Positron Emission Tomography

PET یکی از روشهای نوین تصویربرداری به صورت مقطعی ( برش نگاری ) است که امروز به صورت گسترده ای در سطح جهان استفاده می شود. مزیت این روش ، تصویربرداری از عملکرد  (Function)  و فیزیولوژی ، بافتهای بدن است . در این روش دارو با یک رادیونوکلئید تابش کننده پوزیترون نشان دار شده و به بدن تزریق می گردد. بسته به خصوصیات ویژه دارو ، این ماده در بخشی از بدن بیمار مجتمع می گردد . در آن ناحیه ذرات پوزیترون با ترکیب با الکترونها دچار پدیده فنا  (annihilation) می شوند و دو فوتون گاما با زاویه 180 درجه تابش می شود . بوسیله آرایه ای از دتکتورها که در اطراف بیمار قرار گرفته اند این دو فوتون آشکارسازی شده و سپس به کمک کامپیوتر، از مجموعه این فوتونها تصویر تشکیل می شود. از مزیتهای عمده این روش مقدار کم داروی مورد نیاز ( در حد پیکو گرم ) است که باعث می شود دوز تشعشع ،نسبتاً پایین - کمتر از یک رم >1rem - باشد.
در این روش دو فوتون گاما که در فاصله زمانی کوتاهی به نام Coincidence time تولید شده اند، تشکیل یک خط پاسخ ( line of Response) یا LOR را میدهند که در نهایت تصویر بوسیله این LOR ها تشکیل می شود.

                                                        
تاریخچه
تحقیقات در این زمینه در حدود سالهای 1950 آغاز شد. اولین بار Sweet.W.H از تجمع مواد رادیواکتیو در مغز برای تشخیص و درمان تومورهای مغزی استفاده کرد و بیان کرد که تابش فنا پس از تابش پوزیترون می تواند کیفیت تصاویر مغز را بهبود بخشد. او اطلاعات مورد نیاز خود را از طریق 2 دتکتور مقابل هم که در دو طرف سر بیمار قرار گرفته بودند بدست آورد و تصویری دو بعدی تشکیل داد.
در سال 1972 اولین دستگاه PET به صورت توموگرافیک به نام PC-I ساخته شد و در سال 1974  دستگاه PC-I به صورت تجاری مورد بهره برداری قرار گرفت.

در تمامی مدلها ، چه مدلهای قدیمی و چه مدلهایی که امروزه به کار می روند اصول تصویربرداری  PETمشابه است و تلاشها جهت بهبود کیفیت تصاویر بوده است. در واقع در ابتدا برای گرفتن تصاویر توموگرافیک از روش (Single Photon Emission Computed Tomography) SPECT استفاده می شد. بدین صورت که با استفاده از چرخش دوربین اقدام به گرفتن تصویر مقطعی می کردند ، یعنی دوربین به دور بیمار می گشت . به طور کلی سه نوع دستگاه S PECT داریم:
1- Camera Based : که بر پایه دوربینهای     قرار دارد. یعنی یک دوربین که دارای کولیماتور خاص و توانایی حرکت در جهات مختلف است. این نوع دستگاهها دارای دو حالت حرکت می باشند:
1- stop and shot  که دوربین می ایستد ، کانتها را می شمارد و دوباره حرکت می کند. ولی بسیار زمان بر بوده و مدت زیادی به جمع آوری کانت می پردازد. اما حسن این سیستم این است که میتوان با استفاده از چند کولیماتور به طور همزمان چند مقطع را تصویربرداری کرد.  ( multi slice)
 2-Continuos (حرکت پیوسته )
2- Detector Array که در آن با استفاده از آرایه ای از دتکتورها تصویر می گیریم.
3- Hybride که از دو سیستم فوق به صورت ترکیبی استفاده می کند.
امروزه بیشتر سیستمهای SPECT مورد استفاده از نوع Camera Based هستند . چون این سیستم ساده و ارزان است و در عین حال دارای دو کاربرد می باشد. یعنی هم به عنوان  g-Cameraو هم SPECT کاربرد دارند.امروزه سیستمهای SPECT جدیدتر با دو یا سه Head تولید شده اند که باعث افزایش حساسیت می شوند.
در هر صورت سیستمهای SPECT هنوز دارای حساسیت بسیار پایین و صحت و دقت آماری کمی هستند .
اما در روش PET ما بخش عمده ای از مشکلات را نخواهیم داشت. در این روش تصحیح تضعیف (Attenuation Correction) که از مشکلات SPECT است به راحتی صورت می گیرد. ایزوتوپهای تابش کننده پوزیترون نظیر کربن ، نیتروژن ، اکسیژن و فلورین همه از عناصر اصلی ترکیبات مختلف بدن هستند و لذا به راحتی در واکنشهای متابولیک وارد می شوند. در این روش انواع مختلفی از پرتو داروها موجودند. همچنین عمل کولیماسیون به صورت الکترونیکی صورت می گیرد و لذا دیگر احتیاج به کولیماتور مکانیکی نخواهد بود ،در نتیجه حساسیت بسیار افزایش می یابد. در ضمن تمامی تابش کننده های پوزیترون ، فوتونهایی با انرژی 511 Kev تابش می کنندریا، لذا می توان سیستم را برای این انرژی تنظیم کرد.
اما سیستم PET دارای مشکلاتی نیز می باشد اولین مشکل نیمه عمر کوتاه تمامی تابش کننده های پوزیترون است .به همین دلیل باید در بخشهای PET یک مینی سیکلوترون  نیز تعبیه شود.همچنین سیستمهای PET خیلی گرانتر از سیستمهای SPECT می باشند. اما در هر صورت امروزه PET به صورت گسترده ای در بخش تحقیقات و Staging سرطانها کاربرد دارد.

