KR20100069295A - Scintillator, high-resolution detectors using the same and positron emission tomography devices the same - Google Patents

Scintillator, high-resolution detectors using the same and positron emission tomography devices the same Download PDF

Info

Publication number
KR20100069295A
KR20100069295A KR1020080127945A KR20080127945A KR20100069295A KR 20100069295 A KR20100069295 A KR 20100069295A KR 1020080127945 A KR1020080127945 A KR 1020080127945A KR 20080127945 A KR20080127945 A KR 20080127945A KR 20100069295 A KR20100069295 A KR 20100069295A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
scintillation crystal
crystal cells
scintillator
scintillation
reflective film
Prior art date
Application number
KR1020080127945A
Other languages
Korean (ko)
Inventor
안성용
최동혁
유동식
Original Assignee
삼성전기주식회사
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 삼성전기주식회사 filed Critical 삼성전기주식회사
Priority to KR1020080127945A priority Critical patent/KR20100069295A/en
Publication of KR20100069295A publication Critical patent/KR20100069295A/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/037—Emission tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/003—Scintillation (flow) cells
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/50—Detectors
    • G01N2223/505—Detectors scintillation

Abstract

PURPOSE: A scintillator, a high energy radiation detector thereof, and a positron emission tomography thereof are provided to improve the resolution by forming a reflective film in the side of a scintillation crystal cell. CONSTITUTION: A scintillator(10) comprises a plurality of scintillation crystal cells(11) and a reflective film(13). A scintillation crystal cell has a polygonal pillar shape. The reflective film is formed in at least one side of the scintillation crystal cell. A photoelectric conversion part(20) comprises a detection cell and a photomultiplier. The detection cell senses the flashing light signal generated from a plurality of scintillation crystal cells. The photomultiplier changes the flashing light signal to the electric signal.

Description

신틸레이터, 이를 이용한 고에너지 방사선 검출기 및 이를 이용한 양전자방출 단층 촬영 장치{SCINTILLATOR, HIGH-RESOLUTION DETECTORS USING THE SAME AND POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY DEVICES THE SAME}Scintillator, high-energy radiation detector and positron emission tomography device using the same {SCINTILLATOR, HIGH-RESOLUTION DETECTORS USING THE SAME AND POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY DEVICES THE SAME}

본 발명은 신틸레이터, 이를 이용한 고에너지 방사선 검출기 및 이를 이용한 양전자방출 단층 촬영 장치에 관한 것으로, 보다 상세하게는 의료용 장비 등으로 널리 쓰이는 핵의학 영상 기기 중에서 양전자 방출 단층 촬영(Positron Emission Tomography; 이하, 'PET'라고 함) 장치를 위한 고해상도가 가능한 신틸레이터, 이를 이용한 고에너지 방사선 검출기 및 이를 이용한 양전자 방출 단층 촬영에 관한 것이다.The present invention relates to a scintillator, a high-energy radiation detector using the same, and a positron emission tomography apparatus using the same, and more particularly, to positron emission tomography (Psitron Emission Tomography) among nuclear medical imaging devices widely used as medical equipment. The present invention relates to a scintillator capable of high resolution for a device, a high energy radiation detector using the same, and positron emission tomography using the same.

일반적으로 PET는 X선 전산화 단층 촬영기(Computerized Tomography, CT), 단일 양립자 방출 전산 단층 촬영기(Single Positron Emission Computed Tomography, SPECT)와 같이 방사선을 이용한 단층 촬영기로서, 통상적으로 연구 및 진단을 위하여 생체 내에 양전자를 방출하는 방사성 시료를 정맥 주사 또는 흡입에 의해 주입한 후 이를 검출함으로써 이물질의 체내 분포를 영상화하는 기술이다. In general, PET is a tomography using radiation, such as a computerized tomography (CT) and a single positron emission computed tomography (SPECT), usually in vivo for research and diagnosis It is a technique of imaging the distribution of foreign substances by injecting a radioactive sample that emits positrons by intravenous injection or inhalation and then detecting them.

예를 들어, 일부 암세포는 다른 세포보다 포도당을 더 많이 축적한다는 사실에 기초하여 반감기가 약 110분인 방사성 동위원소 F18를 포도당에 결합한 FDG가 암세포의 추적에 이용되는 것과 같다. For example, based on the fact that some cancer cells accumulate more glucose than others, FDG, which combines the radioisotope F 18 with glucose with a half-life of about 110 minutes, is used to track cancer cells.

이와 같이 PET는 인체의 물질 대사 연구, 암진단, 심장 및 신경 계통의 이상 등 여러 가지 질병의 진단 및 연구에 사용되고 있다.As such, PET has been used for the diagnosis and research of various diseases such as metabolism studies of the human body, cancer diagnosis, heart and nervous system abnormalities.

양전자 방출 핵종은 주로 핵의 중성자 수가 다소 많은 불안정한 동위 원소로서, PET에 주로 이용되는 O15, N13, C11, F18 등과 같은 핵종들은 양전자를 방출함으로써 안정화된다. Positron emitting nuclides are predominantly unstable isotopes with a somewhat larger number of neutrons, and nuclides, such as O 15 , N 13 , C 11 and F 18 , which are mainly used in PET, are stabilized by emitting positrons.

인체 내에서 양전자 방출 핵종으로부터 방출된 양전자는 근처의 전자와 결합하는 과정을 거치며, 결합한 양전자 및 전자가 소멸(annihilation)하여 γ-선을 방출시킨다. 질량-에너지 등가 원리와 관계된 에너지 보존 법칙 및 운동량 보존 법칙에 따라서 정지 상태에 이른 양전자는 근처의 전자와 결합하여 서로 반대 방향으로 방출되는 511 keV 에너지를 가지는 소멸 γ-선으로 변환된다.The positron emitted from the positron emitting nuclide in the human body undergoes a process of binding with nearby electrons, and the bound positron and electron are annihilated to emit γ-rays. According to the law of conservation of energy and momentum conservation related to the mass-energy equivalence principle, positrons that have reached a stationary state are converted into extinction γ-rays with 511 keV energies that combine with nearby electrons and are released in opposite directions.

반대 방향으로 방출되는 한 쌍의 γ-선을 검출하여 이를 분석함으로써 γ-선의 발생 위치를 결정할 수 있으며, 결과적으로 γ-선의 발생 빈도, 즉 표지된 시료의 축적 농도를 공간 위치 좌표의 함수로서 구할 수 있고, 그 결과를 디스플레이 수단 등을 이용하여 나타내면 피검자 인체내의 방사성 핵종의 분포를 알 수 있다.By detecting and analyzing a pair of γ-rays emitted in opposite directions, the occurrence position of γ-rays can be determined. As a result, the frequency of occurrence of γ-rays, i.e., the accumulation concentration of the labeled sample, can be obtained as a function of spatial position coordinates. If the results are displayed using a display means or the like, the distribution of radionuclides in the human body can be known.

많이 사용되는 PET용 방사선 검출기의 형태는 신틸레이터 뒤에 광전자 증배관(photomultiplier tube, PMT) 또는 다른 광센서(Photosensor) 들이 연결되고 그 뒤에 위치 판별을 하고 증폭과 데이터 처리를 하는 신호 처리부가 이어지는 형태로 구성이 된다. The most common form of PET radiation detector is a photomultiplier tube (PMT) or other photosensor connected to the scintillator, followed by a signal processor for positioning, amplification and data processing. It becomes a composition.

