پزشکی بالینی

مقطع نگاري با تابش‌كننده‌هاي پوزيترون يكي از ابزارهاي تصويربرداري است كه مي‌توان از آن براي بيشتر پروسه‌هاي بيولوژيك در موجودات زنده استفاده كرد. سيستم‌هاي غيرباليني هم‌اكنون توانايي تصويربرداري از قلب و مغز با قدرت تفكيك فضايي  ‏mm‏   6-4 و قدرت تفكيك زماني در حدود ثانيه دارد. سيستم تصويربرداري ‏PET‏  يكي از ابزارهاي مهم باليني به‌خصوص در انكولوژي و تومورهاي ناهنجاريهاي نورولوژيك و بيماريهاي قلبي _ عروقي است. در اين مقاله روش‌ها و تجهيزات مورد استفاده در ‏PET‏  را به‌طور اختصار معرفي مي‌شود.‏

اصول تصويربرداري در ‏PET
تصويربرداري با توزيع راديو ايزوتوپ تابش‌كننده‌هاي پوزيترون در بدن نياز به دو  آشكارساز دارد كه پرتوهاي گاماي  ‏‎511 keV‎‏     تابش شده ناشي از پديده فنا را به‌طور هم‌زمان آ شكار كند (شكل 1). جهت رسيدن به تصاوير با كيفيت بالا مهم است كه  آشكارسازهاي مورد استفاده داراي قدرت تفكيك فضايي ذاتي بالا  ضريب (بهره ) آ شكار سازي بالا و توانايي ثبت ميزان شمارش‌هاي بالا را داشته باشد ( حداقل زمان مرده ). بالاترين حساسيت سيستم (وقايع ثبت شده براي يك تابش‌كننده‌‌هاي پوزيترون ) نسبت به بهره دتكتور‌هاي توليد شده و زاويه پوشش دهنده اسكنر، بسيار مهم‌تر است. بنابراين اسكنرهاي   به‌طور شاخص شامل حلقه‌هاي چند گانه‌اي از آشكارسازهايي است كه بيمار يا شيء را احاطه كرده‌ است. آشكارساز انتخابي تقريبا در تمام اسكنرهاي  ‏PET‏ قابل دسترس از مواد سنتيلاتور كه با يك جفت شده، ساخته مي‌شود. پرتوهاي گاماي  ‏‎511 keV‎‏ برخوردي به سنتيلاتور در اثر پديده فتوالكتريك پراكندگي ايجاد  كرده، تمام يا قسمتي از انرژيشان را به‌جا مي‌گذارند (شكل2). سنتيلاتور اين انرژي را به نور مريي تبديل مي‌كند كه آشكار مي‌شود  و به پالس جرياني تبديل مي‌شود. اگر به‌طور هم‌زمان هر دو پرتوهاي گاما مشخص شود اين وقايع را ثبت و ذخيره مي‌كند. اين وقايع به‌طور سري با يك كامپيوتر تبديل به يك سري تصاوير حقيقي از بدن شده و سپس باز سازي مي‌شود. اين حجم تصويري در جهات عرضي - ساژيتال و كرونال ميتواند  نمايش داده شود (يا ميانگين‌هاي حجم تصويري هر مقطع در هر جهت).‏

عوامل مؤثر در تصويربرداري ‏PET‏ ‏
‏1)  قدرت تفكيك ذاتي،
‏2) بهره دتكتور،
‏3) قدرت تفكيك انرژي و وقايع پراكنده شده،
4) همزماني وقايع تصادفي،
5) حساسيت،
‏6) زمان مرده سيستم و توانايي حداكثر ميزان شمارش و
‏7- ميزان شمارش معادل نويز.‏

قدرت تفكيك ذاتي
قدرت تفكيك ذاتي در سيستم‌هاي‎ PET‎‏  توسط قدرت تفكيك ذاتي آشكارسازها تعيين مي‌شود گرچه براي سيستم‌هاي با قدرت تفكيك بالا  ممكن است به‌صورت توزيعي از هر محدوده پوزيترون يا آثار ‏noncolinearity‏ بيان ‌شود. يك منبع نقطه‌اي را در نظر بگيريد و يك خطي را از مركز و از ميان دو د تكتور با عرض  عبور دهيد. تابع گسترش نقطه‌اي(‏PSF‏)  به همراه  ‏FWHM‏    محاسبه مي‌شود. (‏D/2‎‏ ) به‌طور عملي  قدرت تفكيك در تصاوير بازسازي شده، چندان مناسب نيست و اين همان اثر مربوط به نمونه برداري دادها  نويز آ ماري و الگوريتم بازسازي است. قدرت تفكيك تصاوير بازسازي شده بعدا بحث مي‌شود اما گفته مي‌شود كه يك اسكنر  ‏PET‏  با قدرت تفكيك بالا نيازمند به استفاده از عناصر دتكتوري منفرد خيلي كوچك يا يك آ شكار ساز حسگر پوزيترون بزرگتر قدرت تفكيك پوزيتروني بسيار مناسب است (شكل3).