 

 

در تصویر برداری PET به طور خلاصه چه اتفاق می افتد؟

- یک مطالعه PET با تزریق یا تنفس ماده  پرتو دارآغاز می شود.
- بعد از مدت زمانی از حدود چند ثانیه تا چند دقیقه که برای حمل و نقل و برداشت و تجمع رادیو دارو در عضو هدف لازم است ، اسکن آغاز می شود.
- وقتی رادیوایزوتوپ در عضو مورد نظر تجزیه می شود از خود پوزیترون تابش می کند که این پوزیترون مسافتی را در فضا حرکت می کند و سپس با یک الکترون بافت ترکیب شده و پدیده فنا رخ می دهد.
- در اثر پدیده فنا دو فوتون  با انرژی 511Kev در دو جهت مخالف هم تابیده می شوند.
- اگر دو فوتون در فاصله زمانی کوتاهی (~10nS) توسط دو دتکتور مقابل هم ثبت شوند. یک رخداد صحیح (True incidence) در بین دو دتکتور ثبت می شود.
- با جمع کردن تعداد بسیار زیادی از این رخدادها نقشه تقریبی توزیع پرتو دارو در بدن ثبت می شود.
اما در طول انجام این عملیات با مشکلات بسیار زیادی برخورد خواهیم کرد مشکلاتی از قبیل  positron Range ، Non – Co – Linearity – Doppler broadening و ... که در آینده به آنها خواهیم پرداخت.