여기서, 방사선 검출기는 γ-선 형태의 에너지를 빛으로 변환시켜주는 역할을 하는 것으로, 의료용 영상 기기에서 입사면이 주로 정사각형의 형태(육각기둥 형태)로 되어 있으며, 일정한 개수의 섬광 결정셀(scintillating crystal cell)이 모여 다수의 픽셀 배열 구조의 방사선 검출기를 구성한다. 또한, SPECT 등의 여타의 장비들도 검출기는 대부분 상기 방사선 검출기와 같은 형태로 구성되어 있다. Here, the radiation detector serves to convert γ-ray energy into light, and the incident surface of the medical imaging apparatus is mainly in the form of a square (hexagonal column), and a certain number of scintillating crystal cells (scintillating). crystal cells) form a radiation detector having a plurality of pixel array structures. In addition, other devices such as SPECT are mostly configured in the same form as the radiation detector.

이러한 방사선 검출기의 입사면으로 입사된 γ-선(감마선)에 의하여 발생한 빛이 인접한 섬광 결정셀로 투과되거나 다른 전이를 일으킬 경우 생기는 해상도 저하의 문제가 발생하였다. The problem of resolution deterioration occurs when light generated by γ-rays (gamma rays) incident on the incident surface of the radiation detector is transmitted to adjacent scintillation crystal cells or causes other transitions.

이를 해결하기 위한 방법으로, 섬광 결정셀 사이에 반사 그리드 어레이(grid array) 를 사용하여 왔다. 대부분의 반사 그리드는 빛이 완전히 차단될 수 있게 흰색 계열의 테프론이나 TiO2, Al2O3 등의 옥사이드 계통의 물질들이 사용되어 왔으나 이러한 반사 그리드 어레이는 그 두께가 수 mm 단위로 PET의 이미지 영상 구현시 약 0.1 ~ 0.3 mm의 오차가 발생하는 문제점이 있었다. In order to solve this problem, a reflective grid array has been used between the scintillation crystal cells. Most reflective grids have been made of oxide-based materials such as white Teflon, TiO 2 , and Al 2 O 3 to completely block the light. There was a problem that an error of about 0.1 ~ 0.3 mm occurs in the implementation.

한편, 해상도 저하의 문제를 해결하기 위한 다른 방법으로는, 섬광 결정셀 사이에 박막 반사막 필름(thin reflector film)을 끼워 넣어 사용하였다. 그러나 이 방법은 공정이 복잡하고, 각각의 박막 반사막 필름을 제조해야 하므로 가공이 용이하지 않은 문제점이 있었다.On the other hand, as another method for solving the problem of resolution reduction, a thin reflector film was sandwiched and used between the scintillation crystal cells. However, this method has a problem in that the process is complicated and the processing is not easy because each thin film reflector film has to be manufactured.

본 발명은 상술한 문제점을 해결하기 위한 것으로, 본 발명의 목적은 전기적 신호 변환부(예를 들면, 광전자증배관(Photomultiplier Tube, PMT), 애벌란체 포토다이오드(Avalanche Photodiode, APD) 등)에 접합되는 면과 감마선 입사면을 제외한 신틸레이터의 섬광 결정셀의 측면부에 반사막을 직접 형성함으로써 고해상도가 가능한 신틸레이터, 이를 이용한 고에너지 방사선 검출기 및 이를 이용한 양전자방출 단층 촬영 장치를 제공하는 데 있다.SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to solve the above-mentioned problems, and an object of the present invention is to connect to an electrical signal conversion unit (for example, a photomultiplier tube (PMT), an avalanche photodiode (APD), etc.). The present invention provides a scintillator capable of high resolution, a high-energy radiation detector using the same, and a positron emission tomography apparatus using the same by directly forming a reflective film on the side of the scintillation crystal cell of the scintillator except for the incident surface and the gamma ray incident surface.

이상과 같은 목적을 달성하기 위하여, 본 발명의 일 측면에 따른 신틸레이터는 각각 다각형 기둥 형상을 갖는 복수의 섬광 결정셀과, 상기 각 섬광 결정셀의 측면 중 적어도 일 측면에 형성된 반사막을 포함하며, 상기 복수의 섬광 결정셀은 그 측면이 다른 인접한 섬광 결정셀의 측면에 접하도록 동일한 평면 상에 배열되고, 서로 인접한 섬광 결정셀 사이에는 적어도 하나의 상기 반사막이 위치하는 것을 특징으로 한다.In order to achieve the above object, the scintillator according to an aspect of the present invention includes a plurality of flash crystal cells each having a polygonal pillar shape, and a reflective film formed on at least one side of the side of each of the flash crystal cells, The plurality of scintillation crystal cells are arranged on the same plane such that side surfaces thereof are in contact with side surfaces of other adjacent scintillation crystal cells, and at least one of the reflective films is disposed between the scintillation crystal cells adjacent to each other.

이 경우, 상기 반사막은 다른 섬광 결정셀과 접하는 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성되거나, 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성될 수 있다. In this case, the reflective film may be formed on all sides of each of the scintillation crystal cells in contact with other scintillation crystal cells, or on all sides of the scintillation crystal cells.

또한, 상기 반사막은 상기 각 섬광 결정셀의 측면에 증착된 금속물질로 이루어지며, 상기 금속물질은 Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr 및 Co로 구성된 그룹에서 선택된 적어도 하나의 금속물질 또는 이들의 합금일 수 있다. In addition, the reflective film is made of a metal material deposited on the side of each scintillation crystal cell, the metal material is composed of Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr and Co At least one metal material selected from the group or alloys thereof.

또한, 상기 박막의 반사막은 20 ~ 40 nm의 두께로 형성되며, 상기 각 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 상기 반사막은 서로 동일한 두께를 갖는 것이 바람직하다. In addition, the reflective film of the thin film is formed to a thickness of 20 to 40 nm, it is preferable that the reflective film located at each interface of each of the scintillation crystal cell has the same thickness.

또한, 상기 복수의 섬광 결정셀의 배열은 순차적으로 적층된 적어도 2개의 결정층으로 이루어진 복층 구조를 가질 수 있으며, 상기 복수의 섬광 결정셀은 각 결정층 내에서는 동일한 결정으로 형성되며, 인접한 다른 결정층의 섬광 결정셀과는 다른 종류의 결정으로 형성될 수 있다. In addition, the arrangement of the plurality of scintillation crystal cells may have a multilayer structure consisting of at least two crystal layers stacked sequentially, the plurality of scintillation crystal cells are formed of the same crystal in each crystal layer, the other adjacent crystal It may be formed of a different kind of crystal from the scintillation crystal cell of the layer.

한편, 본 발명의 다른 실시 형태에 따른 고에너지 방사선 검출기는, 각각 다각형 기둥 형상을 갖는 복수의 섬광 결정셀과, 상기 각 섬광 결정셀의 측면 중 적어도 일 측면에 형성된 반사막을 포함하며, 상기 복수의 섬광 결정셀은 그 측면이 다른 인접한 섬광 결정셀의 측면에 접하도록 동일한 평면 상에 배열되고, 서로 인접한 섬광 결정셀 사이에는 적어도 하나의 상기 반사막이 위치하는 신틸레이터; 및 상기 신틸레이터에 연결되어 상기 복수의 섬광 결정셀로부터 발생된 섬광신호를 전기적 신호로 변환하여 출력시키는 광전변환부;를 포함한다. On the other hand, the high-energy radiation detector according to another embodiment of the present invention includes a plurality of flash crystal cells each having a polygonal columnar shape, and a reflective film formed on at least one side of each of the flash crystal cells, The scintillation crystal cell is arranged on the same plane such that the side thereof is in contact with the side surface of another adjacent scintillation crystal cell, and the scintillator in which at least one of the reflective films is positioned between the scintillation crystal cells adjacent to each other; And a photoelectric conversion unit connected to the scintillator for converting a flash signal generated from the plurality of scintillation crystal cells into an electrical signal and outputting the electrical signal.

