راهی بهتر یرای تومور شناسی ناهنجاریهای عصبی وبیماریهای قلبی

مقطع نگاری با تابش کننده های پوزیترون یکی از ابزارهای تصویربرداری است که می توان از آن برای بیشتر پروسه های بیولوژیک در موجودات زنده استفاده کرد سیستم های غیربالینی هم اکنون توانایی تصویربرداری از قلب و مغز با قدرت تفکیک فضایی mm ۶ ۴ و قدرت تفکیک زمانی در حدود ثانیه دارد

مقطع نگاری با تابش‌کننده‌های پوزیترون یکی از ابزارهای تصویربرداری است که می‌توان از آن برای بیشتر پروسه‌های بیولوژیک در موجودات زنده استفاده کرد. سیستم‌های غیربالینی هم‌اکنون توانایی تصویربرداری از قلب و مغز با قدرت تفکیک فضایی ‏mm‏ ۶-۴ و قدرت تفکیک زمانی در حدود ثانیه دارد. سیستم تصویربرداری ‏PET‏ یکی از ابزارهای مهم بالینی به‌خصوص در انکولوژی و تومورهای ناهنجاریهای نورولوژیک و بیماریهای قلبی _ عروقی است. در این مقاله روش‌ها و تجهیزات مورد استفاده در ‏PET‏ را به‌طور اختصار معرفی می‌شود.‏

● اصول تصویربرداری در ‏PET

تصویربرداری با توزیع رادیو ایزوتوپ تابش‌کننده‌های پوزیترون در بدن نیاز به دو آشکارساز دارد که پرتوهای گامای ‏‎۵۱۱ keV‎‏ تابش شده ناشی از پدیده فنا را به‌طور هم‌زمان آ شکار کند. جهت رسیدن به تصاویر با کیفیت بالا مهم است که آشکارسازهای مورد استفاده دارای قدرت تفکیک فضایی ذاتی بالا ضریب (بهره ) آ شکار سازی بالا و توانایی ثبت میزان شمارش‌های بالا را داشته باشد ( حداقل زمان مرده ). بالاترین حساسیت سیستم (وقایع ثبت شده برای یک تابش‌کننده‌‌های پوزیترون ) نسبت به بهره دتکتور‌های تولید شده و زاویه پوشش دهنده اسکنر، بسیار مهم‌تر است. بنابراین اسکنرهای به‌طور شاخص شامل حلقه‌های چند گانه‌ای از آشکارسازهایی است که بیمار یا شیء را احاطه کرده‌ است. آشکارساز انتخابی تقریبا در تمام اسکنرهای ‏PET‏ قابل دسترس از مواد سنتیلاتور که با یک جفت شده، ساخته می‌شود. پرتوهای گامای ‏‎۵۱۱ keV‎‏ برخوردی به سنتیلاتور در اثر پدیده فتوالکتریک پراکندگی ایجاد کرده، تمام یا قسمتی از انرژیشان را به‌جا می‌گذارند. سنتیلاتور این انرژی را به نور مریی تبدیل می‌کند که آشکار می‌شود و به پالس جریانی تبدیل می‌شود. اگر به‌طور هم‌زمان هر دو پرتوهای گاما مشخص شود این وقایع را ثبت و ذخیره می‌کند. این وقایع به‌طور سری با یک کامپیوتر تبدیل به یک سری تصاویر حقیقی از بدن شده و سپس باز سازی می‌شود. این حجم تصویری در جهات عرضی - ساژیتال و کرونال میتواند نمایش داده شود (یا میانگین‌های حجم تصویری هر مقطع در هر جهت).‏

