Câmara gama

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A câmara gama é um equipamento usado na Medicina nuclear e no PET (exame médico), que é usado para detectar e localizar a origem espacial de raios gama emitidos pelos radiofármacos ingeridos pelo paciente. Ela produz uma imagem dos órgãos do paciente com zonas frias que emitem poucos raios gama e zonas quentes que emitem muitos comparativamente.

Funcionamento[editar | editar código-fonte]

Ela é constituída por um detector de raios gama, como um cristal de cintilação (de Oxiortosilicato de Lutécio, germanato de bismuto ou mais frequentemente de iodeto de sódio activado com Tálio) contido numa caixa escura, que transforma a energia de cada raio gama em muitos fotões de luz e infravermelhos (fenómeno de fluorescência). Estes são detectados com vários tubos fotomultiplicadores em redor do cristal e electrónica associada que computa as diferentes intensidades medidas. Um colimador (grelha) de chumbo é usado entre o paciente e o detector para eliminar raios gama que não tenham direcção perpendicular a ele (o que torna a imagem mais nítida). As imagens são produzidas com a ajuda de um computador integrado no equipamento.

Imagem[editar | editar código-fonte]

Uma câmera gama típica tem uma resolução de cerca de 4 milímetros, captando várias centenas de milhares de fotons por segundo. Para cada um destes ela mede a posição do emissor. Estes dados são então organizados pelo computador numa imagem ou filme.

Na tomografia computadorizada de imagens gama ou SPECT, várias (duas ou três) câmeras gama rodam em torno do alvo, o que proporciona a terceira dimensão a dar às suas imagens bidimensionais, que com a ajuda de um computador são transformadas em três dimensões.

História[editar | editar código-fonte]

A câmera gama foi desenvolvida por Hal Anger na década de 1960. No seu design original, a Anger camera ainda é utilizada hoje. Ela é composta de arranjos hexagonais de tubos fotodetectores de vácuo, cada um com ~8 cm de diâmetro em volta do cristal cintilante. O circuito eléctrico detecta coincidência de detecção entre os tubos e calcula a sua direcção e posição de acordo com a posição dos tubos activados, correlacionando a voltagem produzida em cada um deles.

No fim da década de 1990, a introdução do cintilador rápido de Cério activado com Oxiortosilicato de Lutécio (LSO:Ce), o qual tinha apenas 40 nanosegundos de fluorescência em espectro visível após recepção de raio gama (contra 230 ns para Iodeto de Sódio activados com Tálio ou 300 ns para cristais de Germanato de Bismuto usados nos anos 1980), reduziu grandemente o tempo de renovação da capacidade de detecção de raios gama após cada evento, o que aumentou o número de eventos detectáveis em cada segundo. Esta inovação permitiu diminuir o tempo de exame do doente até cerca de metade.

Ver também[editar | editar código-fonte]