이 경우, 상기 광전변환부는 섬광 신호를 증폭하여 출력하는 광전자 증배관을 포함하며, 상기 반사막은 다른 섬광 결정셀과 접하는 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성되거나, 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성될 수 있다. In this case, the photoelectric conversion unit includes a photomultiplier tube for amplifying and outputting a flash signal, the reflecting film is formed on all sides of each of the scintillation crystal cells in contact with other scintillation crystal cells, or all sides of each of the scintillation crystal cells Can be formed on.

또한, 상기 반사막은 상기 각 섬광 결정셀의 측면에 증착된 금속물질로 이루어지며, 상기 금속물질은 Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr 및 Co로 구성된 그룹에서 선택된 적어도 하나의 금속물질 또는 이들의 합금일 수 있다. In addition, the reflective film is made of a metal material deposited on the side of each scintillation crystal cell, the metal material is composed of Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr and Co At least one metal material selected from the group or alloys thereof.

또한, 상기 박막의 반사막은 20 ~ 40 nm의 두께로 형성되며, 상기 각 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 상기 반사막은 서로 동일한 두께를 가질 수 있다. In addition, the reflective film of the thin film is formed to a thickness of 20 to 40 nm, the reflective film located at each interface of each of the scintillation crystal cell may have the same thickness.

또한, 상기 복수의 섬광 결정셀의 배열은 순차적으로 적층된 적어도 2개의 결정층으로 이루어진 복층 구조를 가질 수 있으며, 상기 복수의 섬광 결정셀은 각 결정층 내에서는 동일한 결정으로 형성되며, 인접한 다른 결정층의 섬광 결정셀과는 다른 종류의 결정으로 형성될 수 있다. In addition, the arrangement of the plurality of scintillation crystal cells may have a multilayer structure consisting of at least two crystal layers stacked sequentially, the plurality of scintillation crystal cells are formed of the same crystal in each crystal layer, the other adjacent crystal It may be formed of a different kind of crystal from the scintillation crystal cell of the layer.

한편, 본 발명의 또 다른 실시 형태에 따른 양전자 방출 단층 촬영 장치는, 제10항 내지 제19항 중 어느 한 항에 따른 적어도 하나 이상의 고에너지 방사선 검출기; 상기 고에너지 방사선 검출기가 복수개 배치된 검출기 링을 포함하는 검출부; 상기 검출부에 의해 출력된 신호를 분석하여 영상 신호를 출력하는 신호 처리 부; 및 상기 신호 처리부로부터 출력되는 영상 신호를 표시하기 위한 디스플레이부;를 포함한다. On the other hand, positron emission tomography apparatus according to another embodiment of the present invention, at least one high energy radiation detector according to any one of claims 10 to 19; A detector including a detector ring having a plurality of the high energy radiation detectors; A signal processor which analyzes the signal output by the detector and outputs an image signal; And a display unit for displaying an image signal output from the signal processor.

본 발명에 따르면, 신틸레이터의 인접한 각 섬광 결정셀의 측면에 반사막을 형성함으로써 신틸레이터에 구성된 각 섬광 결정셀 내에서만 빛의 분포가 나타나므로, 각 섬광 결정셀의 측면으로부터의 반사현상을 최소화 할 수 있어 영상 왜곡을 감소시키는 동시에 정확한 감마선의 위치 영상을 얻을 수 있는 효과가 있다.According to the present invention, since the light distribution appears only in each of the scintillation crystal cells configured in the scintillator by forming a reflective film on the side of each scintillation scintillation crystal cell adjacent to the scintillator, the reflection phenomenon from the side of each scintillation crystal cell can be minimized. It is possible to reduce image distortion and at the same time obtain an accurate gamma ray position image.

또한, 신틸레이터의 각 섬광 결정셀의 측면에 나노 두께의 반사막을 형성함으로써 전체 신틸레이터의 크기가 감소하는 효과가 있으며, 전체 신틸레이터의 크기가 감소함에 따라 더 많은 단결정을 배열할 수 있어 해상도가 향상되는 효과가 있다.In addition, by forming a nano-thick reflective film on the side of each scintillation crystal cell of the scintillator, the size of the entire scintillator is reduced. There is an effect to be improved.

또한, 신틸레이터의 각 섬광 결정셀의 측면에 나노 두께의 반사막을 일반적인 물리적 증착법을 이용하여 직접 형성함으로써 반사 그리드 및 반사 필름을 별도 제작하지 않아도 되므로 제작 단가를 낮출 수 있고, 제조 공정을 단순화하여 비용 절감의 효과가 있다.In addition, since the nano-thick reflective film is directly formed on the side of each scintillation crystal cell of the scintillator using a general physical vapor deposition method, the reflective grid and the reflective film do not need to be manufactured separately, thereby reducing the manufacturing cost and simplifying the manufacturing process. There is a saving effect.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시형태를 설명한다. 그러나 본 발명의 실시형태는 여러가지 다른 형태로 변형될 수 있으며, 본 발명의 범위가 이 하 설명하는 실시형태로 한정되는 것은 아니다. 본 발명의 실시형태는 당업계에서 통상의 지식을 가진 자에게 본 발명을 더욱 완전하게 설명하기 위해서 제공되는 것이다. 또한, 본 명세서에 첨부된 도면의 구성요소들은 설명의 편의를 위하여 확대 또는 축소되어 도시되어 있을 수 있음이 고려되어야 한다. Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. However, embodiments of the present invention can be modified in many different forms, and the scope of the present invention is not limited to the embodiments described below. Embodiments of the present invention are provided to more fully describe the present invention to those skilled in the art. In addition, it should be considered that elements of the drawings attached to the present specification may be enlarged or reduced for convenience of description.

도 1은 본 발명의 제1실시형태에 따른 신틸레이터(10)를 이용한 고에너지 방사선 검출기(1)의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이며, 도 1 (a)는 고에너지 방사선 검출기(1)를, 도 1 (b)는 신틸레이터(10)를 구성하는 하나의 섬광 결정셀(11)을 나타내는 사시도이다.1 is a perspective view showing a schematic form of a high energy radiation detector 1 using a scintillator 10 according to a first embodiment of the present invention, and FIG. 1 (a) shows a high energy radiation detector 1, FIG.1 (b) is a perspective view which shows the scintillation crystal cell 11 which comprises the scintillator 10. As shown in FIG.