● عوامل مؤثر در تصویربرداری ‏PET‏ ‏

‏۱) قدرت تفکیک ذاتی،

‏۲) بهره دتکتور،

‏۳) قدرت تفکیک انرژی و وقایع پراکنده شده،

۴) همزمانی وقایع تصادفی،

۵) حساسیت،

‏۶) زمان مرده سیستم و توانایی حداکثر میزان شمارش و

‏۷) میزان شمارش معادل نویز.‏

● قدرت تفکیک ذاتی

قدرت تفکیک ذاتی در سیستم‌های‎ PET‎‏ توسط قدرت تفکیک ذاتی آشکارسازها تعیین می‌شود گرچه برای سیستم‌های با قدرت تفکیک بالا ممکن است به‌صورت توزیعی از هر محدوده پوزیترون یا آثار ‏noncolinearity‏ بیان ‌شود. یک منبع نقطه‌ای را در نظر بگیرید و یک خطی را از مرکز و از میان دو د تکتور با عرض عبور دهید. تابع گسترش نقطه‌ای(‏PSF‏) به همراه ‏FWHM‏ محاسبه می‌شود. (‏D/۲‎‏ ) به‌طور عملی قدرت تفکیک در تصاویر بازسازی شده، چندان مناسب نیست و این همان اثر مربوط به نمونه برداری دادها نویز آ ماری و الگوریتم بازسازی است. قدرت تفکیک تصاویر بازسازی شده بعدا بحث می‌شود اما گفته می‌شود که یک اسکنر ‏PET‏ با قدرت تفکیک بالا نیازمند به استفاده از عناصر دتکتوری منفرد خیلی کوچک یا یک آ شکار ساز حسگر پوزیترون بزرگتر قدرت تفکیک پوزیترونی بسیار مناسب است.

● بهره آشکارساز ‏

بهره آشکارساز بستگی به قدرت توقف‌کنندگی سنتیلاتور ( مربوط به اثر عدد اتمی و چگالی مواد) و ضخامت سنتیلاتور مورد استفاده در آشکارساز دارد. جدول (۱) فهرستی از خواص بعضی از آشکارسازها را ارایه می‌کند.‏BGD ‎‏ (بیسموت ژرمانیت ‏Bismuth Germanate‏ ) که اکثر سیستم‌های ‏PET ‎‏ مورد استفاده قرار می‌گیرد دلیل آن هم مشابه نبودن قدرت توقف کنندگی در آشکارسازهای پرتوی گامای با انرژی ‏keV‏ ۵۱۱ ، است. حتی با ‏BGD‏ با ضخامت ۳ سانتی‌متر ماده ۹۰ درصد از پرتو‌های گامای ‏keV‏ ۵۱۱ با آن اندر کنش انجام می‌دهد. چون هر دو پرتوی گاما باید آشکار شود حداکثر بهره برای یک جفت آشکارساز با ضخامت ۳ سانتی‌متر‏‎ ‎برابر با (۹/۰) یا ۸۱/۰ است.چون دارای زمان استحاله طولانی است. با وجود قدرت توقف کنندگی خوب ‏BGD‏ نسبت به سنتیلاتور‌های دیگر پیشرفت چشمگیری نکرد (میزان زمانی که سنتیلاتور بعداز اندر کنش پرتوی گاما با آن تولید نور می‌کند را زمان استحاله گویند) در نتیجه سبب محدودیت‌هایی در میزان شمارش شده و شدت نور خروجی (میزان نور تولید شده در سنتیلاسیون وقتی با فوتون ‏keV‏ ۵۱۱ اندر کنش می‌کند) پایین می‌آید. سپس سنتیلاتور دیگری با دانسیته بالا به نام ‏LSO‏ ( ‏Lutetium Oxyortho SILICATE‎‏) تولید شد و با پیشرفت تولید آن در اندازه‌های بزرگتر و تولید نور با زمان استحاله (‏decay time ‎‏ ) کوتاه‌تر از ‏BGD‏ شد. ‏LSO‏ به‌طور اختصاصی در اسکنرهای تحقیقاتی به‌کار برده می‌شد و در سیستم‌های بالینی ‏PET‏ وجود دارد.‏

در سال ۱۹۹۷ موسس و همکاران با مقایسه پارامترهای مختلف در دوربین سه بعدی ‏PET‏ با قطر حلقه د تکتور به اندازه ۳۵ سانتی‌متر و میدان دید محوری ۱۵ سانتی‌متر با یک دوربین معمولی ‏PET‏ نتایج زیر را بدست آورند. آشکارساز مورد نظر از کریستال‎ LSO‎‏ با ابعاد،۳?۳ سانتی‌متر و با عمق ۳۰ میلی‌متر ساخته شده که کوچکی اندازه و کوتاه بودن زمان واپاشی در ‏LSO‏ سبب کاهش زمان مرده در مقایسه با دیگر مدل‌ها نظیر ‏BGD‏ همچنین با یک شدن عرض پنجره همزمانی به ۴ نانوثانیه می‌شود. در صورتی‌که در آشکارسازهای ‏LSO‏ پیک میزان شمارش معادل نویز در حدود ‏kcps‏ ۸۰۰ و حساسیت معادل نویز در حدود ‏‎ kcps/mci/cc‎‏ ۱۳۷۰که با یک فانتوم با قطر ۲۰ سانتی‌متر اندازه گیری شده در حدود ۵-۳ برابر بزرگتر از اسکنرهای متداول است ‏