‏
بهره آشكارساز ‏
بهره آشكارساز بستگي به قدرت توقف‌كنندگي سنتيلاتور ( مربوط به اثر عدد اتمي و چگالي مواد) و ضخامت سنتيلاتور مورد استفاده در آشكارساز دارد. جدول (1)   فهرستي از خواص بعضي از آشكارسازها را ارايه مي‌كند.‏BGD ‎‏ (بيسموت ژرمانيت ‏Bismuth  Germanate‏ ) كه اكثر سيستم‌هاي ‏PET  ‎‏  مورد استفاده قرار مي‌گيرد دليل آن هم مشابه نبودن قدرت توقف كنندگي در آشكارسازهاي پرتوي گاماي با انرژي ‏keV‏  511  ، است. حتي با ‏BGD‏ با ضخامت 3 سانتي‌متر ماده 90 درصد  از پرتو‌هاي گاماي   ‏keV‏  511 با آن اندر كنش انجام مي‌دهد. چون هر دو پرتوي گاما بايد آشكار شود حداكثر بهره براي يك جفت آشكارساز با ضخامت 3 سانتي‌متر‏‎ ‎برابر با   (9/0) يا 81/0 است.چون داراي زمان استحاله طولاني است. با وجود قدرت توقف كنندگي خوب ‏BGD‏ نسبت به سنتيلاتور‌هاي ديگر  پيشرفت چشمگيري نكرد (ميزان زماني كه سنتيلاتور بعداز اندر كنش پرتوي گاما با آن توليد نور مي‌كند را زمان استحاله گويند) در نتيجه سبب محدوديت‌هايي در ميزان شمارش شده و شدت نور خروجي (ميزان نور توليد شده در سنتيلاسيون وقتي با فوتون ‏keV‏  511 اندر كنش مي‌كند) پايين مي‌آيد. سپس سنتيلاتور ديگري با دانسيته بالا به نام ‏LSO‏ ( ‏Lutetium  Oxyortho  SILICATE‎‏) توليد شد و با پيشرفت توليد آن در اندازه‌هاي بزرگتر و توليد نور با زمان استحاله (‏decay time ‎‏ ) كوتاه‌تر از ‏BGD‏ شد. ‏LSO‏ به‌طور اختصاصي در اسكنرهاي تحقيقاتي به‌كار برده مي‌شد و در سيستم‌هاي باليني ‏PET‏ وجود دارد.‏
نتايج مقايسه آشكارسازهاي متداول در سيستم‌هاي تصويربرداري ‏PET‏ و نقش آنها بر روي حساسيت و قدرت تفكيك فضايي در جدول (2) آمده است. در سال 1997 موسس و همكاران با مقايسه پارامترهاي مختلف در دوربين سه بعدي ‏PET‏ با قطر حلقه د تكتور به اندازه 35 سانتي‌متر و ميدان ديد محوري 15 سانتي‌متر با يك دوربين معمولي ‏PET‏ نتايج زير را بدست آورند. آشكارساز مورد نظر از كريستال‎ LSO‎‏ با ابعاد،3×3 سانتي‌متر و با عمق 30 ميلي‌متر ساخته شده كه كوچكي اندازه و كوتاه بودن زمان واپاشي در ‏LSO‏ سبب كاهش زمان مرده در مقايسه با ديگر مدل‌ها نظير ‏BGD‏ همچنين با يك شدن عرض پنجره همزماني به 4 نانوثانيه مي‌شود. در صورتي‌كه در آشكارسازهاي ‏LSO‏ پيك ميزان شمارش معادل نويز در حدود ‏kcps‏ 800 و حساسيت معادل نويز در حدود  ‏‎ kcps/mci/cc‎‏ 1370كه با يك فانتوم با قطر 20 سانتي‌متر اندازه گيري شده در حدود  5-3  برابر بزرگتر از اسكنرهاي متداول است  ‏