도 1 (a)에 도시한 바와 같이, 본 고에너지 방사선 검출기(1)는 신틸레이터(scintillator)(10) 및 광전변환부(photoelectric conversion element)(20)을 포함한다. 여기서, 신틸레이터(10)는 동일한 평면 상에 복수개의 섬광 결정셀(11)이 배열되어 형성된 결정층이며, 광전변환부(20)는 신틸레이터(10)에 연결되어 복수개의 섬광 결정셀(11)로부터 발생된 섬광 신호들을 전기적 신호로 변환하여 출력한다. 이때, 광전변환부(20)는 섬광 신호를 감지하는 감지셀(미도시) 및 섬광 신호를 증폭하여 출력하는 광전자 증배관(미도시)을 포함한다. As shown in FIG. 1A, the present high energy radiation detector 1 includes a scintillator 10 and a photoelectric conversion element 20. Here, the scintillator 10 is a crystal layer formed by arranging a plurality of scintillation crystal cells 11 on the same plane, and the photoelectric conversion unit 20 is connected to the scintillator 10 to form a plurality of scintillation crystal cells 11. The flash signals generated from) are converted into electrical signals and output. In this case, the photoelectric conversion unit 20 includes a sensing cell (not shown) for detecting the flash signal and an optoelectronic multiplier (not shown) for amplifying and outputting the flash signal.

도 1 (a)에 도시된 신틸레이터(10)의 부분 확대도 및 도 1 (b)에 도시된 섬광 결정셀(11)을 참조하여 본 발명의 일실시 형태에 따른 신틸레이터(10)를 보다 상세하게 살펴보면 다음과 같다.A partial enlarged view of the scintillator 10 shown in FIG. 1A and the scintillation crystal cell 11 shown in FIG. 1B show a scintillator 10 according to an embodiment of the present invention. Let's take a closer look at the following.

신틸레이터(10)는 광전변환부(20) 위의 동일 평면 상에 배열된 사각 기둥 형상의 섬광 결정셀(11)을 복수개 포함한 결정층이다. 상기 결정층은 동일한 결정의 섬광 결정셀(11)들로 형성되나, 하나의 결정층을 이루는 복수 개의 섬광 결정셀(11)에서, 이웃한 섬광 결정셀 간의 성질이 서로 다르게 배열될 수도 있다. 이때, 복수 개의 섬광 결정셀(11)은 그 측면이 다른 인접한 섬광 결정셀의 측면에 접하도록 배열되며, 인접한 섬광 결정셀 사이에 반사막(13)이 위치한다. The scintillator 10 is a crystal layer including a plurality of scintillation scintillation crystal cells 11 arranged on the same plane on the photoelectric converter 20. The crystal layer is formed of the flash crystal cells 11 of the same crystal, but in the plurality of flash crystal cells 11 constituting a single crystal layer, properties of neighboring flash crystal cells may be arranged differently. In this case, the plurality of scintillation crystal cells 11 are arranged such that the side thereof contacts the side surface of another adjacent scintillation crystal cell, and the reflective film 13 is positioned between the adjacent scintillation crystal cells.

여기서, 각 섬광 결정셀(11)은 사각 기둥 형상으로 도시하였으나, 다각형 기둥 형상으로 구현될 수 있으며, 다각형은, 삼각형, 오각형, 육각형 등 가장 이상적 형태인 원기둥 모양의 단결정 가공에 근접한 형태이면서도 단결정 간의 접합시, 빈틈이 없이 밀집되어(close-packing) 배열될 수 있는 형태로 가공되면 된다.Here, although each of the scintillation crystal cell 11 is shown in the shape of a square column, it may be implemented in a polygonal column shape, the polygon is close to the single crystal processing of the cylindrical shape of the most ideal form such as triangle, pentagon, hexagon, etc. When splicing, they need to be machined to form close-packing arrangements without gaps.

그리고, 각 섬광 결정셀(11)은 광전변환부(20)와 접하는 면과 감마선이 입사되는 입사면을 제외한 측면 중 다른 섬광 결정셀과 인접한 측면에 반사막(13)이 형성되는 것으로 도시하였으나, 반사막은 각 섬광 결정셀의 적어도 일 측면 또는 모든 측면에 형성될 수 있다. 즉, 서로 인접한 섬광 결정셀 사이에는 적어도 하나의 반사막이 위치하면 된다. 이때, 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 반사막(13)은 서로 동일한 두께(t)를 가진다. In addition, although each of the scintillation crystal cells 11 is formed as a reflective film 13 is formed on the side adjacent to other scintillation crystal cells of the side except for the surface in contact with the photoelectric conversion unit 20 and the incident surface where the gamma ray is incident, the reflective film May be formed on at least one side or all sides of each scintillation crystal cell. That is, at least one reflective film may be located between the scintillation crystal cells adjacent to each other. At this time, the reflective films 13 located at each interface of the scintillation crystal cells have the same thickness t.

그리고, 반사막(13)은 감마선이 변환된 광신호가 다른 인접한 섬광 결정셀에 영향을 주지 않도록 차단하는 기능을 한다. 이러한 반사막(11)은 얇은 두께(nm)로 충분한 광신호의 차단 또는 광반사 기능이 확보 가능하면서, 각 섬광 결정셀의 표면에 증착이 용이한 금속물질 또는 그 합금 물질을 사용할 수 있다. 금속물질로는 Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr 및 Co를 포함하는 그룹에서 선택된 적어도 하나의 금속물질 또는 이들의 합금물질일 수 있다. 하지만 이에 한정되는 것은 아니며, 광신호의 차단 또는 광반사 기능을 갖는 물질이라면, 금속물질 이외에도 폴리머 등 다양한 물질을 사용하여 반사막을 형성할 수 있다.The reflective film 13 serves to block an optical signal converted from gamma rays so as not to affect other adjacent scintillation crystal cells. The reflective film 11 may use a metal material or an alloy material thereof that is easy to deposit on the surface of each scintillation crystal cell while ensuring a sufficient light signal blocking or light reflection function with a thin thickness (nm). The metal material may be at least one metal material selected from the group consisting of Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr, and Co, or an alloy thereof. However, the present invention is not limited thereto, and as long as the material has a function of blocking or reflecting an optical signal, the reflective film may be formed using various materials such as polymers in addition to the metal material.

또한, 반사막(13)은 그 두께가 10 ~ 100 nm 범위로 형성되며, 바람직하게는 20 ~ 40 nm 범위로 형성될 수 있다. 여기서, 반사막의 두께가 10 nm 이하이면, 광신호의 차단 또는 광반사 기능을 수행할 수 없으며, 반사막의 두께가 100nm 이상이면, 서로 인접한 섬광 결정셀 사이의 배열 간격이 커져 섬광 결정셀의 밀집도가 낮아져 해상도가 저하된다. In addition, the reflective film 13 may have a thickness in the range of 10 to 100 nm, and preferably in the range of 20 to 40 nm. Here, when the thickness of the reflecting film is 10 nm or less, it is impossible to perform the blocking or light reflection function of the optical signal, and when the reflecting film is 100 nm or more, the arrangement interval between the scintillation crystal cells adjacent to each other becomes large and the density of the scintillation crystal cells is increased. Lowered, resulting in reduced resolution.

도 2는 본 발명의 제2실시형태에 따른 신틸레이터(10')를 이용한 고에너지 방사선 검출기(2)의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이며, 도 2 (a)는 고에너지 방사선 검출기(2)를, 도 2 (b)는 신틸레이터를 구성하는 하나의 섬광 결정셀(11)을 나타내는 사시도이다. 여기서, 도 1에 도시된 고에너지 방사선 검출기(1)와 동일한 도면 부호를 갖는 구성은 동일한 구성 요소이므로, 그 상세한 설명은 생략하도록 한다.FIG. 2 is a perspective view showing a schematic form of the high energy radiation detector 2 using the scintillator 10 'according to the second embodiment of the present invention, and FIG. 2 (a) shows the high energy radiation detector 2. 2B is a perspective view showing one scintillation crystal cell 11 constituting the scintillator. Here, since the configuration having the same reference numerals as the high energy radiation detector 1 shown in FIG. 1 is the same component, its detailed description will be omitted.