● قدرت تفکیک انرژی و پرتویهای پراکنده

هر واقعه ای که در بدن دستخوش پراکندگی کمپتون قرار می‌گیرد در اثر پراکندگی انرژی خود را از دست می‌دهد که سیستم‌های ‏PET‏ این پرتوها را (پرتو‌های پراکنده) با استفاده از جداکننده انرژی حذف می‌کند. مقدار نور سنتیلاسیون تولید شده تناسب مستقیم با انرژی به‌جا مانده در سنتیلاتور دارد اما تعدادی از فاکتورها سبب حذف پرتوهای پراکنده می‌شود ( توسط میانگین انرژی جداکننده ) که در تصویربرداری ‏PET‏ مشکل‌ساز است. ابتدا مقدار نور سنتیلاسیون تولید شده در ‏BGD‏ است که نور خیلی زیادی نیست، وجود دارد. بنابراین قدرت تفکیک انرژی که نسبت عکس با جذر توان دوم تعداد فوتون‌های تولید شده دارد در حدود ۳۰-۲۰ در صد است. دوم پرتوهای گاما وقتی در بدن پراکنده می‌شوند مقداری از انرژی خود را از دست می‌دهد بنابراین انرژی فوتون‌های پراکنده شده خیلی کمتر از پرتو‌های غیر پراکنده نیست و در حدود ۲۰ درصد قدرت تفکیک انرژی است در نتیجه نمی‌توان آنها را از فوتون‌های غیر پراکنده مجزا کرد. سوم بعضی از پرتوهای گامای غیر پراکنده در آشکارساز نیز به صورت کمپتون برهم کنش می‌کنند و قسمتی از انرژیشان را بجا می‌گذارند. بنابراین به‌صورت یک واقعه پراکنده شده ثبت می‌شود در صورتی‌که جزء پرتو‌های غیر پراکنده است.‏

● همزمانی وقایع تصادفی

برای ثبت یک واقعه در اسکنر ‏PET ‎‏ باید دو نوترون گاما در دو جهت مخالف از هم در بدن به طور هم‌زمان خارج شود که کاهش شدت بستگی به اختلاف زمانی رسیدن دو پرتوی گاما دارد و این اختلاف در زمان سبب تاخیر در پردازش الکترونیک می‌شود. پنجره همزمان‌کننده باری هر واقعه به ۱۲ نانوثانیه تنظیم می‌شود و باید هر دو واقعه در فاصله زمانی ۱۲ نانوثانیه از یکدیگر جهت ثبت یک واقعه اتفاق بیافتد. محدوده عرض پنجره همزمان کننده زمانی وقایع تصادفی را آشکار می‌کند که دو نوترون گاما در اثر پدیده ایجاد شود. میزان همزمانی تصادفی (‏R‏)‌ از فرمول زیر به‌دست می‌آید: ‏

R=۲.T.S.S

T ‎‏ پنجره همزمانی و ‏S‏ میزان وقایع پرتوهای گامایی که به‌صورت تکی به دو آشکارساز برخورد می‌کند. عرض پنجره هم‌زمانی (‌به‌صورت بهینه) ‌با یک نمودار بر حسب وقایع تصادفی و واقعی نظیر از ‏T ‎‏ تعیین می‌شود.اگرT ‎‏ خیلی کوچک باشد وقایع زمان - واقع بسیاری را از دست خواهد داد. اگر ‏T ‎‏ خیلی بزرگ باشد وقایع تصادفی زیادی را دریافت می‌کند. وقایع تصادفی، ‌اگر تصحیح نشود سبب افزایش پرتوهای زمینه در تصویر می‌شودد.کسر وقایع تصادفی سبب افزایش اکتیویته در میدان دید می‌شود. دو برابر کردن اکتیویته سبب دو برابر شدن تعداد شمارش زمان ـ واقع می‌شود، اما چون مقدار تصادفی تناسب با توان دوم مقدار وقایع منفرد است و همین‌طور با اکتیویته مناسب است، مقدار وقایع تصادفی ۴ برابر می‌شود

