Přenos informace o distribuci radiofarmaka v těle pacienta probíhá v řetězci počínajícím registrací fotonů záření gama scintilační kamerou a končícím obrazem distribuce radiofarmaka na displeji počítače.

Mezi pacientem a čelem detektoru se nutně nachází kolimátor. Nad scintilačním krystalem jodidu sodného aktivovaného thaliem - NaI(Tl) - je uloženo několik desítek fotonásobičů (PMT z angl. photomultiplier tube); u moderních kamer typicky 60 - 100. Ke zlepšení optického kontaktu mezi krystalem a fotonásobiči bývá někdy použito světlovodiče.

Světelné fotony vzniklé v důsledku interakce fotonu záření gama s krystalem se v něm šíří všemi směry. Nejvíce světla se dostane do fotonásobiče, který je nejblíže místu interakce fotonu záření gama s krystalem (místo záblesku). Na výstupu tohoto fotonásobiče vznikne impulz, jehož amplituda je větší než amplituda impulzů ze vzdálených fotonásobičů. Na základě hodnocení odezev všech fotonásobičů určí polohové obvody výslednou souřadnici scintilace [X,Y].

Současně s určením polohy scintilace probíhá analýza intenzity scintilace, která u scintilačních krystalů odpovídá energii záření gama absorbované ve scintilátoru - je generován signál označovaný jako Z. Tento proces zajišťují sumační obvody, které sčítají velikosti odezev jednotlivých fotonásobičů. Takto vytvořený signál vstupuje do amplitudového analyzátoru. U každého záblesku je tedy určena jeho poloha a energie fotonu záření gama, který jej vyvolal. Pokud energie fotonu gama spadá do uživatelem přednastaveného energetického okna, je tento impulz zaznamenán v obrazové matici na místě o souřadnicích [X,Y]. Poloha scintilace v krystalu odpovídá (při použití kolimátoru) určité poloze místa emise fotonu záření gama z těla pacienta a obraz v počítači je tedy obrazem těchto míst; zachycuje se rozložení radiofarmaka v těle pacienta.

Schéma základní konfigurace části detektoru scintilační kamery. Vážený průměr výšek impulzů na výstupu ozářených fotonásobičů přesně určuje střed záblesku, o kterém se předpokládá, že je místem interakce fotonu se scintilačním krystalem. Obraz distribuce radiofarmaka ve tkáni je vytvářen velkým množstvím takových záblesků.

Tento obrázek ilustruje funkci polohových obvodů. Pokud by distribuce radiofarmaka byla zobrazena pouze pomocí jednotlivých fotonásobičů, získaný obraz by měl velmi špatné rozlišení a ukazoval by pouze fotonásobiče, které zaznamenaly nějaký impulz. Každému impulzu je tedy přiřazena souřadnice odpovídajícího fotonásobiče - počet takových bodů je omezen počtem fotonásobičů. Použitím polohových obvodů se dosáhne výrazného zlepšení rozlišení, neboť u každého jednotlivého zaznamenaného impulzu je určena jeho souřadnice přesně podle přednastavené akviziční matice.

Detektory scintilačních kamer určených pro planární a SPECT zobrazování jsou vyráběny ze scintilačního materiálu NaI(Tl) - jodid sodný aktivovaný thaliem. Tyto scintilační krystaly se řadí do skupiny anorganických scintilátorů aktivovaných příměsí, které vykazují scintilace za běžných pokojových teplot. Ze skupiny známých anorganických příměsí aktivovaných scintilátorů dosahuje právě jodid sodný aktivovaný thaliem NaI(Tl) nejlepší energetické rozlišovací schopnosti. Jeho velkou předností je i to, že je relativně levný a je možné pěstovat krystaly o průměrech řádově desítky cm. To umožňuje konstruovat moderní kamery se scintilačními krystaly s průměrem až 60 cm. Nevýhodou tohoto typu scintilačního materiálu je hygroskopičnost. Krystaly musí být hermeticky uzavřeny, neboť vzdušná vlhkost způsobuje rozpouštění krystalu (obdobně jako působí na kuchyňskou sůl) a vznik barevných center - oboje zhoršuje dobré detekční vlastnosti krystalu a vede k jeho nenávratnému poškození.

Na fotografii je zachyceno poškození studnových krystalů NaI(Tl) - vznik barevného zákalu (vpravo) vlivem porušení hermetičnosti obalu a působením vlhkosti (tento typ krystalů je používán pouze pro in-vitro měření).

Jak již bylo uvedeno výše, scintilační detektor se skládá ze scintilátoru a detektoru scintilací. Stále nejčastějším detektorem scintilací bývá fotonásobič. Jedná se o vakuovou součástku, která obsahuje fotokatody, několik dynod a anodu. Fotokatoda je citlivou částí fotonásobiče převádějící dopadající scintilační fotony na elektrony. Je tvořena tenkou kovovou vrstvičkou napařenou na vstupním okénku fotonásobiče (pro tyto účely se používají kovy s nízkou výstupní prací elektronů). Po uvolnění elektronu z fotokatody je tento urychlován napětím mezi fotokatodou a první dynodou. Povrch dynody bývá potažen stejným kovem jako fotokatoda. Po dopadu na dynodu uvolňuje elektron několik elektronů. Mezi jednotlivými dynodami, kterých bývá více než 10, postupně se zvyšující napětí. Urychlený elektron vyráží po dopadu na dynodu několik dalších elektronů, ty jsou urychleny přiloženým napětím a po dopadu na další dynodu každý opět vyráží několik elektronů. Tento násobící proces je ukončen sebráním veškerých elektronů na anodě, kde vzniká elektrický impulz dále přecházející do elektronické aparatury.