                                                          
کریستال
سنتیلاتوروسنتیلاسیون
* مرحله سنتیلاسیون عبارتست از تبدیل فوتونهای high انرژی به نور مرئی از طریق تاثیر یک ماده سوسوزن که مراحل زیر را طی می کند:
- برخورد فوتون با سنتیلاتور یک الکترون پرانرژی به وجود می آورد که یا از طریق پراکندگی کاپتون است یا جذب فتوالکتریک.
- هنگامی که الکترون از میان سنتیلاتور می گذرد. انرژی اش را از دست می دهد و در این مرحله الکترونهای دیگری به وجود می آورد.
- الکترونهای ایجاد شده وقتی به سطح انرژی پائین تر بر می گردند نور آزاد می کنند.
*دریک آشکارسازی سنتیلاسیون . دو زوج نوری است که برخورد با PMT   سیگنالهای الکتریکی در پاسخ به برخورد نور بر روی سطح آن به وجود می آورد.
تاثیرات فوتون برکریستال
* پراکندگی کامپتون و جذب فتوالکتریک، الکترونهایی با توزیع انرژی متفاوت تولید می کنند.
* در جذب فتوالکتریک، همه انرژی فوتون به الکترون منتقل می شود و توزیع انرژی فوتوالکترون دقیقاً نزدیک به انرژی برخورد فوتون است.
* در پراکندگی کامپتون، بجای خود برگشتن الکترونها یک طیفی از انرژی را شامل می شود که به زاویه پراکندگی بستگی دارد.
* توزیع انرژی محو و نامشخص است به دلایل زیر:
- محدودیت قدرت تفکیک انرژی آشکار ساز
- تشعشع مونوانرژی است.
- قسمتی از فوتون ها پیش از آنکه عمل آشکارسازی انجام شود با پراکندگی کامپتون طی خواهد شد. همچنین برخوردهایی با انرژی بیشتر از تمام انرژی پیک وجود خواهد داشت. جایی که بر هم کنش های فوتون بقدری در زمان نزدیک به هم اتفاق می افتد که نمی توان آنها را مانند برخوردهای مجزا تحلیل و بررسی کرد.
* قدرت تفکیک انرژی سیستم از نسبت به تمام عرض در نصف ماکزیمم منحنی فتو پیک بدست می آید و مقدار انرژی درهمه ماکزیمم پیک انرژی.
کریستال مناسب
* عدد اتمی موثر بالای باید داشته باشد.
* یک برخورد اشعه گاما باید مقدارزیادی از فوتون های سنتیلاسیون تولید کند.
* سنتیلاتور باید فاکتور خود جذبی کمی برای نور سنتیلاسیون داشته باشد.
* سنتیلاتورباید ضریب شکست فوری نزدیک به شیشه داشته باشد تا زوج نوری بین سنتیلاتور و PMT را بهبود دهند.
* زمان مرده سنتیلاتور  باید برای میزان شمارش بالا و سیگنالهای همزمان سریعتر برای آشکارسازی منطبق کوتاه باشد.
* توانایی کریستال درجذب مؤثر همه انرژی 511 Kev فوتون فنا شده درحجم کوچکی از آشکار ساز.
* عدد اتمی مؤثر Z بالا، تامین می کند. که بیشتر فوتونهایی که وارد آشکار ساز می شوند با سنتیلاتور بر هم کنش دارند که بسیاری از این برهم کنش ها از انواع فتوالکتریک است در نتیجه همه انرژی جذب می شود.
* یکی از فاکتورهایی که قدرت تفکیک فضایی را د رPET تعیین می کند سایز آشکارسازهاست. استفاده از یک سنتیلاتور با ضریب تضعیف خطی بالا برای کاهش اندازه آشکارساز مناسب است.
نور خروجی ( بازده نوری )
* نور خروجی سنتیلاتور به دو دلیل مهم است:
- هر چه نور خروجی بیشتر باشد، قدرت تفکیک بهتر خواهد بود که این موجب می شود تا افتراق صحیح بیشتری در برابر فوتونهای اسکنر داشته باشیم.
- در اشکال آشکارساز بلاک، بازده نوری مستقیماً برروی دقت المان های تشدید آشکارساز اثر می گذارد. این شبیه وضعیتی است که در دوربین Anger مقدار نور تولید شده درکریستال که بستگی به انرژی فوتون و ضخامت کریستال دارد. برروی قدرت تفکیک فضایی ذاتی دوربین اثر می گذارد.
Decay نور ( واپاشی نور )
* زمان decay نور سنتیلاسیون نشان می دهد که چطور دقیقاً دریک زمان دو فوتون فنا شده می توانند به وسیله یک جفت آشکارساز در اسکنر    PET تشخیص داده شوند.
* هر چه زمان پایا کوتاهتر باشد، دتکتور سریعتر سیگنالهای بدنبال جفت فوتون در سنتیلاتور تولید خواهد کرد.
* یک سنتیلاتور سریعتر امکان ایجاد یک پنجره انطباق زمانی باریک را فراهم می کند که احتمال آشکارسازی برخوردهای غیر مربوط را کاهش میدهد.
* زمان پایا همچنین بیان می کند که چه طولی از سیگنال خارج شده از دتکتور لازم است تا طبق دستور کامل شود تا اندازه صحیحی از انرژی پیش فرض در آشکار ساز بدست آید.
* بطور معمول، سیگنال در 3 تا 4 بار زمان    decay پایا کامل می شود. در طول آن زمان آشکارساز مرده است و نمی تواند برخورد دیگری را ثبت کند.
زمان مرده یکی از فاکتورهایی است که نسبت شمارش در سطحهای فعالیت بالا در دستگاههای PET رایج محدود می کند.
کریستالهای برای PET
پیک طول موج شاخص شکست نور قدرت تفکیک انرژی زمان decay واپاشی نور حاصله ضریب تضعیف خطی عدد اتمی مؤثر کریستال

  410                  85/1             %8            23/0                100          341/0       50          یدید سدیم

  430                  85/1             %9             06/0                20             59                     اکسی ارتوسیلیکات گادولینیم
  420                 82/1            %10             04/0                  65         866/0     66          اکسی ارتوسیلیکات لوتسیم
  480                 15/2             %12            30  / 0               13          950/0    74          ژرمنیات بسیموت