● حساسیت ‏

جهت افزایش حساسیت باید زاویه حجمی آشکارسازها را بزرگ کرد. معمولا در تصویربرداری دو بعدیPET ‎‏ ، حلقه‌ای از آشکارسازها برای تسخیر فوتونهای تابش شده از بدن مورد استفاده قرار می‌گیرد. جهت ثبت وقایع بیشتر (‌در اثر دور تزریق شده)‌، سیستم‌های امروزی شامل حلقه‌های متعددی از آشکار سازها است که قابلیت این را دارد تا برشهای متعددی از بدن به‌طور همزمان تصویربرداری شود. محافظ‌های فلزی باریک (که به آنها ‏Septa ‎‏ می‌گویند) بین حلقه‌های آشکارسازها قرار می‌گیرد تا کمکی برای کاهش تعداد پرتو‌های پراکنده و تصادفی باشد. به طور شاخص در یک سیستم ‏PET ‎‏ مدرن ۴۷ تا ۶۳ برش در محور میدان دید در هر ۱۰ تا ۱۵ سانتیمتر ایجاد می‌کند. این برشها روی هم انباشته می‌شود تا ایجاد داده‌های حجمی نظیر قلب یا مغز را فراهم نماید. حساسیت یک مقطع (برش) منفرد در یک سیستم بر اساس توان دوم ضریب آشکارساز ( ‏E‏ ) و زاویه حجمی آن به‌دست می‌آید. برای حلقه‌ای از آشکارسازها به قطر ‏d، که اگر عرض هر آشکارساز را در جهت محور ‏D cm ‎‏ باشد ، حساسیت ‌در مرکز اسکن به‌طور تقریبی به‌صورت زیر تعریف می‌شود: ‏

اگر ‏D ‎‏ خیلی کوچکتر از ‏d ‎‏ باشد مثلا در یک سیستم ‏cm‏۸۰‏d= ‎‏ و ‏mm‏۴=‏D‏ و ۹/۰=‏E‏ حساسیت مطلق در حدود ۴/. درصد به‌دست آید. بنابراین حتما با کامل کردن حلقه‌های آشکارسازها، تصویر برداری با مقدار ناچیزی از دوز تزریقی میسر است

● زمان مرده سیستم و حداکثر میزان شمارش ‏

‏ طول زمان از (زمان مورد نیاز) برای پردازش یک واقعه بعد از برخورد نوتون‏‎ keV‏ ۵۱۱ ‏‎ ‎‏ به آشکارساز را زمان مرده سیستم می‌گویند. عامل تعیین کننده میزان در سیستم مجموع نورنستسلاسیون ایجاد شده توسط ‏PMTها است. زمان مجموع ۲ تا ۳ برابر زمان واپاشی درنتیلاتور است. برای ‏BGO ‎‏ زمان مجموع ۱ است که بیشتر از ۹۰% از نورنستیلاسیون را جمع آوری می‌کند. وقتی در زمان پردازش هر واقعه‌ای آشکارساز ضرورتا فعال است و نمی تواند به واقعه دیگری پاسخ دهد. (نظیر واقعه ای مجزا ). بنابر این واقعه از دست می‌رود و حساسیت موثر اسکن کاهش می‌یابد. برای بیان زمان مرده در اسکن ‏PET‏ از معادله زیر استفاده می‌شود.‏

S۰‎‏ مقادیر وقایع منفرد در هر آشکارساز، ‏S‏ زمان مرده و ‏S‏ میزان وقایع آشکار شده است. به این ترتیب در اکثر سیستمها، ‏S‏ در حدود ۳-۱ میکرو ثانیه می‌شود. زمانی‌که سیستم شامل آشکارسازهای منفرد و کانالهای انرژی زیاد باشد زمان مرده مشکل ساز نیست. اما در اکثر سیستمها آشکارسازها چند تایی است تا بتوان پیچیدگی الکترونیکی را کاهش داد. با افزایش سطح موثر آشکارسازها هر واقعه ای آشکار و پردازش می‌شود. در بعضی مطالعات با دوز‌های بالا از ایزوتوپ‌های با نیمه عمر کوتاه استفاده و در نتیجه زمان مرده در اینجا به فاکتوری محدودکننده تبدیل می‌شود. زمان مرده سبب کاهش تعداد شمارش‌های مثبت شده در واحد دوز تزریقی و به‌طور موثری حساسیت سیستم را در میزان شمارش‌های بالا کاهش می‌دهد. میزان شمارش را می‌توان در هر سیستم ‏PET‏ با تخمین میانگین مانیتورینگ تعیین کرد. بنابراین تابعی از مقدار اکتیویته در شی ء مورد نظر است.

