Z důvodu relativně vysoké energie fotonů vzniklých při anihilaci a z důvodu detekcí koincidencí je korekce útlumu o mnoho jednodušší u PET nežli u SPECT, což bylo také již zmíněno v kapitole popisující výhody a nevýhody. Základním faktorem, proč je korekce útlumu snazší u PET, je fakt, že koeficient útlumu pro 511 keV fotony je téměř jednotný pro všechny typy lidských tkání. Také pravděpodobnost absorpce obou fotonů z páru je stejná, bez ohledu kde na LOR (koincidenční přímka) došlo k anihilaci. Toto je způsobeno faktem, že délka dráhy jednoho fotonu procházejícího tkání roste na úkor druhé a naopak podél celé LOR. Jednoduše by se to dalo vyjádřit tak, že útlum obou fotonů je nezávislý na poloze pozitronového radionuklidu ve tkáni ve směru LOR.

Přesnou definicí útlumu v PET je ztráta počtu koincidencí důsledkem absorpce fotonů předtím, než dorazí k detektoru a její korekce je aritmetická kompenzace použitím dat z transmisních zdrojů. V závislosti na uspořádání vlastní "gama kamery", transmisní zdroj může být pozitronový zdroj, vysoko energetický jedno-fotonový zdroj či rentgenový zdroj. Každý přístup má své výhody i nevýhody. Všechny tři metody jsou však založeny na stejné teorii. Počet koincidenčních událostí (vyvolaných např. z rotujícího pozitronového zdroje) na každý pixel s pacientem uvnitř přístroje je porovnáván s počtem událostí na každý pixel ovšem bez pacienta. Díky tomu se zjistí, jak velký útlum uvnitř tkáně byl, pokud byl při průchodu pacientem nějaký foton utlumen a bez pacienta nikoliv. Tím se stanoví korekční faktor, který se použije při PET snímání.

První metodou korekce útlumu je zdroj emitující pozitrony. Použitím pozitronového zářiče, například ⁶⁸Ge, rotujícího kolem pacienta, je počet událostí podél LOR pro každý detektor porovnáván s pacientem a bez pacienta. Poměr počtu koincidencí bez pacienta na lůžku a s pacientem na lůžku pro každou LOR je použit ke kalkulaci korekčního faktoru pro každý detektorový pár zvlášť a ten se použije při PET snímacím cyklu (skenu). Protože pozitronový zdroj rotuje v limitované vzdálenosti mezi pacientem a vnitřkem detektorového prstence, dostává se tak velmi blízko k jednomu z páru detektorů. Vzhledem k tzv. "mrtvému" času detektoru, kdy není schopen absorbovat další fotony, a zdroji pozitronů, který se dostal blízko k tomuto detektoru, je dávka fotonů tak veliká, že není započítána. Kvůli tomuto uspořádání je prodloužena doba získávání útlumových korekčních dat. Jedním z možných řešení je rozdělení pozitronového zdroje do dvou nebo tří méně silných zdrojů, rozložených rovnoměrně podél celého prstence detektorů, aby se snížil počet fotonů dopadajících na blízko ležící detektory [1].

Dalším řešením problému způsobeného přiblížením transmisního zdroje blízko k jednomu z páru detektorů je použití pouze jednoho z páru detektorů – toho vzdálenějšího. Proto se tato metoda nazývá jako vysoko energetický jedno-fotonový zdroj. Samozřejmě, při použití pouze jednoho z páru detektoru, je koincidence sporná. Jako transmisní zdroj se zde používá ¹³⁷Cs, jehož výhodou oproti ⁶⁸Ge je nižší cena a delší poločas rozpadu. Díky vyšší aktivitě Cs se značně sníží čas potřebný ke zjištění korekčního faktoru. Nevýhodou jedno-fotonové techniky je rozptyl fotonů, který je zde o mnoho větším problémem než u techniky detekující koincidence. Také útlumový faktor, vypočítaný z měření s 662 keV fotony ¹³⁷Cs nedosahuje tak kvalitní korekce jako při měření s 511 keV fotony vzniklými použitím ⁶⁸Ge [1].

Transmisní útlumová data mohou být také získána použitím rotujícího rentgenového zdroje. U tzv. multimodálních či hybridních zobrazovacích systémů v lékařství, jakými jsou např. PET-CT kamery, mohou být tyto uspořádány tak, že data získaná z rentgenu slouží k výpočtu útlumové korekce pro PET emisní sken. Energie fotonů u rentgenu se obecně pohybuje pod 140 keV, což je značně méně než u 511 keV anihilačních fotonů. Lineární útlumový koeficient musí být poté přepočítán pro 511 keV. Dalším problémem je, že korekční koeficient se značně liší u rentgenového záření pro kosti a měkké tkáně, což musí být také bráno do úvahy při přepočtu na 511 keV fotony. Z tohoto důvodu je mapa útlumu segmentována na pixely, které odpovídají kostem a na pixely měkkých tkání [1].

Doprovodná prezentace: