Z detekčních parametrů ovlivňujících obraz je dále zmíněno pět nejdůležitějších - prostorová rozlišovací schopnost, integrální homogenita, citlivost, energetické rozlišení a časové rozlišení (mrtvá doba).

Prostorovou rozlišovací schopností se rozumí šířka profilu v obraze bodového nebo čárového (liniového) zdroje záření v polovině jeho výšky; označuje se FWHM (z angl. full width at half maximum) a běžně se udává v milimetrech. Způsob určení prostorové rozlišovací schopnosti FWHM detektoru scintilační kamery v planárním režimu z obrazu bodového zdroje je znázorněn na následujícím obrázku. Platí, že čárové resp. bodové zdroje záření mohou být v obraze od sebe ještě dobře rozlišeny, pokud je mezi nimi vzdálenost minimálně FWHM.

V praxi se prostorovou rozlišovací schopností rozumí celkové rozlišení detektoru planární kamery (SPECT kamery v planárním režimu) označované symbolem r_c. Toto rozlišení závisí na vnitřním rozlišení detektoru r_i (z angl. intrinsic resolution) a rozlišení kolimátoru r_k podle vztahu: . Běžně je používán kratší termín - prostorové rozlišení (příp. jen rozlišení) a rozumí se jím celkové prostorové rozlišení detektoru r_c ve smyslu FWHM.

Pokud se použije kratší termín "rozlišení", je třeba dbát na to, aby nedošlo k záměně s častými termíny jako jsou "energetické rozlišení" a "časové rozlišení", které se někdy používají též ve zkráceném znění "rozlišení".

Celkové rozlišení detektoru, jež zahrnuje jak vnitřní rozlišení detektoru tak i rozlišení kolimátoru, se zhoršuje (délka FWHM se zvětšuje) s rostoucí vzdáleností od čela kolimátoru s paralelními otvory; z tohoto důvodu je nutné, aby detektor kamery opatřený kolimátorem byl během planárního vyšetření nastaven co nejblíže povrchu pacientova těla (platí to i u SPECT vyšetření, minimální možná vzdálenost je však dána poloměrem rotace detektoru kolem těla pacienta). Celkové rozlišení při planárním zobrazování ve vzdálenosti 10 cm od čela detektoru je 6 až 10 mm v závislosti na typu použitého kolimátoru. Ke zhoršování prostorového rozlišení se vzdáleností od detektoru přispívá také absorpce a rozptyl záření ve tkáni.

Na obrázku je ilustrována odezva scintilační kamery vybavené nízkoenergetickým kolimátorem s paralelními otvory k liniovému zdroji záření ^99mTc v závislosti na vzdálenosti od čela kolimátoru ve vzduchu a ve vodě. Vliv zeslabení a rozptylu záření gama na zhoršení prostorového rozlišení je ve vodě podstatně výraznější než ve vzduchu.

Znalost závislosti celkového rozlišení detektoru opatřeného kolimátorem s paralelními otvory na vzdálenosti od jeho čela je užitečná pro posouzení hodnoty tohoto parametru při daném vyšetření. Na obrázku je vyznačen rozsah typické hloubky uložení orgánů v těle. Na připojeném grafu je vynesen spolu s celkovým rozlišením ve vzdálenosti 10 cm od čela kolimátoru. Uvedené závislosti sestavené pro daný přístroj používaný na pracovišti představují užitečnou pomůcku při volbě kolimátorů pro konkrétní vyšetření, zvláště u přístrojů nově instalovaných, s nimiž obsluhující personál nemá ještě dostatečné zkušenosti.

Prostorové rozlišení obecně charakterizuje schopnost zobrazovacího přístroje rozlišit detaily v distribuci radiofarmaka v těle, např. se tím rozumí přibližně průměr nejmenší léze, kterou je přístroj ještě schopen zachytit. Ovšem takto pojaté rozlišení – zahrnující absorpci a rozptyl fotonů ve tkáni a další faktory ovlivňující obraz a stanovené zpravidla pomocí měření na vhodném fantomu – je pouze v přibližném vztahu k rozlišení definovaném přesně parametrem FWHM měřeným ve vzduchu a vztahujícím se obvykle k ^99mTc.

Na tomto obrázku je znázorněn vliv detekce komptonovsky rozptýleného záření gama na odezvu detektoru kamery k bodovému zdroji ^99mTc. Záření rozptýlené pod malými úhly prochází paralelními otvory do kolimátoru a zhoršuje rozlišovací schopnost detektoru. Je-li energetické okno multikanálového analyzátoru nastaveno na šířku 20 %, poté jsou registrovány fotony záření gama ^99mTc s energií v rozmezí 140 keV ± 10 % tj. 126 – 164 keV. Ačkoliv rozptýlené fotony pocházejí z téhož bodového zdroje, přenášejí mylnou informaci o jeho poloze (obraz se "rozmazává"). Nastavením velmi úzkého okna multikanálového analyzátoru by byl eliminován vliv rozptýleného záření, avšak výrazně by se zhoršily statistické vlastnosti obrazů, neboť by dramaticky klesla citlivost detektoru.