ژرمیات بسیموت
BGO* ماده سنتیلاسیون انتخابی برای دستگاه PET در 20 سال اخیر بوده است. دراصل عدد اتمی مؤثر Z بالا و دانسیته بالا در آن موجب قدرت توقف دهندگی خیلی خوب می شود.
* با استفاده از BGO %94 همه فوتونهای Kev 511 به وسیله یک ضخامت 30 میلی متری آشکار ساز جذب می شوند. در مقایسه تنها %36 فوتونها در همین ضخامت از یدید سدیم جذب می شوند.
* نور خروجی آن در مقایسه با  NaI نسبتاً کمتر است ( %20 – 15 ) که منجر به کاهش توان جداسازی انرژی می شود. ( تقریباً 2500 تا 4100 فوتون نوری به ازای فوتون Kev 511 تولید می کند ).
* بعلاوه، زمان واپاشی پایای سنتیلاسیون نسبتاً طولانی قابلیت نسبت  شمارش دستگهایی را که از این ماده سنتیلاسیون استفاده می کنند محدود می کند. بواسطه شمارش های رندوم زیاد و زمان مرده.
اکسی ارتوسیلیکات لوتیتم
* LSO یک ماده سنتیلاسیون تقریباً مناسب برای استفاده در PET است.
* این ماده دارای عدد اتمی مؤثر بالا، دانسیته زیاد، برون ده فوری خیلی زیاد و زمان واپاشی سنتیلاسیون کوتاه است.
* برون ده نوری بالای آن امکان ساخت سیستمهای آشکارساز با قدرت تفکیک بالا را می دهد  باکمترین میزان اختلال در قدرت تفکیک فضایی.
* زمان واپاشی سنتیلاسیون کوتاه امکان استفاده از پنجره باریک برای کاهش همزمانی های تصادفی را فراهم می کند که مشکل نسبت به شمارش رندوم بالا را در سطح های انرژی بالا کاهش خواهد داد.
* زمان واپاشی کوتاه همچنین مستلزم یک زمان تکمیل کوتاهتر است که باید زمان مرده آشکارساز را کاهش دهد.

 یدید سدیم NaI ( TL )
* بازده آشکارسازی تک فوتونی برای فوتونهای 140 کیلو الکترون ولت در یک ضخامت 10 میلی متری کریستال NaI %93 است. درحالیکه بهره ( بازده ) همزمانی همین کریستال ( که احتمالاً هر دو فوتون Kev 511 را آشکار می کند) فقط %4/8 است. این مسئله موجب می شود که این ماده یک انتخاب نادرست برای PET باشد در حالیکه برای SPECT بسیار مناسب است.
* بعلاوه 25 میلی متر از BGO یا LSO برای فوتونهای kev 511 حدود %80 آشکارسازی همزمانی ایجاد کنند. که این باعث می شود این کریستالها در رتبه بالاتری برای PET قرار بگیرند.
*کریستالهای ضخیم تر NaI ( mm 25 ) بطور موفقیت آمیزی در PET بکار می روند. اگر چه بازده آشکارسازی آنها حدود %40 کریستالهای BGO در شرایط هندسی فیزیکی مشابه است. معمولترین ماده آشکارساز PET، BGO است.

 مشخصات سنتیلاسیون های معمول بکار رفته درPET 
                                                                       ( سنسیلاتور
)   
                                                        ــــــــــــــــــــــــــــــــــــــــــــــــــ
 ضخامت دتکتور       NaI   ( TI )             BGO                LSO
برون ده نور نسبی    -  100               15                       75
پایایی واپاشی       - 230                300                       40
دانسیته                - 67/3               13/7                    40/7
عدد اتمی مؤثر       - 51                    75                       66
بازده سیگنال          kev 511   mm10                          %29                     %62                 %58
                            mm25                          %58                     %91                 %89
بازده همزمانی         kev 511     mm10                              %4/8                 %4/38             %8/43
                    
                                 Kev  511    mm25          %6/33         %8/82             %2/79   
بازده سیگنال             kev 133      mm10 %93                %100               %100

 

 

