Jak již bylo uvedeno v části Fyzikální základy, je kontrast SPECT (tedy tomografického) obrazu 3 - 5 x vyšší než kontrast obrazu planárního. Tomografie umožňuje trojrozměrné (3D) zobrazení objektů namísto dvourozměrného (2D) planárního zobrazení. Tím se eliminuje vliv tkání, které jsou nad a pod cílovou tkání. Matematické základy tomografického zobrazování pochází již ze začátku minulého století. V roce 1917 publikoval Radon první práci zabývající se touto problematikou. Trvalo však ještě několik desetiletí, než byly tyto teoretické základy zavedeny do běžné praxe. Teprve počátkem 80tých let minulého století se začínají objevovat první CT přístroje a nastává rozmach v používání tomografických zobrazovacích metod včetně oblasti nukleární medicíny.

U tomografického zobrazení je možné vybrat pouze jediný řez pacientem a ten zobrazit. Výběr transverzálních řezů je demonstrován na obrázku PET vyšetření vlevo, výběr sagitálních řezů vpravo. Na obrázku níže jsou zobrazeny transverzální (modré), koronální (zelené) a sagitální (červené) řezy z CT (vlevo) a PET (vpravo) vyšetření hlavy. Nedostatek anatomických detailů na funkčním PET zobrazení je zde jasně zřetelný.

Základním úkolem při tomografickém zobrazování je pořídit 2D projekce zobrazovaného 3D objektu pod více zornými úhly a z nich pomocí rekonstrukčních algoritmů vytvořit 3D zobrazení zkoumaného objektu. Zatímco způsob pořízení projekcí je stále tentýž - detektory SPECT kamery se otáčejí kolem pacienta a pod příslušnými úhly provádějí planární zobrazování, u způsobů rekonstrukce je možné si vybrat mezi filtrovanou zpětnou projekcí a iterativní rekonstrukcí.

Tomografická metoda SPECT v nukleární medicíně je velmi příbuzná transmisní počítačové tomografii v radiodiagnostice (označované zkratkou CT z angl. computed tomography). V CT přístroji se rentgenka spojená se souborem detektorů otáčí kolem těla pacienta, přičemž se vytvářejí projekce (typický počet projekcí 1000) ukládané do paměti počítače (v matici 512 x 512). Z projekcí se rekonstruuje tomografický obraz distribuce tkání s rozdílnou hustotou. Obdobně je aparatura SPECT vybavena detektory (nejčastěji dvěma), jež se otáčejí kolem těla pacienta a na základě získaných projekcí se provádí rekonstrukce obrazu distribuce radiofarmaka v těle.

Ve srovnání s CT je problémem SPECT podstatně menší hustota fotonů než při zobrazování radiodiagnostickém. Vyplývá to z toho, že rentgenka je výrazně intenzívnějším zdrojem fotonů než radiofarmaka. Rentgenka zajišťuje hustotu fotonů řádově 10⁷ cm^-2, kdežto při zobrazování v nukleární medicíně připadají na 1 cm² řádově stovky fotonů. To je důvod, proč lze volit u SPECT počet projekcí maximálně 120 a hrubší matici 64 x 64 a 128 x 128 s přihlédnutím k horším statistickým poměrům.

Obraz vzniklý při jednom úhlu natočení detektoru je projekcí 3D distribuce zářiče gama do 2D roviny detektoru.

Funkce p(r,Φ) znázorněná profilem vedeným v obrazu projekce je počet impulzů detekovaných v každé poloze r podél detektoru nacházejícího se pod úhlem Φ. Funkce f(x,y) vyjadřuje určitý počet fotonů emitovaných v bodě (x,y) v transverzální vrstvě v zorném poli. Kolimátor definuje druh projekce (např. ortogonální projekci u paralelního kolimátoru). Je zřejmé, že poloha scintilace v krystalu dovoluje zjistit směr dopadajícího fotonu záření gama, avšak vzdálenost mezi místem emise fotonu a místem scintilace v krystalu nelze při jedné projekci stanovit. Tuto informaci lze však získat rekonstrukcí obrazů získaných při více projekcích.

Pozn.: Místo výrazu "obraz projekce" se pro obraz pořízený pod daným projekčním úhlem v literatuře často používá pouze výrazu "projekce".

Důležitým pojmem, který se vyskytuje u všech tomografických zobrazovacích metod (i CT) je sinogram. Sinogram je 2D zobrazením sady všech získaných projekcí. Každý řádek sinogramu je složen z dat pořízených při rozdílných projekčních úhlech, ale všechny řádky sinogramu pocházejí ze stejného řezu zobrazovaným objektem. Jinými slovy, pro každý jednotlivý řez tělem pacienta existuje jeden sinogram. Pro bodový zdroj umístěný mimo střed rotace je na sinogramu jasně patrná sinusová křivka - odtud také pochází název sinogram. Vznik sinogramu je ilustrován na následujícím obrázku (zde pouze v rozsahu 0° až 180°).

Sinogramy nejsou přímo používány k vyšetřování pacientů, avšak jejich prohlédnutí po skončení tomografického vyšetření je nezbytnou kontrolou správného průběhu vyšetření. Na sinogramech jsou jasně patrné pohyby pacienta během vyšetření, které vedou ke zkreslení jeho výsledků. Moderní softwarové vybavení vyhodnocovacích stanic umožňuje pohyby pacientů na sinogramu korigovat - na sinogramu se totiž předpokládá nepřerušený sinusový průběh každého aktivního zobrazovaného bodu.

Tento obrázek demonstruje vliv pohybu pacienta na sinogram. Červeně vyznačené oblasti značí místo kde došlo k porušení sinusového průběhu kvůli pohybu pacienta (vpravo), sinogram vlevo zobrazuje sinogram po softwarové korekci pohybu pacienta. Na sinogramu lze s pomocí bodového zdroje vysledovat například poruchu při rotaci detektorů, změnu centra rotace detektorů apod.