본 발명의 제2실시형태에 따른 신틸레이터(10')와 제1실시형태에 따른 신틸레이터(10)의 차이점은 신틸레이터를 구성하는 섬광 결정셀의 모든 측면에 반사막(13')을 형성한 것이다. 이와 같이, 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 금속물질의 증착을 통해 반사막(13')을 형성하고, 이 반사막(13')이 형성된 각 섬광 결정셀을 다른 섬광 결정셀과 접하도록 동일 평면상에 배열하여 다수의 픽셀 배열 구조의 신틸레이터(10')를 형성한다. 이때, 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 반사막(13')은 서로 동일한 두께(2t)를 가진다. The difference between the scintillator 10 'according to the second embodiment of the present invention and the scintillator 10 according to the first embodiment is that the reflective film 13' is formed on all sides of the scintillation crystal cell constituting the scintillator. will be. In this way, the reflective film 13 'is formed on all sides of each of the scintillation crystal cells by the deposition of a metal material, and each scintillation crystal cell on which the reflecting film 13' is formed is in contact with another scintillation crystal cell on the same plane. To form a scintillator 10 'of a plurality of pixel array structures. At this time, the reflective films 13 'positioned at each interface of the scintillation crystal cell have the same thickness 2t.

도 3은 본 발명의 제3실시형태에 따른 신틸레이터(100)를 이용한 고에너지 방사선 검출기(3)의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이며, 도 3 (a)는 고에너지 방사선 검출기(3)를, 도 3 (b)는 신틸레이터(100)를 구성하는 섬광 결정셀을 나타내는 사시도이다. 여기서, 도 1에 도시된 고에너지 방사선 검출기(1)와 동일한 용어는 동일한 구성요소이므로, 동일한 구성요소에 대한 동일한 설명은 생략하도록 한다.3 is a perspective view showing a schematic form of the high energy radiation detector 3 using the scintillator 100 according to the third embodiment of the present invention, and FIG. 3 (a) shows the high energy radiation detector 3, 3B is a perspective view illustrating the scintillation crystal cell constituting the scintillator 100. Here, since the same terms as the high energy radiation detector 1 shown in FIG. 1 are the same components, the same description for the same components will be omitted.

도 3 (a)에 도시한 바와 같이, 본 고에너지 방사선 검출기(3)는 신틸레이터(scintillator)(100) 및 광전변환부(photoelectric conversion element)(200)을 포함한다. 여기서, 신틸레이터(100)는 동일한 평면 상에 복수개의 섬광 결정셀이 배열되어 형성된 결정층(110, 150)이 적어도 2개 이상이며, 상기 2개 이상의 결정층(110, 150)이 순차적으로 적층되어 형성된다. 그리고, 광전변환부(200)는 신틸레이터(100)에 연결되어 복수개의 섬광 결정셀로부터 발생된 섬광 신호들을 전기적 신호로 변환하여 출력한다. 이때, 광전변환부(200)는 섬광 신호를 감지하는 감지셀(미도시) 및 섬광 신호를 증폭하여 출력하는 광전자 증배관(미도시)을 포함한다. As shown in FIG. 3A, the high energy radiation detector 3 includes a scintillator 100 and a photoelectric conversion element 200. Here, the scintillator 100 has at least two crystal layers 110 and 150 formed by arranging a plurality of scintillation crystal cells on the same plane, and the two or more crystal layers 110 and 150 are sequentially stacked. It is formed. The photoelectric converter 200 is connected to the scintillator 100 and converts the flash signals generated from the plurality of scintillation crystal cells into electrical signals and outputs the electrical signals. In this case, the photoelectric conversion unit 200 includes a sensing cell (not shown) for detecting the flash signal and an optoelectronic multiplier (not shown) for amplifying and outputting the flash signal.

본 발명의 제3실시형태에 따른 신틸레이터(100)와 제1 및 제2실시형태에 따른 신틸레이터(10, 10')의 차이점은 신틸레이터를 구성하는 결정층이 복층 구조로 형성된 것이다. The difference between the scintillator 100 according to the third embodiment of the present invention and the scintillators 10 and 10 'according to the first and second embodiments is that the crystal layer constituting the scintillator is formed in a multilayer structure.

즉, 본 발명의 제3실시형태에 따른 신틸레이터(100)는 2개의 결정층(110, 150)이 적층된 구조이며, 각 결정층은 동일한 결정의 복수개 섬광 결정셀로 형성되며, 인접한 다른 결정층의 섬광 결정셀과는 다른 종류의 결정으로 형성된다. 여기서, 다른 종류의 결정은 발광 펄스의 감쇠 시간이 다르거나 광출력 크기가 다른 것을 의미한다. 예를 들어 2개의 결정층이 발광 펄스의 감쇠 시간 차이가 클수록 빛의 구별이 용이하여 감마선의 입사방향에 대한 초기 발생위치를 정밀하게 결정할 수 있다. That is, the scintillator 100 according to the third embodiment of the present invention has a structure in which two crystal layers 110 and 150 are stacked, and each crystal layer is formed of a plurality of scintillation crystal cells of the same crystal, and other adjacent crystals. It is formed of a different kind of crystal from the scintillation crystal cell of the layer. Here, another kind of crystal means that the decay time of the light emission pulses is different or the light output magnitude is different. For example, as the two crystal layers have a larger difference in attenuation time of the light emission pulse, light is easier to distinguish, and thus an initial generation position in the incident direction of the gamma ray can be precisely determined.

도 3 (a)에 도시된 신틸레이터(100)의 부분 확대도 및 도 3 (b)에 도시된 하나의 섬광 결정셀을 참조하여 본 발명의 일실시 형태에 따른 신틸레이터(100)를 보 다 상세하게 살펴보면 다음과 같다.A partial enlarged view of the scintillator 100 shown in FIG. 3A and one scintillation crystal cell shown in FIG. 3B show a scintillator 100 according to an embodiment of the present invention. Looking in detail as follows.

본 발명의 제3실시형태에 따른 고에너지 방사선 검출기(3)에는 광전변환부(200) 위에 정사각형의 입사면을 가지는 제1 결정층(150)이 배치되고, 상기 제1 결정층(150) 위에 제2 결정층(110)이 배치되어, 제1 및 제2 결정층(150, 110)이 신틸레이터(100)를 구성한다. In the high energy radiation detector 3 according to the third embodiment of the present invention, a first crystal layer 150 having a square incidence plane is disposed on the photoelectric converter 200, and on the first crystal layer 150. The second crystal layer 110 is disposed, and the first and second crystal layers 150 and 110 constitute the scintillator 100.

제1 및 제2 결정층(150, 110)은 각각 동일한 결정의 복수개 섬광 결정셀로 이루어진다. 그러나, 하나의 결정층을 이루는 복수 개의 섬광 결정셀에서, 이웃한 섬광 결정셀 간의 성질이 서로 다르게 배열될 수도 있다.The first and second crystal layers 150 and 110 are each composed of a plurality of flash crystal cells of the same crystal. However, in the plurality of scintillation crystal cells forming one crystal layer, properties of neighboring scintillation crystal cells may be arranged differently.