قدرت تفكيك انرژي و پرتويهاي پراكنده
هر واقعه اي كه در بدن دستخوش پراكندگي كمپتون  قرار مي‌گيرد در اثر پراكندگي انرژي خود را از دست مي‌دهد كه سيستم‌هاي ‏PET‏ اين پرتوها را (پرتو‌هاي پراكنده) با استفاده از جداكننده انرژي حذف مي‌كند. مقدار نور سنتيلاسيون توليد شده تناسب مستقيم با انرژي به‌جا مانده در سنتيلاتور دارد اما تعدادي از فاكتورها سبب حذف پرتوهاي پراكنده مي‌شود ( توسط ميانگين انرژي جداكننده ) كه در تصويربرداري   ‏PET‏   مشكل‌ساز است. ابتدا مقدار  نور سنتيلاسيون توليد شده در  ‏BGD‏   است كه نور خيلي زيادي نيست، وجود دارد.  بنابراين قدرت تفكيك انرژي كه نسبت عكس با جذر توان دوم تعداد فوتون‌هاي توليد شده دارد   در حدود  30-20 در صد است. دوم  پرتوهاي گاما وقتي در بدن پراكنده مي‌شوند مقداري از انرژي خود را از دست مي‌دهد بنابراين انرژي فوتون‌هاي پراكنده شده خيلي كمتر از پرتو‌هاي غير پراكنده   نيست و در حدود 20 درصد قدرت تفكيك انرژي است  در نتيجه نمي‌توان آنها را از فوتون‌هاي غير پراكنده مجزا كرد. سوم بعضي از پرتوهاي گاماي غير پراكنده در آشكارساز نيز به صورت كمپتون  برهم كنش مي‌كنند و قسمتي از انرژيشان را بجا مي‌گذارند. بنابراين به‌صورت يك واقعه پراكنده شده ثبت مي‌شود در صورتي‌كه جزء پرتو‌هاي غير پراكنده است.‏

همزماني وقايع تصادفي
براي ثبت يك واقعه در اسكنر ‏PET ‎‏ بايد دو نوترون گاما در دو جهت مخالف از هم در بدن به طور هم‌زمان خارج شود كه كاهش شدت بستگي به اختلاف زماني رسيدن دو پرتوي گاما دارد و اين اختلاف در زمان سبب تاخير در پردازش الكترونيك  مي‌شود. پنجره همزمان‌كننده باري هر واقعه به 12 نانوثانيه تنظيم مي‌شود و بايد هر دو واقعه در فاصله زماني  12 نانوثانيه از يكديگر جهت ثبت يك واقعه اتفاق بيافتد. محدوده عرض پنجره همزمان كننده زماني وقايع تصادفي را آشكار مي‌كند كه دو نوترون گاما در اثر پديده ايجاد شود. ميزان همزماني تصادفي (‏R‏)‌ از فرمول زير به‌دست مي‌آيد: ‏

R=2.T.S.S

T ‎‏  پنجره همزماني و ‏S‏ ميزان وقايع پرتوهاي گامايي كه به‌صورت تكي به دو آشكارساز برخورد مي‌كند. عرض پنجره هم‌زماني (‌به‌صورت بهينه) ‌با يك نمودار بر حسب وقايع تصادفي و واقعي نظير از ‏T ‎‏ تعيين مي‌شود.اگرT ‎‏ خيلي كوچك باشد وقايع زمان - واقع بسياري را از دست خواهد داد. اگر ‏T ‎‏ خيلي بزرگ باشد وقايع تصادفي زيادي را دريافت مي‌كند. وقايع تصادفي، ‌اگر تصحيح نشود سبب افزايش پرتوهاي زمينه در تصوير مي‌شودد.كسر وقايع تصادفي سبب افزايش اكتيويته در ميدان ديد مي‌شود. دو برابر كردن اكتيويته سبب دو برابر شدن تعداد شمارش زمان ـ واقع مي‌شود، اما چون مقدار  تصادفي تناسب با توان دوم مقدار وقايع منفرد است و همين‌طور  با اكتيويته مناسب است، مقدار وقايع تصادفي 4 برابر مي‌شود