● میزان شمارش معادل نویز

یکی از مباحث مفید در تعیین میزان شمارش در ‏PET‏ میزان شمارش معادل نویز (‏NEC‏) است. تعداد شمارش‌های آشکار شده تابعی از غلظت اکتیویته بعد از تصحیح آثار وقایع تصادفی و پراکنده است، مقدار ‏NEC‏ تناسب مستقیمی با نسبت سیگنال به نویز در تصاویر بازسازی شده دارد. بنابراین راهنمای خوبی برای اسکن است که به‌صورت زیر تعریف می‌شود.‏

T ‎‏ میزان شمارش واقعی، ‏R ‎‏ میزان شمارش تصادفی و ‏S ‎‏ میزان وقایع پراکنده شده به‌طور همزمان است. ( ‏S‏ ) وقایع پراکنده شده به میزان دید آشکارساز از شی مورد نظر بستگی دارد. اهمیت فاکتور ‏K ‎‏ این است که وقایع تصادفی در سرتاسر میدان دید به‌طور جداگانه اتفاق می‌افتند، ‌و اینکه نویز فقط در میدان دید آشکارساز از شی اهمیت دارد. ضریب ۲ سبب افزایش همزمانی تاخیری در اثر تصحیح کننده در جهت وقایع تصادفی است. با استفاده از نموداری از اکتیویته بر حسبNEC ‎‏ که از یک سیلندر استوانه یکنواخت به اندازه ۲۰ سانتی‌متر (‌این سیلندر بطور استاندارد تعبیه شده) تخمین زده شده روشی ساده برای مقایسه اسکنها و بر آورد نسبت سیگنال به نویز است که این را در تصاویر نهایی خواهیم دید (‌‏SNR‏)‌.مقدار ‏NEC ‎بسیار با اهمیت است و با مقایسه انجام شده این نتیجه به دست می‌آید که میزان ‏NEC ‎‏ حساس به اندازه و شکل شی در میدان دید است.‏

● محدودیت‌های تصویر برداری در ‏PET ‎

این محدودیتها را می‌توان به عنوان نویز تصویری با آرتیفکت یا هر نوع عامل ناخواسته ای تعبیر کرد که شامل موارد زیر است:‏

▪ آشکار ساز همزمان و محدود کننده الکترونیک

بیشترین احتمال این است که هر دو فوتون گامای‎ KeV‏ ۵۱۱‏‎ ‎بدون پراکندگی از بدن عبور ‌کند. اگر هر دو فوتون به صورت متوالی آشکار شود، سیری برای پدیده فنا تعریف می‌کنیم. چون پوزیترون قبل از پدیده فنا، حرکتی ناچیز دارد پس با تقریب می‌توان سیری را برای آن در نظر گرفت و محدوده‌ای را برای اتم تابش کننده تعریف کرد. در نتیجه نقشه‌ای از توزیع ایزوتوپ تابش‌کننده (پوزیترون) با استفاده از حلقه‌ای از آشکارسازهایی که بیمار را احاطه کرده است، در بدن بیمار ایجاد می‌شود.‏

‏ یکی از پیشرفت‌های‏PET ‎‏ استفاده از محدود کننده الکترونیک است که بر اساس آشکارسازی همزمان فوتونها تعریف می‌شود. در تکنیک‌های متداول در پزشکی هسته‌ای تنها از یک فوتون استفاده می‌شود و با استفاده از یک کولیماتور سربی که دارای سوراخهای کوچکی است فوتونهایی که عبور از سیر این سوراخها عبور کرده است، به آشکارساز برخورد می‌کند (بدون در نظر گرفتن پرتو‌های پراکنده ) و مابقی جذب کولیماتور می‌شود. جذب زیاد فوتونها توسط سرب ( یک به ۱۰ یا ۱۰ نوترن به‌طور شاخص از میان سوراخهای کولیماتور عبور می‌کنند) ایجاد کاهش شدیدی در حساسیت این سیستمها در مقایسه با ‏PET ‎‏ ایجاد می‌کند. پیشرفت بعدی استفاده از رادیونوکلیید‌های تابش کننده پوزیترون است که دارای نوترونهای با انرژی ‏keV‏ ۵۱۱ بوده، در نهایت می‌توان اسکن‌های‏PET ‎‏ را برای آشکار سازی در این انرژی بهینه کرد. در صورتی که در تکنیک‌های دیگر پزشکی هسته‌ای انرژی پرتوی گاما تغییر رادیونوکلیید تعبیر می‌کند و دوربین باید از توانایی تصویربرداری در محدوده‌ای از انرژی‌ها برخوردار باشد.‏