                                                       آشکارسازهاپردازش پالس
* زمانی که یک آشکارساز سنتیلاسیون یک فوتون را آشکار ساز می کند، پالس الکتریکی بوسیله لوله تقویت کننده نور PMT یا آرایه PMT تولید می کند. برای تولید سیگنال همزمان بکار برده می شود.
* این کاربوسیله عبورپالس از یک قسمت پایدار جدا کننده ( CDF ) انجام می شود که پالس دیجیتال تولید می کند. وقتی که سیگنال به یک قسمت پایدار ازقله بلندی پالس دست می یابد.
پنجره انرژی
* پالسهای خارج شده از PMT ها همچنین از یک ممیز جدا کننده متفاوت عبور می کنند تا مطابق با بلندی پالس چیده شوند.
* یک سطح جداکننده سطح انرژی پایین و یک جداکننده سطح انرژی بالا وجود دارد.
* این سطوح برای حذف پالسهای بالا و پائین آن است.
* جداکننده سطح انرژی پائین LLD می تواند برای جداسازی پرتوهای اسکتر بکار رود. همه اسکترها نمی توانند با این روش حذف شوند.
افتراق فوتونی
* یک قسمت مهمی از فوتونهای پراکنده نشده با سنتیلاتور بطریقه کامپتون بر همکنش میکنند و تعداد زیادی از این فوتونها همه انرژی شان را در کریستال بجا نخواند گذاشت.
* بنابراین یک مقدار بالای LLD موحب می شود تا تعداد زیادی از بخوردهای صحیح حذف شوند و یک توازن بین مقدار اسکتر و حساسیت برای تطابق صحیح به وجود آید.
* ULD ممکن است برای حذف تعدادی برخوردهای بکار رود. در جایی که بیشتر از یک فوتون برروی قطعه آشکارساز دریک زمان برخورد می کند.
* همچنین LLD ها و ULDها برای تقسیم اطلاعات بدست آمده در پنجره های انرژی مختلف برای تحلیل و بررسی بکار برده می شوند.
زمان مرده و Pile-up پالس
* اگر پالس های نوری از فوتونهای مجزا برروی یک محور معین برهم کنش کنند، تنها یک پالس توسط PMTها اندازه گیری می شود.
* همچنین وسایل الکتریکی یک آهنگ ماکزیمم محدود خواهند داشت که آنها بخواهند اطلاعات را پردازش کنند. با آهنگ ماکزیمم معمول برای پردازش پالس قدرت الکتریکی باید حدود Hz 1 باشد.
* چنین مواردی نشان می دهد که بعضی از برخوردها از دست خواهند رفت. تازمانی که واپاشی هسته ای یک پردازش اتفاقی است . همیشه یک احتمال محدود وجود خواهد داشت که تعدادی از برخوردهایی که خیلی نزدیک هم رخ می دهند در آهنگ شمارش متوسط خیلی پائین تشخیص داده شوند.
* در آهنگ شمارش های بالا چنین نواقصی میتواند خیلی با اهمیت باشد. چنین نواقصی همانند زمان مرده است.
* نواقص زمان مرده منجر به غالب شدن بوسیله تجمع در کریستالهای سنتیلاسیون می شود. درنتیجه دوربین ها با تعداد بیشتری از آشکارسازهای سنتیلاسیون گسسته می توانند با آهنگ شمارش بالا عمل کنند.
انطباق آشکارسازی
* آشکارسازی همزمان از دو فوتون kev 511 که در خط مستقیم واقع اند که در اثر فنای ترون الکترون بوجود می آید.
* یک آشکارساز ازیک جفت ماده سنتیلاسیون که به یک تیوب تقویت کننده نور می رسد.
* سیگنال PMT 10 تا 100 مرتبه تقویت می شود.
* پنجره ای معمول %25 برای حدود 511 کیلو الکترون ولت تمرکز می یابد تا پرتوهای اسکتر جذب شود.
* اگر پالس ها در 12 تا 8 نانو ثانیه روی هم قرار بگیرند و ضوابط انرژی معرفی شوند، برخورد ضبط می شود در غیر اینصورت رد می شود.