‏
حساسيت ‏
جهت افزايش حساسيت بايد زاويه حجمي آشكارسازها را بزرگ كرد. معمولا در تصويربرداري دو بعديPET ‎‏ ، حلقه‌اي از آشكارسازها براي تسخير فوتونهاي تابش شده از بدن مورد استفاده قرار مي‌گيرد. جهت ثبت وقايع بيشتر (‌در اثر دور تزريق شده)‌، سيستم‌هاي  امروزي شامل حلقه‌هاي متعددي از آشكار سازها است كه قابليت اين را دارد تا برشهاي متعددي از بدن به‌طور همزمان تصويربرداري شود. محافظ‌هاي  فلزي باريك (كه به آنها ‏Septa  ‎‏ مي‌گويند) بين حلقه‌هاي آشكارسازها قرار مي‌گيرد تا كمكي براي كاهش تعداد پرتو‌هاي پراكنده و تصادفي باشد. به طور شاخص در يك سيستم ‏PET ‎‏   مدرن 47 تا 63  برش در محور ميدان ديد در هر 10 تا 15 سانتيمتر ايجاد مي‌كند.  اين برشها روي هم انباشته مي‌شود تا ايجاد داده‌هاي حجمي نظير قلب يا مغز را فراهم نمايد. حساسيت يك مقطع (برش) منفرد در يك سيستم بر اساس توان دوم ضريب آشكارساز ( ‏E‏ ) و زاويه حجمي آن به‌دست  مي‌آيد. براي حلقه‌اي از آشكارسازها به قطر ‏d، كه اگر عرض هر آشكارساز را در جهت محور ‏D cm ‎‏ باشد ، حساسيت ‌در  مركز اسكن به‌طور تقريبي به‌صورت زير تعريف مي‌شود: ‏
اگر ‏D ‎‏ خيلي كوچكتر از ‏d ‎‏ باشد مثلا در يك سيستم ‏cm‏80‏d= ‎‏ و ‏mm‏4=‏D‏ و 9/0=‏E‏ حساسيت مطلق در حدود 4/. درصد به‌دست آيد. بنابراين حتما با كامل كردن حلقه‌هاي آشكارسازها، تصوير برداري با مقدار ناچيزي از دوز تزريقي  ميسر است

زمان مرده سيستم و حداكثر ميزان شمارش ‏
‏ طول زمان از (زمان مورد نياز) براي پردازش يك واقعه بعد از برخورد نوتون‏‎ keV‏ 511 ‏‎ ‎‏ به آشكارساز را زمان مرده سيستم مي‌گويند. عامل تعيين كننده ميزان در سيستم مجموع نورنستسلاسيون ايجاد شده  توسط ‏PMTها است. زمان مجموع 2 تا 3  برابر  زمان  واپاشي درنتيلاتور  است. براي ‏BGO ‎‏ زمان مجموع 1 است كه بيشتر از 90% از نورنستيلاسيون  را جمع آوري مي‌كند.  وقتي  در زمان پردازش هر واقعه‌اي آشكارساز ضرورتا  فعال است و نمي تواند به واقعه ديگري پاسخ دهد. (نظير واقعه اي  مجزا ). بنابر اين واقعه از دست مي‌رود و حساسيت موثر اسكن كاهش مي‌يابد. براي بيان زمان مرده در اسكن ‏PET‏ از معادله زير استفاده مي‌شود.‏
S0‎‏   مقادير وقايع منفرد در هر آشكارساز، ‏S‏ زمان مرده و ‏S‏    ميزان وقايع آشكار شده است. به اين ترتيب در اكثر سيستمها، ‏S‏ در حدود 3-1 ميكرو ثانيه مي‌شود. زماني‌كه سيستم شامل آشكارسازهاي منفرد و كانالهاي انرژي زياد باشد زمان مرده مشكل ساز نيست. اما در اكثر سيستمها آشكارسازها چند تايي است تا بتوان پيچيدگي الكترونيكي را كاهش داد. با افزايش سطح موثر آشكارسازها هر واقعه اي آشكار و پردازش مي‌شود. در بعضي مطالعات با دوز‌هاي بالا از ايزوتوپ‌هاي با نيمه عمر كوتاه استفاده و در نتيجه زمان مرده در اينجا به فاكتوري محدودكننده تبديل مي‌شود. زمان مرده سبب كاهش تعداد شمارش‌هاي مثبت شده در واحد دوز تزريقي و به‌طور موثري حساسيت سيستم را در ميزان شمارش‌هاي بالا كاهش مي‌دهد. ميزان شمارش را مي‌توان در هر سيستم ‏PET‏ با تخمين ميانگين مانيتورينگ تعيين كرد. بنابراين تابعي از مقدار اكتيويته در شي ء مورد نظر است.

