La gammacámara (también conocida como cámara Anger por ser este su inventor en 1958), ha sido y es el detector más ampliamente utilizado en medicina nuclear. Permite obtener imágenes en dos dimensiones, que representan la proyección de la distribución de la actividad (radiofármaco) existente en órganos o estructuras corporales.
Básicamente consta de un cristal de centelleo de gran superficie, que está en contacto por su cara inferior (cara enfrentada al paciente) con un colimador y en la cara superior un conjunto de fotomultiplicadores acoplado ópticamente, todo este conjunto se encuentra en el interior de un recinto cuyas paredes laterales son de suficiente espesor para impedir que otras fuentes de radiación no deseables afecten a su funcionamiento y al conjunto se le designa como cabeza de detección.
Las señales procedentes de los fotomultiplicadores se conectan a un sistema electrónico y de allí a un sistema de visualización.
EL COLIMADOR
El colimador está formado por una gruesa lámina de plomo o tungsteno, completamente llena de orificios hexagonales o circulares.
Su misión es la de seleccionar los rayos gamma, que procedentes del paciente, inciden sobre el cristal de centelleo. Según la disposición de los orificios existen diversos tipos de colimadores: paralelo (orificios perpendiculares al cristal), convergente y divergente (orificios convergentes o divergentes, respecto el cristal), finalmente existe un tipo de colimador con un único orificio que recibe el nombre de "pinhole".
El colimador de mayor uso es el paralelo, que permite obtener una imagen real que se corresponde con la proyección de la distribución del radiofármaco en el paciente, puesto que solo los rayos gamma que pueden pasan por el interior de los orificios alcanzan el cristal de centelleo, mientras que el resto son absorbidos en las paredes ("septos") de separación de los mismos.
Las características del colimador paralelo dependen de su espesor y tamaño de los orificios, existiendo colimadores denominados de "alta energía", que presentan un espesor mayor que los de "baja energía" o propósito general, así como, los denominados de "alta resolución" que disponen de orificios de menor diámetro que los de "baja resolución".
Cuando se desea estudiar alguna zona concreta se utiliza el "pinhole", que únicamente dispone de un orificio, obteniéndose una imagen invertida y ampliada. En la Figura 9, (a) y (b) se representa un colimador paralelo y "pinhole"
Figura 9.- Colimadores
EL CRISTAL DE CENTELLEO
Prácticamente todas las gammacámaras utilizan un cristal de centelleo de INa(Tl) de forma rectangular o circular, ya que presenta sobre otros tipos una buena eficiencia de conversión (fracción de energía de radiación absorbida que se convierte en luz), tiene el inconveniente de ser higroscópico y no resistir cambios bruscos de temperatura, por todo ello, se requiere que esté encapsulado herméticamente y que la temperatura ambiental se mantenga estable.
La eficiencia de detección resulta afectada por el espesor del cristal, de tal forma que aumenta a medida que el espesor es mayor, en contraposición, a mayor espesor de cristal, menor es la resolución geométrica, ya que aumenta el área de detección de los fotomultiplicadores.
FORMACIÓN DE LA IMAGEN
Los rayos gamma emitidos por el radiofármaco que se encuentra distribuido en el interior del paciente, atraviesan el colimador e interaccionan con el cristal de centelleo, produciéndose los destellos luminosos.
Cada destello es detectado por varios fotomultiplicadores y los impulsos que se obtienen de ellos son tratados por el sistema electrónico, de tal forma que a partir de la altura de estos impulsos asociada a la posición de los fotomultiplicadores permite obtener las coordenadas (z, x) del origen del destello y el impulso resultante de la suma de todos los impulsos que ha ocasionado un destello, aplicado a un analizador monocanal, permite determinar la energía del rayo gamma original; si esta energía esta dentro del intervalo de la ventana de energía, la detección se acepta como válida y se representa sobre la pantalla de visualización como un punto luminoso en la posición correspondiente.
En los equipos iniciales (analógicos), se utilizaba como pantalla de visualización un osciloscopio de persistencia, la acumulación de los puntos luminosos sobre la pantalla (Figura 10.a), da lugar a una mayor o menor densidad de puntos, que se corresponde con la distribución de la sustancia radiactiva en el paciente.
Figura 10.- Obtención de la imagen
En la actualidad y mediante el uso de los procesadores digitales, se genera en la memoria del ordenador una matriz (p.e. 128x128), en la que cada posición se corresponde con un valor de coordenadas (z, x) distinta, mediante una conversión analógico a digital de la posición detectada (y en ella se van acumulando el número de eventos detectados (Figura 10.b y c). Al finalizar la adquisición, se realiza una representación de la matriz sobre la pantalla de visualización del total de impulsos acumulados en cada posición y codificada según una escala de color o de niveles de gris (Figura 10.c). Cada elemento de la imagen (que se corresponde con un elemento de la matriz) recibe el nombre de pixel.
La imagen que se obtiene con este tipo de gammacámaras es una proyección en el plano, de la distribución del radiofármaco en el volumen del paciente, por lo que no contiene ninguna información sobre la profundidad (distancia a la superficie del paciente) a que se encuentra la fuente de emisión, por lo que las imágenes obtenidas reciben el nombre de gammagrafías planares.
