Aby bylo možné získat obraz rozložení radiofarmaka v těle pacienta, je nutné detekovat pouze takové fotony záření gama, které se pohybují v určeném směru. Fotony záření gama však nelze fokusovat, na rozdíl od světelných fotonů tedy není možné použití čoček.  V případě jednofotonové emisní tomografie je tedy jediným východiskem aplikace kolimátorů.

Kolimátory s paralelními otvory pro zářiče gama s nízkou energií jsou tvořeny tisíci až desítkami tisíc otvorů (kanálků) v olovu uspořádaných tak, že jejich osy jsou rovnoběžné a zároveň kolmé na čelo kolimátoru. Tyto kolimátory mají dvě základní vlastnosti:

• obraz objektu vytvářený v detektoru (scintilačním krystalu) je přímý a má stejnou velikost jako zobrazovaný objekt;
• velikost obrazu nezávisí na vzdálenosti od čela kolimátoru.

Kolimátory s paralelními otvory, zejména typu HR tj. s vysokým rozlišením a pro nízké energie záření, se používají při většině scintigrafických vyšetření. V případě vyšetření vykazujících nižší četnost impulzů se detektor kamery vybavuje kolimátory typu LEAP, kde písmena LE označují nízkou energii (angl. low energy)  a AP víceúčelový kolimátor (angl. all purpose). Rozdílné rozlišení a citlivost zobrazených kolimátorů vyplývá z jejich rozdílné tloušťky.

V následující tabulce jsou uspořádány kolimátory podle energie záření radionuklidů. Čím je energie záření vyšší, tím tlustší musí být přepážky mezi otvory kolimátoru (tlouštka přepážek je přibližně v rozsahu od 0,2 do 0,3 mm při nízké energii a do 2 – 3 mm při vysoké energii záření gama) a tím nižší je účinnost kolimátoru.

Pro úplnost je uvedena i energie záření 511 keV; pomocí scintilační kamery SPECT lze provádět i scintigrafii po aplikaci pozitronového radiofarmaka např. ¹⁸F- FDG , nastaví-li se okénko analyzátoru na fotopík anihilačního záření 511 keV. Tento tzv nepravý PET (zvaný též SPECT s těžkými kolimátory) omezený jen na vyšetření SPECT srdce, se prováděl nebo dosud ojediněle provádí na pracovištích nukleární medicíny, která nejsou vybavena aparaturou pro PET.

Fotografie zachycují detail kolimátorů s paralelními otvory - vlevo kolimátoru typu LEAP, vpravo kolimátor ME.

Kolimátor typu pinhole (z angl. výrazu pro špendlíkovou dírku) má jeden otvor v olovu nebo wolframu o průměru 3 až 5 mm (příp. soubor nástavců s otvory různých průměrů). Kolimátor má tyto vlastnosti:

• poskytuje převrácený a zvětšený obraz; zvětšení klesá s rostoucí vzdáleností objektu od čela kolimátoru;
• vykazuje velmi dobré prostorové rozlišení v případě, že zobrazovaný objekt je v malé vzdálenosti od něho.

Nevýhodou kolimátorů pinhole je jejich nízká citlivost v porovnání s kolimátory s paralelními otvory a zkreslení obrazu zvláště při zobrazování objektů s velkou tloušťkou.

Kolimátor pinhole je nezbytný při zobrazování malých oblastí v těle – při vyšetřeních štítné žlázy, ledvin a kyčlí u dětí aj.

Kolimátor typu Fan Beam je hybridem mezi kolimátorem s paralelními otvory a kolimátorem konvergentním. Přepážky mezi otvory jsou v podélné ose paralelní, mohou být zobrazovány vrstvy kolmé k ose rotace. Sbíhavost přepážek k ose rotace dovoluje vyšší citlivost systému ve srovnání s kolimátorem s paralelními otvory a to při stejném prostorovém rozlišení.

Jak je ze zjednodušených obrázků patrné, přepážky kolimátoru jsou paralelní ve směru osy y. Ve směru osy x je kolimátor konvergentní. Tato konstrukce vede k tomu, že kolimátor nedisponuje jedním bodovým ohniskem jako kolimátor konvergentní, ale ohniskovou přímkou. Skutečné Fan Beam kolimátory mají přepážky ve směru osy y pouze v délce kolem 25 cm, což je nutné pro vyšetření mozku. Vzhledem k poměrně malému zornému poli při vyšetřeních mozku a malému poloměru rotace se vzdálenost mezi čelem kolimátoru a ohniskovou přímkou pohybuje kolem 35 cm. Při vyšetření mozku je rozdíl mezi kolimátorem Fan Beam a kolimátorem s paralelními otvory v tom, že transverzální řezy jsou oproti klasickému kolimátoru zvětšené, ale jejich vzájemná vzdálenost je zachována.

Účinnost detektoru kamery opatřeného kolimátorem s paralelními otvory nezávisí na vzdálenosti od bodového nebo plošného zdroje záření umístěného ve vzduchu. Je to dáno tím, že účinnost jednoho otvoru kolimátoru sice klesá se vzdáleností  b  od čela kolimátoru podle  b² , avšak s rostoucí vzdáleností  b  také roste ozářená plocha detektoru (zvyšuje se počet otvorů kolimátoru, které zdroj "vidí") a to rovněž podle  b² .

Se vzrůstající vzdáleností bodového zdroje od čela kolimátoru s paralelními otvory se sice nemění účinnost kolimátoru,ale dochází ke změnám profilu obrazu bodového zdroje. S narůstající vzdáleností bodového zdroje od čela kolimátoru s paralelními otvory dochází k rozšiřování profilu obrazu bodového zdroje, tj. dochází ke zhoršování prostorového rozlišení detektoru.

Plocha pod jednotlivými křivkami je úměrná účinnosti kolimátoru a nemění se se vzdáleností. Tato skutečnost však platí pouze pokud se zdroj záření posouvá ve vzduchu. Rozptylující prostředí představované např. vodou nebo tkání uvedenou zákonitost značně ovlivňuje, neboť s rostoucí vzdáleností od zdroje roste tloušťka materiálu mezi detektorem a zdrojem a tím se zvyšuje množství fotonů, které jsou absorbovány a rozptylovány. Určitý vliv má rovněž pronikání fotonů záření gama přepážkami mezi otvory kolimátoru.

Vliv rostoucí vzdálenosti zobrazovaného objektu od čela kolimátoru je jasně patrný z následujícího obrázku. Jedná se o fantom štítné žlázy ve čtyřech různých vzdálenostech od čela kolimátoru. S roztoucí vzdáleností kvalita obrazu výrazně klesá v důsledku zhoršující se rozlišovací schopnosti detektoru.

Zobrazení profilu v obraze bodového zdroje pořízeného paralelním (vlevo) a pinhole (vpravo) kolimátorem. Na obrázku jsou rovněž vyznačeny důležité parametry určující účinnost a prostorové rozlišení kolimátoru.

Pronikání fotonů přepážkami kolimátoru může podstatně degradovat obraz, i když FWHM zůstane neovlivněna. Rozlišovací schopnost je výstižneji vyjádřena modulační přenosovou funkcí (MTF), jež se vypočte Fourierovou transformací celého profilu. Na následujícím obrázku je zachycen profil bodového nebo čárového zdroje záření gama. Vlevo bez pronikání fotonů septy, vpravo s vlivem pronikání fotonů septy. V obou případech zůstává velikost FWHM zachována.