ميزان شمارش معادل نويز
يكي از مباحث مفيد در تعيين ميزان شمارش در ‏PET‏ ميزان شمارش معادل نويز (‏NEC‏) است. تعداد شمارش‌هاي آشكار شده تابعي از غلظت اكتيويته بعد از تصحيح آثار وقايع تصادفي و پراكنده است، مقدار ‏NEC‏ تناسب مستقيمي با نسبت سيگنال به نويز در تصاوير بازسازي شده دارد. بنابراين راهنماي خوبي براي اسكن است كه به‌صورت زير تعريف مي‌شود.‏
T ‎‏ ميزان شمارش واقعي، ‏R ‎‏ ميزان شمارش تصادفي و ‏S ‎‏ ميزان وقايع پراكنده شده به‌طور همزمان است. ( ‏S‏ )  وقايع پراكنده شده به ميزان ديد آشكارساز از شي مورد نظر بستگي دارد. اهميت فاكتور ‏K ‎‏ اين است كه وقايع تصادفي در سرتاسر ميدان ديد به‌طور جداگانه اتفاق مي‌افتند، ‌و اينكه نويز فقط در ميدان ديد آشكارساز از شي اهميت دارد. ضريب 2 سبب افزايش همزماني تاخيري در اثر تصحيح كننده در جهت وقايع تصادفي است. با استفاده از نموداري از اكتيويته بر حسبNEC ‎‏ كه از يك سيلندر استوانه يكنواخت به اندازه  20 سانتي‌متر (‌اين سيلندر بطور استاندارد تعبيه شده) تخمين زده شده روشي ساده براي مقايسه اسكنها و بر آورد نسبت سيگنال به نويز است كه اين را در تصاوير نهايي خواهيم ديد (‌‏SNR‏)‌.مقدار ‏NEC ‎بسيار با اهميت است و با مقايسه انجام شده اين نتيجه به دست مي‌آيد كه ميزان ‏NEC ‎‏ حساس به اندازه و شكل شي در ميدان ديد است.‏

محدوديت‌هاي تصوير برداري در ‏PET ‎
اين محدوديتها را مي‌توان به عنوان نويز تصويري با آرتيفكت يا هر نوع عامل   ناخواسته اي تعبير كرد كه شامل موارد زير است:‏

آشكار ساز همزمان و محدود كننده الكترونيك
بيشترين احتمال اين است كه هر دو فوتون گاماي‎ KeV‏ 511‏‎ ‎بدون پراكندگي از بدن عبور ‌كند. اگر هر دو فوتون به صورت متوالي آشكار شود، سيري براي پديده فنا تعريف مي‌كنيم. چون پوزيترون قبل از پديده فنا، حركتي ناچيز دارد پس با تقريب مي‌توان سيري را براي آن  در نظر گرفت و  محدوده‌اي  را براي اتم تابش كننده تعريف كرد. در نتيجه نقشه‌اي از توزيع  ايزوتوپ  تابش‌كننده (پوزيترون) با استفاده از حلقه‌اي از آشكارسازهايي كه بيمار را احاطه كرده است، در بدن بيمار ايجاد مي‌شود.‏
‏ يكي از پيشرفت‌هاي‏PET ‎‏ استفاده از محدود كننده الكترونيك است كه بر اساس آشكارسازي همزمان فوتونها تعريف مي‌شود. در تكنيك‌هاي متداول در پزشكي هسته‌اي  تنها از يك فوتون استفاده مي‌شود و با استفاده از يك كوليماتور  سربي كه داراي سوراخهاي  كوچكي است  فوتونهايي كه عبور از سير اين سوراخها عبور كرده است، به آشكارساز برخورد مي‌كند (بدون در نظر گرفتن پرتو‌هاي پراكنده ) و  مابقي جذب كوليماتور مي‌شود. جذب زياد فوتونها توسط سرب ( يك به 10 يا 10 نوترن به‌طور شاخص  از ميان سوراخهاي كوليماتور عبور مي‌كنند) ايجاد كاهش شديدي در حساسيت اين سيستمها در مقايسه با ‏PET ‎‏ ايجاد مي‌كند. پيشرفت بعدي استفاده از راديونوكلييد‌هاي تابش كننده پوزيترون است كه داراي نوترونهاي با انرژي ‏keV‏ 511 بوده، در نهايت مي‌توان  اسكن‌هاي‏PET ‎‏ را براي آشكار سازي در اين انرژي بهينه كرد. در صورتي كه در تكنيك‌هاي ديگر پزشكي هسته‌اي انرژي پرتوي گاما تغيير راديونوكلييد تعبير مي‌كند و دوربين بايد از توانايي تصويربرداري در محدوده‌اي از انرژي‌ها برخوردار باشد.‏