آشکارساز بلوک در PET
اندازه کریستال با اندازه PMT محدود نمی‌شود. در چنین آشکارسازهایی در قدرت تفکیک یکسان تعداد PMT های مورد نیاز به وسیله فاکتور 16 کاهش می‌یابد که در نتیجه قیمت آن کمتر می‌شود.
وقتی که بازده 64 آشکارساز به 4 سیگنال (PMT) کاهش پیدا می‌کند، دستگاههای الکترونیکی به طور اتوماتیک به یک مقیاس قابل کنترل تسهیم می‌شوند.
احتمال اینکه دو فوتون فنا شده با یک آشکارساز کوچک در طی زمان واپاشی سنتیلاتور بر هم کنش کند کمتر از یک آشکارساز بزرگ است. بنابراین زمان مرده آشکارساز منفرد خیلی کم است و زمان مرده سیستم کوتاه است. هر آشکارساز یک دامنه کوچک نوری دارد که اغلب با یک رابط قابل تعویض است، کاهش‌های زمان که برای تعمیر صرف می‌شود، با یک PMT ناقص جابجا می‌شود و بوسیله اسکنرهای موجود بهبود می‌یابد. در آشکارسازهای بلوک تقارن به وسیله طراحی یک حلقه که نمونه‌گیری یکسان در همه زوایا فراهم می‌کند، ایجاد می‌شود.
عدم مزایای آشکارساز بلوک
آشکارسازهای بلوک مجموعه‌ای از دستگاههای الکترونیکی پردازشگر دارد که این قسمت زمان مرده سیستم را افزایش می‌دهد. در نتیجه تجمع پالس را افزایش می‌دهد که منجر به شمارش موقعیتهای از دست رفته می‌شود و کاستی‌هایی در آهنگ شمارش به وجود می‌آورد. از آنجا که بازده نوری BGO نسبتاً پایین است، بنابراین خروجی PMT ها در معرض نوسانات آماری و خطا در موقعیت هستند. (2mmافزایش درFWHM)
در آهنگ‌های شمارش بالا ممکن است نور پالسهایی که از برهمکنش دو و یا چندین فوتون ایجاد می‌شود، همپوشانی داشته باشند. در برخورد فوتون با کریستال ممکن است پالس به طور نادرستی به کریستالی که بین آنها قرار گرفته، اختصاص یابد. در آشکارسازهای بلوک ممکن است فوتون قبل از رسیدن به کریستال، در کریستال قطبی نفوذ کرده و برهمکنش کند و یا ممکن است در کریستال پراکنده شده و سپس در دیگری برهمکنش کند که این مسأله موجب از دست رفتن محل برخورد خواهد شد. اگرچه این مورد در بسیاری از انواع سیستم‌های آشکارساز مشترک است.
تعداد PMT ها تقریباً به وسیله فاکتورها کاهش می‌یابد. هر PMT 4 بلوک آشکارساز را تصویر می‌کند. عدم مزایای آن زمان مرده زیاد و جایگزینی PMT ها و تصویربرداری نامناسب همه بدن است.
مثال
زوجهایی از آرایه‌های 8*7 کریستالهای BGO به 4 تا PMT می‌رسد در حالیکه هر کریستال 3/3 میلی‌متر پهنا در سطح متقاطع دارد. 25/6 میلی‌متر پهنا در بعد محوری (طولی) دارد. 30 میلی‌متر عمق دارد. بلوک به طریقی ساخته می‌شود که نور جمع‌آوری شده به وسیله تغییرات منحصر به فرد هر PMT به پدیده سنتیلاسیون در هر کریستال بستگی دارد. بنابراین انتگرال خروجی PMT ها می‌تواند موقعیت هر سنتیلاسیون را بدست آورد و مجموع خروجی‌های کامل PMT شده متناسب با انرژی بجا گذارده شده در کریستال است.
پردازش سیگنال
هر آشکارساز بلوک کابلهایی برای هر PMT دارد که به یک ولتاژ بالا (800/1 تا 600/1 ولت) برای ارتباط با همة Module ها نیاز دارد. سیگنالهایی که از هر PMT می‌آیند تقویت شده و فیلتر می‌شوند. سپس برای ایجاد یک سیگنال (سیگنال z) متناسب با انرژیی که در زمان ورود فوتونهای فنا شده تعیین شده، جمع‌آوری می‌شود. ترکیب سیگنالهای PMT همچنین موقعیت سیگنال  X,Yرا تعیین می‌کند.
LOR
دو جفت فوتون Kev511 به طریقه زمان تطابق آشکار می‌شوند. پوزیترون بر روی خط معینی به وسیله جفت آشکارساز قرار می‌گیرد که به این خط، LOR گفته می‌شود.
وقتی یک برخورد واقعی رخ می‌دهد سیستم تنها می‌تواند آشکارسازهایی را که شروع کرده‌اند ثبت کند. تا به حال موقعیت حقیقی یک برخورد در طول LOR بیان نشده است. اندازه‌گیری زمان پرواز flight تنها روشی است که موقعیت برخورد را تعیین می‌کند.
زمان پرواز (flight) در PET