그리고, 제1 결정층(150)과 제2 결정층(110)은 서로 다른 성질을 가지는 다른 종류의 결정이며, 제2 결정층(110)이 포함하고 있는 섬광 결정셀의 개수는 제1 결정층(150)의 섬광 결정셀의 개수와 동일하다. 이와 같이, 복수 개의 서로 성질이 다른 제1 및 제2 단결정층(150, 110)을 겹치도록 형성하게 되면, 반응 깊이(Depth Of Interaction, DOI)에 대한 보다 상세한 정보를 검출하고 민감도를 유지하면서도 빛의 출력을 증대시켜 고에너지 방사선 검출기의 공간 분해능을 향상시킬 수 있다.The first crystal layer 150 and the second crystal layer 110 are different types of crystals having different properties, and the number of scintillation crystal cells included in the second crystal layer 110 is the first crystal layer. It is equal to the number of scintillation crystal cells of 150. As such, when the plurality of first and second single crystal layers 150 and 110 having different properties are formed to overlap, more detailed information on the depth of interaction (DOI) may be detected and light may be maintained while maintaining sensitivity. It is possible to improve the spatial resolution of the high energy radiation detector by increasing the power of.

그리고, 신틸레이터(100)의 각 결정층(110, 150)을 구성하는 동일 평면 상에 배열된 복수개의 사각 기둥 형상의 섬광 결정셀은 그 측면이 다른 인접한 섬광 결 정셀의 측면에 접하도록 배열되며, 인접한 섬광 결정셀 사이에 반사막(130)이 위치한다. 이때, 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 반사막(130)은 서로 동일한 두께(t)를 가진다. In addition, the plurality of square pillar-shaped flash crystal cells arranged on the same plane constituting each of the crystal layers 110 and 150 of the scintillator 100 are arranged so that their sides contact the side surfaces of other adjacent flash crystal cells. The reflective film 130 is positioned between the adjacent scintillation crystal cells. At this time, the reflective films 130 positioned at each interface of the scintillation crystal cell have the same thickness t.

도 4는 본 발명의 제4실시형태에 따른 신틸레이터를 이용한 고에너지 방사선 검출기(4)의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이며, 도 4 (a)는 고에너지 방사선 검출기(4)를, 도 4 (b)는 신틸레이터(100')를 구성하는 섬광 결정셀을 나타내는 사시도이다. 여기서, 도 1에 도시된 고에너지 방사선 검출기(1)와 동일한 용어는 동일한 구성요소이므로, 동일한 구성요소에 대한 동일한 설명은 생략하도록 한다. 4 is a perspective view showing a schematic form of a high energy radiation detector 4 using a scintillator according to a fourth embodiment of the present invention, and FIG. 4 (a) shows the high energy radiation detector 4, FIG. b) is a perspective view showing the scintillation crystal cell constituting the scintillator 100 '. Here, since the same terms as the high energy radiation detector 1 shown in FIG. 1 are the same components, the same description for the same components will be omitted.

본 발명의 제4실시형태에 따른 신틸레이터(100')와 제3실시형태에 따른 신틸레이터(100)의 차이점은 신틸레이터를 구성하는 섬광 결정셀의 모든 측면에 반사막(130')을 형성한 것이다. 이와 같이, 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 금속물질의 증착을 통해 반사막(130')을 형성하고, 이 반사막(130')이 형성된 각 섬광 결정셀을 다른 섬광 결정셀과 접하도록 동일 평면상에 배열하여 다수의 픽셀 배열 구조의 결정층을 형성하고, 이 결정층이 복층 구조로 적층되어 신틸레이터(100)를 형성한다. 이때, 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 반사막(130')은 서로 동일한 두께(2t)를 가진다. The difference between the scintillator 100 'according to the fourth embodiment of the present invention and the scintillator 100 according to the third embodiment is that the reflective film 130' is formed on all sides of the scintillation crystal cell constituting the scintillator. will be. In this way, the reflective film 130 'is formed on all sides of each of the scintillation crystal cells by depositing a metal material, and the scintillation crystal cells on which the reflecting film 130' is formed are in contact with other scintillation crystal cells on the same plane. Arranged to form crystal layers of a plurality of pixel array structures, the crystal layers are stacked in a multilayer structure to form the scintillator 100. At this time, the reflective films 130 'positioned at each interface of the scintillation crystal cell have the same thickness 2t.

따라서, 도 1 내지 도 4에 도시한 바와 같이, 신틸레이터를 구성하는 섬광 결정셀에 금속물질을 직접 증착하여 나노 두께의 반사막을 형성함으로써, 섬광 결정셀을 배열하기 위한 반사 그리드 어레이(grid array)가 불필요하며, 나노 두께로 반사막을 형성할 수 있어 전체 신틸레이터의 크기가 감소된다. 이로 인하여 단일 면적당 섬광 결정셀을 더욱 많이 배열할 수 있어 민감도 및 해상도를 높일 수 있다. 또한, 간단한 물리적 증착법을 이용하여 금속물질을 섬광 결정셀의 측면에 증착함으로써 반사막을 용이하게 형성가능하여 제작 단가를 낮출 수 있어 비용 절감의 이익을 얻을 수 있다.Accordingly, as shown in FIGS. 1 to 4, a reflective grid array for arranging the scintillation crystal cells by forming a nano-thick reflective film by directly depositing a metal material on the scintillation crystal cells constituting the scintillator. Is unnecessary, and the reflective film can be formed to a nano thickness, thereby reducing the size of the entire scintillator. This allows more scintillation crystal cells to be arranged per single area, thereby increasing sensitivity and resolution. In addition, by using a simple physical vapor deposition method to deposit a metal material on the side of the scintillation crystal cell, it is possible to easily form a reflective film to reduce the manufacturing cost can be obtained a cost savings.

도 5는 본 발명의 제1실시형태 내지 제4실시형태 중 어느 하나의 실시형태에 따른 고에너지 방사선 검출기를 포함하는 양전자 방출 단층 촬영 장치(800)의 개략도이다.5 is a schematic diagram of a positron emission tomography apparatus 800 including a high energy radiation detector according to any one of the first through fourth embodiments of the present invention.

도 5에 도시한 바와 같이, 본 양전자 방출 단층 촬영 장치(800)는 신틸레이터(810) 및 광전변환부(820)을 포함하는 적어도 하나 이상의 고에너지 방사선 검출기, 고에너지 방사선 검출기가 배치되어 있는 검출기 링을 포함하는 검출부(830), 신호 처리부(840) 및 디스플레이부(850)를 포함한다.As shown in FIG. 5, the positron emission tomography apparatus 800 includes at least one high energy radiation detector and a high energy radiation detector including a scintillator 810 and a photoelectric converter 820. The detector 830 includes a ring, a signal processor 840, and a display 850.

즉, 본 발명의 제1실시형태 내지 제4실시형태 중 하나의 실시형태에 따른 복수개의 고에너지 방사선 검출기가 방사상으로 배치되어 환형의 검출기 링을 형성하는 구조를 채택하고 있으며, 복수개의 검출기 링을 축상으로 배치하고 피검체를 그 내부의 중심 부근에 위치시킨 후 방사성 핵종의 3차원 공간분포를 측정한다. That is, a plurality of high energy radiation detectors according to one of the first to fourth embodiments of the present invention are arranged radially to form an annular detector ring. Place it axially, place the subject near its center, and measure the three-dimensional spatial distribution of the radionuclide.

