Prostorová rozlišovací schopnost aparatury PET vyjadřovaná stejně jako u klasických scintilačních kamer pološířka FWHM odezvy přístroje k bodovému nebo čárovému pozitronovému zdroji je určena následujícími jevy.

Vliv dosahu pozitronu v látkovém prostředí je znázorněn na obrázku vlevo. Mezi polohou atomu pozitronového zářiče a místem anihilace je určitá vzdálenost daná dosahem pozitronu ve tkáni. Např. dosah pozitronu o energii 0,64 MeV emitovaného ¹⁸F zhoršuje rozlišení vyjádřené jako FWHM o 0,2 mm („rozmazání“ bodového zdroje je přibližně 1 mm).

Vliv nelinearity páru anihilačních fotonů je znázorněn na obrázku vpravo. Dráhy anihilačních fotonů pod úhlem 180° vykazují velmi malou odchylku od předpokládané linearity. Odchylka ±0,25^° znamená zhoršení rozlišovací schopnosti  o 2 mm při vzdálenosti detektorů 80 cm běžné u moderních PET přístrojů.

Vliv velikosti detektorového elementu je znázorněn na obrázku vlevo. V důsledku šířky d jednotlivého detektoru linie odezvy mezi dvěma detektory zapojenými do koincidence představují „trubice“, jejichž obraz v průřezu ve středu mezi detektory vykazuje FWHM o velikosti d/2; ve vzdálenosti mimo střed je FWHM větší než d/2.

Vliv vícenásobného Comptonova rozptylu v detektorech je znázorněn na obrázku vpravo. Dojde-li k absorpci anihilačního fotonu v detektoru fotoefektem, je místo dopadu přesně lokalizováno (detektor  A). Anihilační foton se však může rozptýlit v detektoru  A  a být pohlcen fotoefektem v detektoru  B. Namísto linie odezvy (LOR) mezi detektory AC se zaznamená LOR mezi detektory BC. Kvantifikace tohoto vlivu na rozlišení PET je obtížná, protože se jedná o složitou funkci konfigurace detektoru, vlastností materiálu detektorů a konstrukce aparatury.

Citlivostí se poměr četnosti pravých koincidencí a aktivity pozitronového zářiče (s^-1.MBq^-1). Citlivost sestává v základě ze dvou složek:

• citlivosti (účinnosti) scintilačního krystalu, jež je závislá na jeho hustotě, protonovém čísle a tlouštce;
• geometrie přístroje, zejména aktivní plocha tomografu, na níž dopadají anihilační fotony, dále na velikosti pozitronového zdroje, na jeho vzdálenosti od detektorů a na počtu detektorů.

Starší typy PET přístrojů využívaly scintilačních krystalů BGO, dnešní přístroje jsou vybaveny krystaly typu LSO nebo GSO, které vykazují podstatně kratší dobu scintilace při detekci a tím kratší dobu impulzu - lze detekovat až 500 tisíc impulzů za sekundu (viz. animace v části Technické součásti PET). Doba akvizice obrazu pacienta je v případě krystalů LSO přibližně poloviční než u přístrojů s krystaly BGO. Scintilační krystaly NaI(Tl), o něž se opírá jednofotonová detekce záření gama při planární scintigrafii a SPECT, nejsou pro zobrazování PET vhodné, protože mají nižší hustotu než LSO a tudíž i nízkou detekční účinnost pro anihilační záření s energií 511 keV (viz. tabulka v oddíle Technické součásti PET).

Aktivní plocha tomografu se zvětšila u současných systémů tak, že se využívá režimu 3D, při němž nejsou detektory opatřeny přepážkami (septy), mezi kterými prochází anihilační záření před dopadem na aktivní plochu. V režimu 3D má tomograf přibližně osmkrát vyšší citlivost než v režimu 2D. Je zřejmé, že v režimu 3D je citlivost nejvyšší ve středu aktivní plochy a klesá směrem k jejím okrajům.

3D režim PET přístrojů vykazuje oproti 2D režimu více než pětinásobně vyšší citlivost. Každý z těchto režimů má charakteristický průběh profilu citlivosti. Zatímco u 2D režimu je citlivost téměř konstantní podél všech detektorových prstenců, u 3D režimu narůstá pozvolněji, maximální je pouze u několika středových prstenců a poté opět klesá. Důsledkem tohoto jevu je nutnost většího překryvu vyšetřovaných polí (postelí), aby bylo dosaženo konstantní citlivosti podél celého vyšetřovaného objemu. U 2D režimu byl nutný překryv vyšetřovacích pozic v několika málo krajních řezech, u 3D režimu může tento překryv činit 35 - 50% z axiální délky zorného pole.