زمان رسیدن فوتونهای فنا شده متفاوت است مگر اینکه پدیده فنا دقیقاً در نیمه راه بین آشکارسازها اتفاق بیفتد. در ضمن فوتونها سرعتی برابر با سرعت نور دارند. بنابراین تفاوتهای زمان بی‌نهایت ناچیز است. به عنوان مثال در یک پدیده فنا که 10 سانتی‌متر نزدیکتر از دیگری به آشکارساز اتفاق می‌افتد، تفاوت زمان ns67/0 است. تکنولوژی معمول تفاوت زمان‌های ورود کمتر از حدود 3/0 نانوثانیه را نمی‌تواند آشکار کند. در نتیجه در زمان flight قدرت تفکیک حدود 5 سانتی‌متر است. کاملاً واضح است که روشهای تصویربرداری مورد استفاده کنونی برای رفع نیاز تصویربرداری کافی نیست. اگرچه اطلاعات اضافی که در زمان flight فراهم می‌شود، می‌تواند برای تحمیل back projection به ناحیه متداول جایی که برخورد ظاهر شده آغاز می‌گردد، استفاده می‌شود. (یک دور از شعاع cm5). در نتیجه تقویت کمتر نویز (نوفه) در طی نوسان‌سازی تصویر، نسبت سیگنال به نویز در بازسازی تصویر بهتر می‌شود.
اشکالات زمان flight
قدرت تفکیک زمان flight رایج موجب بهبود نسبت سیگنال به نویز تنها در نواحی یکدست تصویر خواهد شد. در حالیکه به طور معمول جزئیات بیشتر ساختارها مورد نظر است.
آشکارسازهایی نظیر BaF2 و CsF برای زمان flight مناسب‌ترند. چون سرعت واپاشی سنتیلاسیون آنها بیشتر است. دانسیته کمتری از آشکارسازهای بدون زمان flight مانند BGO دارند. این موجب یک کاستی در بازده شمارش مقتضی به خاطر جذب ضعیف فوتون‌های Kev511 می‌شود. بنابراین بهره سیگنال به نویز برای زمان flight آن چیزی است که به وسیله بازده پایین این آشکارسازها جبران می‌شود.
پیشرفتهای اخیر LSO بر بسیاری از محدودیتهایی به وسیله ترکیب بازده بسیار زیاد با سرعت واپاشی فوری و قدرت توقف دهندگی ایجاد می‌شد (مشابه آنچه در BGO داشتیم) غلبه کرده است. بنابراین استفاده از LSO در اسکنرهای معمول مولد نیرو یکبار دیگر اشتیاق استفاده از زمان flight را در PET برمی‌انگیزد.
کولیماتورهاکولیماتورها برای محدود کرده پرتوی آشکار شده در طول اسکنینگ دامنه تصویر به کار می‌روند. بعضی از اسکنرهای اولیه PET آشکارسازهای تک‌حلقه‌ای داشتند. حلقه‌های سربی ضخیمی در جلو و پشت سطح این آشکارسازها قرار داده می‌شد تا احتمال آشکارسازی فوتون‌های فنا شده از خارج قسمتی که باید تصویر شود را کاهش دهد. بامعرفی اسکنرهای مولتی‌اسلایس، حلقه‌های سربی ضخیم برای محدود کردن محور خارجی دامنه تصویر بکار می‌رود و حلقه‌های نازک سربی یا تنگستن (1 تا 5 میلی‌متر ضخامت سپتا) برای محدود کردن سطوح تصویربرداری منحصر به فرد بکار گرفته می‌شود. بیشتر اسکنرهای تجاری امروز اکنون سپتاهایی به این شکل دارند. بنابراین آنها برای تعیین اسلایسهایی در مطالعات دوبعدی PET کاربرد دارند و البته می‌توانند در مطالعات سه بعدی نیز بکار آیند.
کولیماتورهای PET بسیار با کولیماتورهای دوربین گاما تفاوت دارند. کولیماتورهای سوراخ موازی متداول دوربین گاما آشکارسازی پرتوهای گامایی را که تقریباً عمود بر سطح کریستال هستند را محدود می‌کند. کولیماتورهای دوربین گامای با قدرت تفکیک بالا تقریباً همه پرتوهای منتشره از بیمار را که در معرض مستقیم دوربین گاما قرار می‌گیرد را حذف می‌کند. چون بیشتر این پرتوها به طور عمود بر سطح کریستال نمی‌رسند.
در اشکال دو بعدی کولیماتورهای PET هر المنت از آشکارساز PET یک دامنه تصویر عریض دارد. به طوری که در یک انتها از خط LOR نقاط آشکارسازی شناسایی می‌شود و آشکاساز دیگری زاویه تطابق را تعیین می‌کند.
محدودسازی الکترونیکی
وقتی برخوردهای منطبق بر هم به یک LOR که به دو آشکارساز مرتبط وصل است، اختصاص می‌یابد، اطلاعات موقعیت برخورد پرتوی آشکارشده بدون نیاز به کولیماتور فیزیکی به دست می‌آید که به این نوع محدودسازی، محدودسازی الکترونیکی گفته می‌شود. محدودسازی الکترونیکی دو مزیت بسیار مهم بر محدودسازی فیزیکی دارد. – حساسیت بیشتر – یکنواختی بیشتر.
در کولیماتورهای فیزیکی اطلاعات مستقیم به وسیله جلوگیری از افتادن فوتونهایی که به صورت نرمال یا تقریباً نرمال به سطح کولیماتور نمی‌رسند در آشکارساز به دست می‌آید ولی در کولیماتورهای الکترونیکی ممکن است همین فوتونها آشکار شوند و همانند سیگنال مورد استفاده واقع شوند.