Integrální homogenita je charakterizována odezvou scintilační kamery na homogenní ozáření zorného pole detektoru; odchylka od homogenity se nazývá nehomogenitou. Homogenita závisí na změnách v odezvě fotonásobičů v detektoru kamery, nelinearitě hodnot polohových souřadnic X a Y v zorném poli kamery a dalších jevech.  Měří se zpravidla pomocí plošného zdroje záření ⁵⁷Co , který má rozměry větší než zorné pole detektoru (zářič ⁵⁷Co se volí z toho důvodu, že má dlouhý fyzikální poločas 271 dní a energii záření gama 122 a 136 keV, tedy hodnoty blízké energii ^99mTc 140 keV). Homogenita v procentech se počítá ze vztahu 100.(N_max - N_min)/(N_max + N_min), kde N_max a N_min  jsou maximální a minimální počty impulzů v souboru pixelů (např. velikosti 4 x 4) nacházejících se v obraze odezvy detektoru k plošnému zdroji záření. Moderní scintilační kamery vykazují integrální homogenitu na úrovni 2 – 3 %.   

Tento obrázek demonstruje velmi nehomogenní odezvu detektoru na homogenní ozáření (vlevo). Kvalitní obraz je dosažen teprve po aplikaci patřičné korekce (vpravo). Poruchy v homogenitě zorného pole bývají způsobeny např. výpadky funkce fotonásobičů, špatnou energetickou kalibrací, nevyhovující linearitou, přetížením detektoru vysokou četností impulzů apod.

Citlivostí scintilační kamery se rozumí četnost impulzů (s^-1) měřená s plošným zdrojem záření gama o průměru 10 cm vztažená na 1 MBq (s^-1MBq^-1). Nejčastěji se citlivost udává pro ^99mTc. Místo termínu citlivost kamery se někdy používá termínu detekční účinnost (krátce účinnost). Detekční účinnost je podstatně závislá na geometrické účinnosti kolimátoru a dále na tzv. fotopíkové účinnosti scintilačního krystalu; tyto faktory se však v praxi stanovují obtížně na rozdíl od snadno měřitelné citlivosti.

Citlivost kamery je nepřímo úměrná její prostorové rozlišovací schopnosti; např. čím je citlivost větší, tím je horší prostorové rozlišení (tím je větší FWHM) a obráceně. Uvedená skutečnost je jasně patrná z následujícího grafu demonstrujícího vztah mezi prostorovou rozlišovací schopností a citlivostí detektoru s kolimátorem).

Energetické rozlišení scintilační kamery se vyjadřuje jako relativní pološířka (šířka v poloviční výšce - FWHM) fotopíku ^99mTc 140 keV, která je u moderních přístrojů lepší nebo rovna 10 %. Energetické rozlišení se tedy vypočte podle vzorce uvedeného na následujícím obrázku, kde ΔE je pološířka fotopíku ^99mTc a E_99mTc je energie záření gama ^99mTc. Zhoršení energetického rozlišení přístroje je jednou z příčin snížení kontrastu obrazu.

U scintilačních kamer nelze pro měření enegetické rozlišovací schopnosti používat zdroje ¹³⁷Cs, jaký je obvyklý při měření s jinými scintilačními detektory.

Časové rozlišení se charakterizuje tzv. mrtvou dobou přístroje, tj. intervalem, v němž kamera po záznamu jednoho impulzu není schopna registrovat impulz další. Mrtvá doba se obecně projevuje při zpracovávání signálů. Většinou platí, že čím je systém složitější, tím delší mrtvou dobu vykazuje.

V praxi rozeznáváme dva typy mrtvé doby – paralyzibilní a neparalyzabilní. Paralyzabilní mrtvá doba je charakterizována tím, že během ní detektor zaznamenává i další interakce a každá taková detekce znovu prodlouží mrtvou dobu o další její délku. Dochází ke kumulování mrtvé doby a detektor může být i paralyzován. Naopak během neparalyzabilní mrtvé doby detektor není schopen registrovat další interakce a po jejím skončení je okamžitě připraven k detekci. Většina detektorů se chová jako systémy s paralyzabilní mrtvou dobou. Počítačová rozhraní, multikanálové analyzátory apod. se chovají jako systémy s neparalyzabilní mrtvou dobou. Scintilační kamery patří do skupiny přístrojů s paralyzabilní mrtvou dobou.

Na obrázku je srovnán průběh paralyzabilní a non-paralyzabilní mrtvé doby a jsou zde uvedeny maximální dosažitelné měřitelné četnosti impulzů, kde τ je mrtvá doba a e je základ přirozeného logaritmu. Z obrázku je rovněž patrné, že podstatně dříve než se dojde k maximální dosažitelné měřitelné četnosti impulzů jsou měřeny četnosti nižší než je četnost skutečná (plné křivky se odklání od přerušované ideální závislosti).

U moderních kamer je mrtvá doba natolik krátká, že při běžných vyšetřeních je možné i měření vyšších četností, aniž by docházelo ke ztrátám impulzů v důsledku tohoto parametru přístroje.