Kvalita obrazů SPECT je narušována, obdobně jako u planárního zobrazování, parametry kolimátoru, statistickým šumem, rozptylem a zeslabením záření gama.

Kolimátor pro SPECT zobrazování by měl mít otvory (kanálky) o malém průměru a dostatečné délce, které zajišťují, že do kolimátoru budou dopadat převážně takové fotony, které směřují téměř kolmo (jen s malou odchylkou) k povrchu krystalu – přibližně tak tomu je u kolimátoru typu HR. Obraz bodového zdroje představuje v důsledku rozlišení kolimátoru „rozmazanou“ kruhovou stopu o malém průměru.

Kolimátor s velkou tloušťkou a z toho vyplývajícím lepším prostorovým rozlišením (např. typu HR) je pro SPECT výhodnější než kolimátor s malou tloušťkou a středním rozlišením (např. typu HR). Na fotografii vpravo je zachycena tloušťka kolimátoru LEAP (24 mm) a kolimátoru UHR (35 mm) - oba kolimátory jsou určeny pro radiofarmaka značená ^99mTc.

Nutnost dávat při SPECT přednost kolimátorům typu HR resp. UHR s paralelními otvory je podporována i tím, že se při volbě kompromisu mezi citlivostí a prostorovou rozlišovací schopností klade větší váha na rozlišení než je tomu při planárním zobrazení. Je tomu tak v důsledku následujících skutečností:

• se zlepšujícím se rozlišením roste kvalita obrazu i přes menší citlivost kolimátorů typu HR resp. UHR ve srovnání s kolimátory typu LEAP,

• poměr signálu a šumu SNR roste se zlepšujícím se rozlišením i přes to, že roste šum v důsledku menší citlivosti uvedených kolimátorů typu HR resp. UHR.

Z důvodu zachování nejlepšího prostorového rozlišení je nutné, aby detektor s kolimátorem byl co nejblíže k povrchu těla pacienta. Tento striktní požadavek je však limitován velikostí a tvarem těla pacienta, zobrazovanou oblastí a blízkostí scintilační kamery. Dnes vyrobené kamery jsou vybaveny „autokonturingem“, který díky optickým či magnetickým čidlům umožňuje udržet co nejmenší vzdálenost od povrchu těla při každém projekčním úhlu.

Šum (u planárního obrazu statistický rozptyl obsahu jednotlivých pixelů) vyplývá z omezeného počtu registrovaných fotonů – zvýšený počet impulzů je doprovázen nižším šumem. Konstrukce kolimátoru je kompromisem mezi potřebou co nejvyššího počtu impulzů při malém šumu a co nejlepším rozlišením kolimátoru. K šumu ve SPECT obraze, který je řád vyšší než v obraze planárním, přispívá výrazně šum pocházející z rekonstrukce obrazu.

Pravděpodobnost rozptylu fotonů závisí na jejich energii a na velikosti tkáně, kterou záření prochází. Při nastavení typického okénka analyzátoru kamery o šíři 20 % na fotopík ^99mTc 140 keV se registruje a zpracovává přibližně 30 % fotonů, které byly ve tkáni rozptýleny.

Zeslabení může značně ovlivňovat obrazy SPECT v důsledku toho, že

• dochází ke zhoršení kvantitativní přesnosti,
• zvyšuje se šum, jelikož se ztrácí fotony absorpcí a rozptylem ve tkáni,
• zhoršuje se homogenita obrazu, jelikož záření se zeslabuje různě jednotlivými tkáněmi v těle,
• obecně platí, že s hloubkou tkání roste absorpce emitovaných fotonů.  

Souhrnně lze vyjmenovat výhody zobrazování SPECT ve srovnání s planárním zobrazováním

• několikanásobně zvýšený kontrast obrazu,
• oddělené zobrazování struktur ležících nad a pod zájmovými oblastmi,
• dokonalejší kvantitativní hodnocení dat (za předpokladu provedení příslušných korekcí).

SPECT má bohužel i některé nevýhody ve srovnání s planárním zobrazováním

• poněkud horší prostorovou rozlišovací schopnost (FWHM) ve srovnání s planárním zobrazováním, jelikož poloměr rotace a tím i vzdálenost čela kolimátoru od povrchu těla je zpravidla větší při SPECT,

• asi o jeden řád vyšší šum než v obraze planárním.

Přínos metody SPECT v důsledku vyššího kontrastu obrazu podstatně převyšuje tyto nevýhody, což umožňuje její široké klinické použití.