Počet elektronů vzniklých na fotokatodě je úměrný intenzitě scintilace (počtu záblesků), která je úměrná energii dopadajícího záření pohlceného ve scintilátoru. Znásobení počtu elektronů v jednotlivých krocích je při konstantním napětí konstantní, scintilátor spolu s fotonásobičem lze tedy použít jako spektrometr. Je-li dopadem 1 elektronu na dynodu uvolněno např. 6 elektronů (typická hodnota), tak pro fotonásobič s 10 dynodami je výsledné zesílení 6¹⁰ = 6.10⁷ = 60 000 000. Typické provozní napětí 10 dynodového fotonásobiče je 1300 V, které bývá rozděleno zpravidla následovně: mezi fotokatodou a první dynodou 300 V a mezi zbylými dynodami 100 V.

Kromě různých velikostí a vnějších tvarů se fotonásobiče liší také svým vnitřním uspořádáním (především dynodový systém), jak je patrné z následujících fotografií.

Amplitudový analyzátor je důležitou součástí detekčního řetězce každé scintilační kamery. Signál Z nesoucí informaci o energii dopadajícího fotonového záření je veden přes amplitudový analyzátor. Uživatel má možnost nastavit horní a dolní hladinu okénka analyzátoru. K dalšímu zpracování je propuštěn pouze takový impulz, který je vyvolán fotonem o energii větší než dolní a menší než horní diskriminační hladina.

Při scintigrafických vyšetřeních in vivo pomocí scintilačních kamer se používají poměrně úzká energetická okna (kolem 15 %), která "odsekávají" fotopík. Z tohoto důvodu je nutné provádět pravidelnou kontrolu a kalibraci amplitudových analyzátorů, aby nedošlo k zhoršení kvality vyšetření - nukleárně medicínských obrazů v důsledku posunu zvolené části scintilačního spektra mimo okénko analyzátoru nebo v důsledku jiného vlivu.

Obrázek naznačuje způsob nastavení a šířku energetických oken při různých měřeních v nukleární medicíně. U metod in-vitro se jedná o měření vzorků tělních tekutin (krev, moč) ve studnových scintilačních krystalech a požaduje se zde vysoká citlivost měření; energetické okno je proto velmi široké, prakticky odřezává pouze šum. Nescintigrafická měření in-vivo slouží např. pro měření schopnosti štítné žlázy akumulovat ¹³¹I; poskytují pouze číselný údaj. Aparatura s blokovým scintilačním krystalem je vybavena kolimátorem, energetická diskriminace má omezit vliv záření nepocházejícího ze zorného pole detektoru - energetické okno je poměrně široké, avšak zahrnuje pouze oblast fotopíku. Scintigrafická měření in-vivo - scintigrafie - zobrazuje distribuci radiofarmaka v těle. Používá se úzkých energetických oken, která obsahují pouze oblast v nejbližším okolí fotopíku. Účelem tohoto nastavení je eliminovat nepříznivý vliv rozptýleného záření na kvalitu obrazu.

Scintilační kamera s amplitudovým analyzátorem umožňuje změřit scintilační spektrum radionuklidu, které sestává z jednoho nebo více fotopíků a Comptonova spojitého spektra. Poloha fotopíku ve scintilačním spektru je určena energií fotonů záření gama emitovaného radionuklidem. V oblasti Comptonova spojitého spektra se registrují fotony záření gama, které byly rozptýleny ve scintilačním krystalu nebo v rozptylujícím prostředí (tkáni) mezi detektorem a zdrojem záření, přičemž se v krystalu absorbovala pouze část jejich energie.

Při všech vyšetřeních in vivo v nukleární medicíně se okénko analyzátoru nastavuje tak, aby obsahovalo význačný fotopík zářiče gama. Je-li ve spektru více fotopíků, na každý se nastaví jedno okénko – pokud ovšem je analyzátor vybaven více než jedním okénkem.

Z obrázku je zřejmé, že na fotopík se nastavuje poměrně úzké okénko obsahující jenom fotopík a omezující rozptýlené záření na minimum. Tímto nastavením se zajišťuje, že obraz distribuce radiofarmaka je jen málo „rozmazán“ v důsledku detekce rozptýleného záření.

Na obrázku níže je zobrazeno scintilační spektrum při detekci rozptýleného záření při zobrazování po aplikaci ^99mTc radiofarmak. Fotony záření gama rozptýlené v pacientovi mají energii v rozmezí 90 až 140 keV a jejich spektrum zasahuje částečně až do oblasti fotopíku. Fotony, jež ztratily při komptonovském rozptylu jen část energie, jsou tedy registrovány do určité míry v okénku analyzátoru spolu s fotony nerozptýlenými vytvářejícími fotopík.

Zkreslení obrazu v důsledku špatného nastavení pozice energetického okna je znázozněno je příkladu scintigramu fantomu štítné žlázy naplněného roztokem ^99mTc. Energetické okno má šířku 20 %, při nastavení na fotopík 140 keV se tedy zaznamenávají impulzy odpovídající energii dopadajících fotonů v rozmezí 127 - 155 keV.

• modrá - běžné nastavení okénka symetricky na fotopík zaručující dobrou kvalitu obrazu,
• zelená - nesprávné nastavení polohy okénka na oblast spojitého spektra vytvořeného rozptýleným zářením, kvalita obrazu je výrazně zhoršená,
• červená - asymetrickým nastavením se v důsledku eliminace rozptýleného záření kvalita obrazu výrazně zlepší, nevýhodou je snížení citlivosti měření (v okénku je jen polovina fotopíku) a možné zhoršení homogenity zorného pole.