محدوديت‌هاي فيزيكي قدرت تفكيك فضايي در ‏PET ‎
‏ دو عامل مهم قدرت تفكيك فضايي را در ‏PET ‎‏ محدوده مي‌كند؛ حركت اوليه پوزيترونها  است كه فاصله كوتاهي را بين محل تابش و محل فنا طي مي‌كند.‏
اين فاصله را در رنج پوزيترون  ‏‎)‎‏ ‏Position Range‏ ) ناميده مي‌شود و از كسري از يك تا چند ميلي‌متر متغير است و بستگي به طيف انرژي پوزيترونهاي تابش‌كننده و بافتي كه تابش در آن رخ  مي‌دهد، دارد. اين اثر باعث ايجاد محوشدگي در دادها مي‌شود كه به‌صورت يك تابع نمايي تغيير مي‌كند. اندازه‌گيري محوشدگي بر اساس رنج پوزيترون براي بعضي از تابش‌كننده‌هاي پوزيترون در جدول (1) آمده است. فاكتور اكسترون در لحظه ايجاد پديده فنا است.كه باعث ميشود زاويه بين دو فوتون گاما به طور ناچيزي از180 درجه‏‎ ‎منحرف شود. اثر محو شدگي ايجاد شده بستگي به قطر اسكنر ‏PET‏ دارد براي يك سيستم باليني معمولي، قطر حلقه تقريبا 80 سانتي‌متر است كه قدرت تفكيك بر اساس اين اثر تقريبا 8/1 ميلي‌متر كاهش مي‌يابد. توسط كانوني كردن غير خطي و آ ثار رنج پوزيترون محدوده قدرت تفكيك مطلق در ‏whole body‏ ميلي‌متر (2) تقريبا‎ ‎با كربن -11يا فلويور-18 باند شده است. كه در بعضي از سيستمها با قطر‌هاي كوچكتر كه براي تصويربرداري مغز و قلب طراحي شده‌اند قدرت تفكيك به يك تا 5/1 ميلي‌متر مي‌رسد

وقايع همزمان پرتوهاي پراكنده و تصادفي

به‌علاوه آشكار سازي زمان ـ واقع در تصوير برداري   ‏PET‏    دو روش وجود دارد. پرتوهاي پراكنده همزمان وقتي يكي يا هر دو فوتون گاما را شامل شود، ايجاد تغييرات جهت داري مي‌نمايد و سبب كاهش انرژي پرتوي گاما و تغيير پرتو سبب عدم تطابق فوتون گاماي اوليه مي‌شود. كسر پرتوهاي پراكنده بستگي به ماده پراكنده كننده و طول مسير عبور كرده از داخل بدن دارد. بنابراين  وقايع پراكنده در تصوير برداري  شكم از  ديگر  تصوير برداري‌ها (مثلا مغز) است. گر چه انرژي پرتوهاي پراكنده كمتر از  ‏keV‏ 511 است. زواياي پراكندگي كوچك و مربوط به نواحي كوچك در انرژي است. قدرت تفكيك انرژي در سيستم‌هاي ‏PET‏  جهت حذف اين وقايع كافي نيست و پنجره انرژي تاثير قابل توجه‌اي براي حذف پرتوهاي پراكنده ندارد بنابراين خيلي از پرتوهاي پراكنده ثبت مي‌شود و ايجاد داده‌هاي جابه‌جا مي‌نمايد كه بايد براي حذف آنها از روشهاي تصحيح استفاده كرد. گرچه پديده فنا توليد دو فوتون گاما مي‌نمايد ممكن است فوتون گاماي مخالف به آشكارساز برخورد نكند و به خارج از ميدان ديد دوربين پراكنده شود. وقايع همزمان تصادفي وقتي رخ مي‌دهد كه از دو  فوتون گاماي با انرژيkeV ‎‏511 مجزا (غير مرتبط) باشد (نه از يك پديده فنا) و به آشكارسازها به‌طور همزمان برخورد كند. سبب ثبت واقعه در سيستم مي‌شود زيرا سيستم قابليت تمايز كنندگي وقايع زمان-واقع از غير حقيقي را ندارد. مقدار وقايع تصادفي همزمان به‌طور متناسب با مربع غلظت اكتيويته در ميدان ديد دوربين است بنابراين ايجاد مشكل در مطالعات با شمارش ميزان‌هاي بالا مي‌كند.‏

منبع: نشریه مهندسی پزشکی شماره ۷۰