▪ محدودیت‌های فیزیکی قدرت تفکیک فضایی در ‏PET ‎

‏ دو عامل مهم قدرت تفکیک فضایی را در ‏PET ‎‏ محدوده می‌کند؛ حرکت اولیه پوزیترونها است که فاصله کوتاهی را بین محل تابش و محل فنا طی می‌کند.‏

این فاصله را در رنج پوزیترون ‏‎)‎‏ ‏Position Range‏ ) نامیده می‌شود و از کسری از یک تا چند میلی‌متر متغیر است و بستگی به طیف انرژی پوزیترونهای تابش‌کننده و بافتی که تابش در آن رخ می‌دهد، دارد. این اثر باعث ایجاد محوشدگی در دادها می‌شود که به‌صورت یک تابع نمایی تغییر می‌کند. فاکتور اکسترون در لحظه ایجاد پدیده فنا است.که باعث میشود زاویه بین دو فوتون گاما به طور ناچیزی از۱۸۰ درجه‏‎ ‎منحرف شود. اثر محو شدگی ایجاد شده بستگی به قطر اسکنر ‏PET‏ دارد برای یک سیستم بالینی معمولی، قطر حلقه تقریبا ۸۰ سانتی‌متر است که قدرت تفکیک بر اساس این اثر تقریبا ۸/۱ میلی‌متر کاهش می‌یابد. توسط کانونی کردن غیر خطی و آ ثار رنج پوزیترون محدوده قدرت تفکیک مطلق در ‏whole body‏ میلی‌متر (۲) تقریبا‎ ‎با کربن -۱۱یا فلویور-۱۸ باند شده است. که در بعضی از سیستمها با قطر‌های کوچکتر که برای تصویربرداری مغز و قلب طراحی شده‌اند قدرت تفکیک به یک تا ۵/۱ میلی‌متر می‌رسد

به‌علاوه آشکار سازی زمان ـ واقع در تصویر برداری ‏PET‏ دو روش وجود دارد. پرتوهای پراکنده همزمان وقتی یکی یا هر دو فوتون گاما را شامل شود، ایجاد تغییرات جهت داری می‌نماید و سبب کاهش انرژی پرتوی گاما و تغییر پرتو سبب عدم تطابق فوتون گامای اولیه می‌شود. کسر پرتوهای پراکنده بستگی به ماده پراکنده کننده و طول مسیر عبور کرده از داخل بدن دارد. بنابراین وقایع پراکنده در تصویر برداری شکم از دیگر تصویر برداری‌ها (مثلا مغز) است. گر چه انرژی پرتوهای پراکنده کمتر از ‏keV‏ ۵۱۱ است. زوایای پراکندگی کوچک و مربوط به نواحی کوچک در انرژی است. قدرت تفکیک انرژی در سیستم‌های ‏PET‏ جهت حذف این وقایع کافی نیست و پنجره انرژی تاثیر قابل توجه‌ای برای حذف پرتوهای پراکنده ندارد بنابراین خیلی از پرتوهای پراکنده ثبت می‌شود و ایجاد داده‌های جابه‌جا می‌نماید که باید برای حذف آنها از روشهای تصحیح استفاده کرد. گرچه پدیده فنا تولید دو فوتون گاما می‌نماید ممکن است فوتون گامای مخالف به آشکارساز برخورد نکند و به خارج از میدان دید دوربین پراکنده شود. وقایع همزمان تصادفی وقتی رخ می‌دهد که از دو فوتون گامای با انرژیkeV ‎‏۵۱۱ مجزا (غیر مرتبط) باشد (نه از یک پدیده فنا) و به آشکارسازها به‌طور همزمان برخورد کند. سبب ثبت واقعه در سیستم می‌شود زیرا سیستم قابلیت تمایز کنندگی وقایع زمان-واقع از غیر حقیقی را ندارد. مقدار وقایع تصادفی همزمان به‌طور متناسب با مربع غلظت اکتیویته در میدان دید دوربین است بنابراین ایجاد مشکل در مطالعات با شمارش میزان‌های بالا می‌کند.‏

دکتر احمد بیطرفان رجبی، بخش پزشکی هسته ای ، بیمارستان شهید رجایی