Pro správné pochopení fyzikálních principů je nutné objasnit význam pojmů jako signál,  šum a poměr signálu a šumu. Význam těchto pojmů je znázorněn na následujícím obrázku. Pojmem signál (S) se v radiologických obrazech rozumí kvantitativně vyjádřitelná změna ve struktuře obrazu vyšetřované tkáně s jinou fyzikální charakteristikou než má okolní tkáň. Při radionuklidovém zobrazování se jedná např. o lézi s objemovou aktivitou vyšší nebo nižší než je okolí. Signál je tedy vyjádřen vztahem S = T - B.  Šum je v tomto případě definován jako druhá odmocnina z průměrného naměřeného počtu impulzů pozadí a je číselnou hodnotou (narozdíl od rms, který je procentuálním vyjádřením šumu). Tento výpočet vychází z čistě statistických vlastností obrazu.

Statistický šum v obraze je základním omezujícím faktorem pro zobrazení léze při malém signálu S a nízké hodnotě B. Z teorie zobrazování je známo, že v důsledku rušivého šumu je lézi v obraze možné vidět jen v případě, že poměr signálu k šumu SNR je větší než 4. Z této podmínky lze odvodit minimální kontrast K_im, který musí léze o určité velikosti mít, aby mohla být pozorována.

Např. pro zobrazení léze o ploše P = 1 cm² v obraze s informační hustotou h_B = 1000 cm^-2 je nutné, aby její kontrast obrazu K_im byl minimálně 12,6 %. Pro zobrazení léze o ploše P = 5 cm² postačuje kontrast 6 %. Je-li však hustota impulzů mimo lézi nižší, např. h_B = 400 cm^-2, bude pro zobrazení léze o ploše 1 cm² nutný kontrast 20 % a pro lézi o ploše 5 cm² to bude 9 %. Při stejném kontrastu obrazu bude tedy zobrazení léze tím snazší, čím bude léze větší a čím větší bude hustota impulzů h_B. Jinými slovy, čím menší je kontrast obrazu léze, tím vyšší hustota impulzů je potřebná pro její zobrazení. 

Při dané aplikované aktivitě pacientovi, lze vyšší hustoty impulzů v obraze získat prodloužením akviziční doby t. I toto zlepšování má však své meze, neboť při vysoké hustotě impulzů je kvalita obrazu dána především prostorovým rozlišením detektoru; navíc nelze opomenout vliv delší doby vyšetření z hlediska pacienta, kdy může docházet k jeho pohybům a znehodnocení obrazu.

V souvislosti se zobrazováním, a to nejen v nukleární medicíně, se často setkáme v dvojicí výrazů charakterizujících zobrazovaný objekt (orgán, tkáň a jejich struktura) a jeho obraz; jedná se o kontrast objektu a kontrast obrazu. Jak již bylo uvedeno v úvodu této kapitoly, tak do řetězce mezi zobrazovaným objektem a jeho obrazem vstupuje celá řada veličin, které charakterizují kvalitu obrazu. Rušivé jevy mohou způsobit jeho degradaci. Význam pojmů kontrast objektu a kontrast obrazu je znázorněn na následujícím obrázku.

Kontrast se často vyjadřuje též jednodušším výrazem než je uveden na obrázku, tj. K_obj = C_T/C_B a K_im = T/B. Nevýhodou těchto vztahů je skutečnost, že neplatí pro B = 0.

Jelikož pro "studenou" (neaktivní) lézi je C_T < C_B, příp. C_T = 0, kontrast objektu K_obj nemůže přesáhnout 100 %. Totéž platí i pro kontrast obrazu K_im, protože T < B, příp. T = 0. U "horkých" (aktivních) lézí je C_T > C_B a tedy kontrast objektu K_obj i kontrast obrazu K_im mohou výrazně přesahovat 100 %. Obecně platí, že "studené" léze lze detekovat podstatně obtížněji než "horké" léze.

Při běžně se vyskytujících hustotách h_B impulzů a kontrastu obrazu je možné zachytit jen větší „studené“ léze. Při planární scintigrafii ledvin a jater mohou být zobrazeny „studené“ léze s průměrem větším než 2 – 3 cm, v případě povrchově uloženého orgánu, jakým je štítná žláza, jsou zachytitelné „studené“ léze o průměru 6 – 8 mm. Naproti tomu mohou být zachyceny podstatně menší „horké“ léze (metastázy v kostech, nádory, záněty apod.) při vysokém poměru v nich obsažené objemové aktivity C_T radiofarmaka (^99mTc-MDP, ¹⁸F-FDG, ¹²³I-MIBG) oproti objemové aktivitě okolí C_B.

O zachytitelnosti malých lézi při zobrazování SPECT a PET rozhodují faktory fyzikální a přístrojové povahy:

• prostorová rozlišovací schopnost detekčního systému,
• citlivost detekčního systému,
• statistické fluktuace,
• korekce na zeslabení,
• použitá rekonstrukce obrazu

a rovněž faktor fyziologický

• akumulace radiofarmaka v lézi oproti okolní tkáni.

Odvození nejmenší detekovatelné léze o průměru  d_min je možné na základě čistě statistického hlediska z podmínky d_min  ≥ 4/(K_im. √h_b)  , kde  K_im  je kontrast obrazu a  h_b  hustota impulzů v cm^-2. Příklad. Je-li  K_im = 10 % (0,1) je v případě SPECT  d_min ≥ 1,3 cm (hustota impulzů  h_b = 1000) a v případě  PET  d_min ≥ 0,14 cm (h_b = 100 000). Hustota impulzů  h_b  v PET obraze by umožňovala zachytit léze o průměru menším než 2 mm. Statistické fluktuace nejsou tedy omezujícím faktorem při detekci malých lézí zobrazovací modalitou PET.

Jedním z parametrů rozhodujících o zachytitelnosti malých lézí je prostorové rozlišení zobrazovacího systému FWHM, které vstupuje do vztahu pro K_im/K_obj  kde  K_obj  je kontrast objektu. Poměr  K_im/K_obj  může být aproximován výrazem uvedeným na grafu.

Je patrné, že poměr kontrastu obrazu a kontrastu objektu v uvažované oblasti průměru lézí do 30 mm je pro PET s prostorovým rozlišením 0,5 cm podstatně vyšší než pro SPECT s horším rozlišením FWHM 1 cm.