کولیماتورهای دوربین گاما بیشتر از 99% پرتوهای جذب شده را بدون اینکه آشکار شوند، عبور می‌دهند. مقداری مساوی از سیگنالهای فوتون‌های فنا شده به وسیله سیستم PET آشکار می‌شوند ولی بیشتر آنها در مدار تطابق حذف می‌شوند. بنابراین هر فوتون پس از اینکه آشکار شد باید با دیگری جفت شود تا یک شمارش حاصل شود و به طور آزمایشی چرخه انطباق 99% آشکار شده به وسیله کریستالها را حذف می‌کند.
اشکالات محدودسازی الکترونیکیاز آنجائیکه هر آشکارساز تنها می‌تواند یک فوتون را در یک زمان به طور صحیح شناسایی کند، مقدار بسیار زیادی از زمان برای پردازش فوتونهای فنا شده‌ای صرف خواهد شد که با یک شمارش منطبق مربوط نخواهد بود. این زمان از دست رفته که به زمان مرده منسوب است، محدودیت بزرگ در کیفیت تصویربرداری ایجاد می‌کند، به خصوص زمانی که مطالعات PET با ایزوتوپ عمر کوتاه در سطوح بالای فعالیت انجام می‌گردد.
دوربین‌های جدید، سنتیلاتورها و وسایل الکترونیکی برای به حداقل رساندن مشکل زمان مرده طراحی شده است.
تغییرات عمده واکنش منبع نقطه‌ای با موقعیت P در SPECT و PET(PSrf)
درSPECT ، FWHM مربوط به Psrf با افزایش فاصله از کولیماتور افزایش می‌یابد و در PET ،FWHM مربوط به Psrfاز یک عرض آشکارساز در لبةFOV به تقریباً عرض آشکارساز در مرکزFOV تغییر می‌کند. در نتیجه قدرت تفکیک بازسازی تصویرهای PET یکنواخت‌تر از نمونه‌های تصویرSPECT است.
ضخامت کریستال کمتر باشد، قدرت تفکیک فضایی بهتر خواهد شد. ولی برای بازده بیشتر به کریستال ضخیم‌تر نیاز است. فوتونها ممکن است در کریستال اول که به آن وارد می‌شوند، آشکار نشوند بلکه از بین یک یا دو کریستال عبور کنند که این موجب محوشدگی خواهد شد که از خصوصیات سیستم‌های حلقوی است. در نتیجه در یک منبع نقطه‌ای نزدیک لبه دامنه تصویربرداری تصویری بیضی مانند به وجود می‌آید که محور اصلی آن در طول شعاع اسکنر است.
اندازه آشکارساز
اسکنر PET از چندصد آشکارساز مجزا که یک حلقه را به دور بدن بیمار تشکیل می‌دهد، درست شده است. هر جفت از این آشکارسازهای مقابل هم یک کانال با عرض محدود ایجاد می‌کنند که به وسیله عرض هر آشکارساز منفرد بیان می‌شود. (معمولاً 4 تا 6 میلی‌متر). هر جفت منطبق بر هم که داخل کانال قرار گرفته می‌شوند، به وسیله دو جفت آشکارساز یکسان آشکار می‌شوند و در محل فضایی یکسانی قرار می‌گیرند. ضمن اینکه می‌توان با کاهش اندازه آشکارسازها تغییر موقعیت فضایی را در داخل این کانال کاهش داد. درستی موقعیت فضایی برخوردها بستگی به اندازة آشکارساز دارد. در سالهای اخیر کاهش اندازه آشکارسازها موجب بهتر شدن قدرت تفکیک فضایی در اسکنرهای PET شده است.
آشکارسازهای مقابل
برای تعیین برخوردهای منطبق به یک جفت سیگنال از آشکارساز نیاز است، یک سیگنال اشکارساز می‌تواند با تعداد زیادی از آشکارسازها برای آشکار کردن یک رویداد سهیم شود، در میان همه ترکیبهای احتمالی ممکن تنها تعداد کمی از آنها می‌تواند به پدیده آشکارسازی کمک کند. هر آشکارساز تعدادی آشکارساز مقابل دارد که می‌توانند در پردازش انطباق شرکت کنند در این حین آشکارسازهای دیگر از شمارشع انطباق بازداشته می‌شوند.
دامنه تصویردامنه تصویرFOV ناحیه‌ای است که به وسیله همه آشکارسازهای مقابل هم پوشیده می‌شود.
ضخامت مستقیم
آشکارسازها به شکل آرایه‌های حلقوی یا حلقه‌هایی با قطر خاص ساخته می‌شوند. آشکارسازها هر حلقه‌ای را که صفحه مستقیم نامیده می‌شود، در برمی‌گیرند. آشکارسازها می‌توانند در پدیده آشکارسازی منطبق در یک حلقه با حلقه‌های مجاور یا نزدیک مجاور آشکارسازها اشتراک داشته باشند. در محل انطباق حلقه‌ها سطوح فرضی بنام صفحات متقاطع ایجاد می‌شود. صفحات مستقیم کمی نازکتر از صفحات متقاطع به خصوص نزدیک لبه دامنه تصویر هستند.