검출부(830)의 검출기 링 내부공간의 중심 부근인 방사성 핵종의 위치에서 발생된 감마선은, 서로 반대방향에 위치한 2개의 고에너지 방사선 검출기(820)에 도달하고, 그 전단을 이루는 섬광 결정셀의 종류에 따라 상이한 파장의 섬광 신호를 발생시킨다. 발생된 섬광 신호는 신틸레이터(810) 후단의 광전변환부(820)의 감지셀들에 의해 감지되어 광전자가 방출된다. 이러한 광전자는 처리가 용이한 디지털 신호로 변환되어 출력되고, 이 신호는 컴퓨터 등으로 구성된 신호 처리부(840)에 의해 분석 및 재구성되어 디스플레이부(850)를 통해 3차원 정보를 담은 단층 영상으로 표시된다.The gamma rays generated at the positions of the radionuclides near the center of the detector ring inner space of the detector 830 reach two high energy radiation detectors 820 located in opposite directions, and form a kind of scintillation crystal cells that are sheared. To generate a flash signal of different wavelengths. The generated scintillation signal is sensed by the sensing cells of the photoelectric converter 820 behind the scintillator 810 to emit photoelectrons. The optoelectronic is converted into a digital signal that is easy to process and output, and the signal is analyzed and reconstructed by a signal processing unit 840 composed of a computer or the like and displayed on the display unit 850 as a tomographic image containing three-dimensional information. .

본 발명은 상술한 실시형태 및 첨부된 도면에 따라 한정되는 것이 아니고, 첨부된 청구범위에 따라 한정하고자 하며, 청구범위에 기재된 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 다양한 형태의 치환, 변형 및 변경이 가능하다는 것은 당 기술분야의 통상의 지식을 가진 자에게 자명할 것이다.The present invention is not limited to the above-described embodiment and the accompanying drawings, but is intended to be limited by the appended claims, and various forms of substitution, modification, and within the scope not departing from the technical spirit of the present invention described in the claims. It will be apparent to those skilled in the art that changes are possible.

도 1은 본 발명의 제1실시형태에 따른 신틸레이터를 이용한 고에너지 방사선 검출기의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이다.1 is a perspective view showing a schematic form of a high energy radiation detector using a scintillator according to a first embodiment of the present invention.

도 2는 본 발명의 제2실시형태에 따른 신틸레이터를 이용한 고에너지 방사선 검출기의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이다.2 is a perspective view showing a schematic form of a high energy radiation detector using a scintillator according to a second embodiment of the present invention.

도 3은 본 발명의 제3실시형태에 따른 신틸레이터를 이용한 고에너지 방사선 검출기의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이다.3 is a perspective view showing a schematic form of a high energy radiation detector using a scintillator according to a third embodiment of the present invention.

도 4는 본 발명의 제4실시형태에 따른 신틸레이터를 이용한 고에너지 방사선 검출기의 개략적인 형태를 나타내는 사시도이다. 4 is a perspective view showing a schematic form of a high energy radiation detector using a scintillator according to a fourth embodiment of the present invention.

도 5는 본 발명의 제1실시형태 내지 제4실시형태에 다른 실시형태의 고에너지 방사선 검출기를 포함하는 양전자방출 단층 촬영 장치의 개략도이다.5 is a schematic diagram of a positron emission tomography apparatus including a high energy radiation detector according to another embodiment of the present invention from the first to the fourth embodiment.

Claims (20)

