Při jednofotonovém tomografickém zobrazování SPECT foton záření gama emitovaný radionuklidem, jenž je aplikován ve formě radiofarmaka do organizmu, vstupuje do detektoru olověným kolimátorem. Pro získání tomografického obrazu se detektor (nebo dva detektory) otáčejí kolem těla pacienta. SPECT tedy představuje rozšíření (zdokonalení) planární scintigrafie.

PET je tomografickou metodou ve své podstatě. Při tomto vyšetření se využívá pozitronových radiofarmak obsahujících radionuklid vyznačující se β⁺ přeměnou. Pozitron (antičástice elektronu - elektron s kladným nábojem), který je emitován radionuklidem, v blízkosti místa emise anihiluje s elektronem. Při tomto jevu vzniká dvojice fotonů, které z místa anihilace odlétají opačnými směry a každý má energií 511 keV. Impulzy z detektorů, které přicházejí v rámci přednastaveného koincidenčního časového okna současně do koincidenčního obvodu způsobí, že se na jeho výstupu objeví impulz. Na rozdíl od SPECT se zde využívá elektronické kolimace a systém detektorů se neotáčí kolem těla pacienta.

Při tomografickém zobrazování SPECT dopadají na scintilační krystal fotony, které prošly kolimátorem. Při zobrazování PET jsou prstencem detektorů bez kolimátorů registrovány koincidence anihilačních fotonů.

Akvizice projekčních dat v systému SPECT a systému PET - detektor kamery SPECT se musí otáčet okolo pacienta, aby mohl shromažďovat data postupně z projekcí pod různými úhly, systém PET shromažďuje údaje po dobu akvizice ze všech projekcí současně

Pozitron, částice β s kladným nábojem, je emitován z jádra atomu pozitronového zářiče a postupně se zpomaluje ve srážkách s elektrony atomových obalů. Na konci své dráhy se spojí s elektronem, dochází k anihilaci a vznikají dva anihilační fotony s energií 511 keV. Dráha pozitronu ve tkáni je velmi klikatá, dosahem této částice, který je kratší než dráha, se rozumí vyznačená přímka. Dosah pozitronu ve tkáni závisí na jeho energii, v případě ¹⁸F je to necelý milimetr.

Při PET zobrazování se rozlišují 3 typy koincidencí: pravé (true), rozptýlené (scatter) a náhodné (random), avšak pouze pravé koincidence jsou žádoucí. Zatímco počet pravých a rozptýlených koincidencí roste lineárně s aktivitou obsaženou v zorném poli přístroje, počet náhodných koincidencí roste s druhou mocninou aktivity v zorném poli.

Jelikož pouze detekce správných koincidencí vytváří obraz distribuce aktivity pozitronového zářiče, registrace náhodných a rozptýlených koincidencí představuje šum. Jedním z hledisek při volbě aktivity pozitronového zářiče je závislost četnosti ekvivalentní šumu označované  zkratkou NECR (angl. noise equivalent count rate) na objemové aktivitě aplikovaného radiofarmaka v kBq/ml. Výraz NECR je dán vztahem T²/(T + R + S), kde T, R a S jsou postupně četnosti impulzů od pravých, náhodných a rozptýlených koincidencí. Na následujícím obrázku je ilustrován vliv četnosti náhodných, rozptýlených a pravých koincidencí na NECR v případě PET přístroje v 3D režimu.

Výraz NECR je obdobou ukazatele kvality (angl. figure of merit) zavedeného americkým fyzikem Beckem v r. 1964 pro hodnocení obrazů z Angerových kamer. NECR je přímo úměrný druhé mocnině poměru signálu k šumu S/N.

Typické průběhy NECR v závislosti na objemové aktivitě zdroje jsou zobrazeny na následujícím obrázku. Jsou zde porovnány LSO a BGO přístroje v 3D režimu, rovněž je uveden průběh NECR pro 2D PET. Pro 3D režim je typické, že NECR křivka má své maximu, poté klesá. Je to dáno tím, že od určité objemové aktivity začnou převládat náhodné koincidence (kvadraticky závislé na objemové aktivitě) nad pravými a rozptýlenými koincidencemi (lineární závislost na aktivitě). V případě 2D režimu křivka NECR žádné maximum nemá.