각각 다각형 기둥 형상을 갖는 복수의 섬광 결정셀과, 각 섬광 결정셀의 측면 중 적어도 일 측면에 형성된 반사막을 포함하며, 상기 복수의 섬광 결정셀은 그 측면이 다른 인접한 섬광 결정셀의 측면에 접하도록 동일한 평면 상에 배열되고, 서로 인접한 섬광 결정셀 사이에는 적어도 하나의 상기 반사막이 위치하는 것을 특징으로 하는 신틸레이터.A plurality of scintillation crystal cells each having a polygonal columnar shape and a reflective film formed on at least one side of each scintillation crystal cell, wherein the plurality of scintillation crystal cells are in contact with a side surface of another adjacent scintillation crystal cell. The scintillator of claim 1, wherein at least one of the reflective films is disposed between the flash crystal cells arranged on the same plane and adjacent to each other. 제1항에 있어서,The method of claim 1, 상기 반사막은 다른 섬광 결정셀과 접하는 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성되는 것을 특징으로 하는 신틸레이터.And the reflecting film is formed on all sides of each of the scintillation crystal cells in contact with other scintillation crystal cells. 제1항에 있어서,The method of claim 1, 상기 반사막은 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성되는 것을 특징으로 하는 신틸레이터.The reflection film is formed on all sides of each of the scintillation crystal cell scintillator. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서,The method according to any one of claims 1 to 3, 상기 반사막은 상기 각 섬광 결정셀의 측면에 증착된 금속물질로 이루어진 것을 특징으로 하는 신틸레이터.The reflector is a scintillator, characterized in that made of a metal material deposited on the side of each of the scintillation crystal cell. 제4항에 있어서,The method of claim 4, wherein 상기 금속물질은 Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr 및 Co로 구성된 그룹에서 선택된 적어도 하나의 금속물질 또는 이들의 합금인 것을 특징으로 하는 신틸레이터.The metal material is at least one metal material selected from the group consisting of Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr and Co or alloys thereof. 제4항에 있어서, The method of claim 4, wherein 상기 박막의 반사막은 20 ~ 40 nm의 두께로 형성되는 것을 특징으로 하는 신틸레이터.Scintillator, characterized in that the thin film is formed of a thickness of 20 to 40 nm. 제1항 또는 제6항에 있어서,The method according to claim 1 or 6, 상기 각 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 상기 반사막은 서로 동일한 두께를 갖는 것을 특징으로 하는 신틸레이터.The scintillator of the scintillation crystal cell, characterized in that the reflecting film located at each interface having the same thickness. 제1항에 있어서,The method of claim 1, 상기 복수의 섬광 결정셀의 배열은 순차적으로 적층된 적어도 2개의 결정층으로 이루어진 복층 구조를 갖는 것을 특징으로 하는 신틸레이터.The scintillator of claim 2, wherein the plurality of scintillation crystal cells have a multilayer structure composed of at least two crystal layers stacked sequentially. 제1항에 있어서,The method of claim 1, 상기 복수의 섬광 결정셀은 각 결정층 내에서는 동일한 결정으로 형성되며, 인접한 다른 결정층의 섬광 결정셀과는 다른 종류의 결정으로 형성되는 것을 특징으로 하는 신틸레이터.The scintillation scintillator is characterized in that the plurality of scintillation crystal cells are formed of the same crystal in each crystal layer and different kinds of crystals from the scintillation crystal cells of other adjacent crystal layers. 각각 다각형 기둥 형상을 갖는 복수의 섬광 결정셀과, 각 섬광 결정셀의 측면 중 적어도 일 측면에 형성된 반사막을 포함하며, 상기 복수의 섬광 결정셀은 그 측면이 다른 인접한 섬광 결정셀의 측면에 접하도록 동일한 평면 상에 배열되고, 서로 인접한 섬광 결정셀 사이에는 적어도 하나의 상기 반사막이 위치하는 신틸레이터; 및A plurality of scintillation crystal cells each having a polygonal columnar shape and a reflective film formed on at least one side of each scintillation crystal cell, wherein the plurality of scintillation crystal cells are in contact with a side surface of another adjacent scintillation crystal cell. A scintillator arranged on the same plane and having at least one reflective film positioned between adjacent scintillation crystal cells; And 상기 신틸레이터에 연결되어 상기 복수의 섬광 결정셀로부터 발생된 섬광신호를 전기적 신호로 변환하여 출력시키는 광전변환부;를 포함하는 고에너지 방사선 검출기.And a photoelectric conversion unit connected to the scintillator for converting a flash signal generated from the plurality of scintillation crystal cells into an electrical signal and outputting the electrical signal. 제10항에 있어서,The method of claim 10, 상기 광전변환부는 섬광 신호를 증폭하여 출력하는 광전자 증배관을 포함하는 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.The photoelectric conversion unit is a high-energy radiation detector, characterized in that it comprises a photomultiplier tube for amplifying and outputting a flash signal. 제10항에 있어서,The method of claim 10, 상기 반사막은 다른 섬광 결정셀과 접하는 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성되는 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.And the reflective film is formed on all sides of each of the scintillation crystal cells in contact with other scintillation crystal cells. 제10항에 있어서,The method of claim 10, 상기 반사막은 상기 각 섬광 결정셀의 모든 측면에 형성되는 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.And the reflective film is formed on all sides of each of the scintillation crystal cells. 제10항, 제12항 및 제13항 중 어느 한 항에 있어서,The method according to any one of claims 10, 12 and 13, 상기 반사막은 상기 각 섬광 결정셀의 측면에 증착된 금속물질로 이루어진 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.The reflective film is a high energy radiation detector, characterized in that made of a metal material deposited on the side of each of the scintillation crystal cell. 제14항에 있어서,The method of claim 14, 상기 금속물질은 Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr 및 Co로 구성된 그룹에서 선택된 적어도 하나의 금속물질 또는 이들의 합금인 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.The metal material is at least one metal material selected from the group consisting of Pt, Au, Ag, Cu, Ni, Al, V, Ti, Mo, W, Cr and Co or alloys thereof . 제14항에 있어서, The method of claim 14, 상기 박막의 반사막은 20 ~ 40 nm의 두께로 형성되는 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.The reflective film of the thin film is a high energy radiation detector, characterized in that formed to a thickness of 20 to 40 nm. 제10항 또는 제16항에 있어서,The method according to claim 10 or 16, 상기 각 섬광 결정셀의 각 계면에 위치한 상기 반사막은 서로 동일한 두께를 갖는 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.And said reflective films located at each interface of said scintillation crystal cells have the same thickness. 제10항에 있어서,The method of claim 10, 상기 복수의 섬광 결정셀의 배열은 순차적으로 적층된 적어도 2개의 결정층으로 이루어진 복층 구조를 갖는 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.The arrangement of the plurality of scintillation crystal cells has a high energy radiation detector, characterized in that having a multilayer structure consisting of at least two crystal layers stacked sequentially. 제10항에 있어서,The method of claim 10, 상기 복수의 섬광 결정셀은 각 결정층 내에서는 동일한 결정으로 형성되며, 인접한 다른 결정층의 섬광 결정셀과는 다른 종류의 결정으로 형성되는 것을 특징으로 하는 고에너지 방사선 검출기.And the plurality of scintillation crystal cells are formed of the same crystal in each crystal layer, and are formed of different kinds of crystals from the scintillation crystal cells of other adjacent crystal layers. 제10항 내지 제19항 중 어느 한 항에 따른 적어도 하나 이상의 고에너지 방사선 검출기;At least one high energy radiation detector according to any one of claims 10 to 19; 상기 고에너지 방사선 검출기가 복수개 배치된 검출기 링을 포함하는 검출부;A detector including a detector ring having a plurality of the high energy radiation detectors; 상기 검출부에 의해 출력된 신호를 분석하여 영상 신호를 출력하는 신호 처리부; 및A signal processor which analyzes the signal output by the detector and outputs an image signal; And 상기 신호 처리부로부터 출력되는 영상 신호를 표시하기 위한 디스플레이부;를 포함하는 양전자 방출 단층 촬영 장치.And a display unit for displaying an image signal output from the signal processor.
KR1020080127945A 2008-12-16 2008-12-16 Scintillator, high-resolution detectors using the same and positron emission tomography devices the same KR20100069295A (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020080127945A KR20100069295A (en) 2008-12-16 2008-12-16 Scintillator, high-resolution detectors using the same and positron emission tomography devices the same

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020080127945A KR20100069295A (en) 2008-12-16 2008-12-16 Scintillator, high-resolution detectors using the same and positron emission tomography devices the same

Publications (1)

Publication Number Publication Date
KR20100069295A true KR20100069295A (en) 2010-06-24

Family

ID=42367419

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020080127945A KR20100069295A (en) 2008-12-16 2008-12-16 Scintillator, high-resolution detectors using the same and positron emission tomography devices the same

Country Status (1)

Country Link
KR (1) KR20100069295A (en)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017120201A1 (en) * 2016-01-05 2017-07-13 Board Of Regents, The University Of Texas System Apparatus and methods for optical emission detection

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017120201A1 (en) * 2016-01-05 2017-07-13 Board Of Regents, The University Of Texas System Apparatus and methods for optical emission detection
US10497741B2 (en) 2016-01-05 2019-12-03 Board Of Regents, The University Of Texas System Apparatus and methods for optical emission detection

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CA2252993C (en) Detector assembly for multi-modality scanners
JP4195505B2 (en) 3D image detector using wavelength-shifted optical fiber
US8299437B2 (en) Gamma ray detector and gamma ray reconstruction method
JP5400988B1 (en) Radioactive substance detection apparatus, radiation source position visualization system, and radioactive substance detection method
US20190015062A1 (en) Imaging system and method based on multiple-gamma photon coincidence event
US8466418B2 (en) Gamma ray detector, radiation diagnostic device, tomography device, and method of analyzing tomography device
JP5824773B2 (en) Matrix apparatus and method for measuring position and time of gamma quantum reaction, and method of using said apparatus for measuring position and time of gamma quantum reaction in positron emission tomography
US20100308225A1 (en) Beta ray detector and beta ray reconstruction method
US8481947B2 (en) Method and system for nuclear imaging using multi-zone detector architecture
CN110520760A (en) Pixel for radiation detector designs
Vaquero et al. Performance characteristics of a compact position-sensitive LSO detector module
US8809790B2 (en) Method and system for nuclear imaging using multi-zone detector architecture
KR20100069415A (en) Scintillator detectors and positron emission tomography devices using the same
JP7100549B2 (en) High energy ray detector and tomographic image acquisition device
Korevaar et al. A pinhole gamma camera with optical depth-of-interaction elimination
KR20100069295A (en) Scintillator, high-resolution detectors using the same and positron emission tomography devices the same
US10989819B2 (en) Gamma radiation detector with parallax compensation
KR101089812B1 (en) Radiation Camera
KR101042567B1 (en) Compton Camera
JP5446011B2 (en) Gamma ray detector, radiation diagnostic apparatus, tomographic imaging apparatus, analysis method thereof, computer program, and storage medium
KR20060109380A (en) Scintillator detectors with three or more crystal-layers and positron emission tomography devices therewith
Vittori et al. Comparison between YAP: Ce and CsI (Tl) multipillar matrices
KR20230095204A (en) Scintillator detector and positron emission tomography apparatus using the same
Chen et al. Radiation Detection in SPECT and PET
Brasse et al. Instrumentation Challenges in (S) PE (C) T Systems

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E601 Decision to refuse application