Počítačová tomografie

CT přístroj v nemocnici

Počítačová tomografie (CT), původně známá jako počítačová axiální tomografie (CAT nebo CT scan) a rentgenografie řezu tělem (a také známá jako počítačová axiální tomografie (CAT scan) Rentgenová počítačová tomografie je lékařská zobrazovací metoda využívající tomografii, při níž se používá digitální zpracování geometrie k vytvoření trojrozměrného obrazu vnitřku objektu z velké série dvourozměrných rentgenových snímků pořízených kolem jedné osy otáčení. Slovo "tomografie" je odvozeno z řeckého tomos (řez) a graphia (popis). CT vytváří objem dat, s nimiž lze manipulovat prostřednictvím procesu známého jako "windowing", aby bylo možné zobrazit různé struktury na základě jejich schopnosti blokovat rentgenový paprsek. Ačkoli historicky (viz níže) byly generované snímky v axiální nebo transverzální rovině (kolmé na dlouhou osu těla), moderní skenery umožňují tento objem dat přeformátovat do různých rovin nebo dokonce jako objemové (3D) zobrazení struktur.

Od svého zavedení v 70. letech 20. století se CT stalo důležitým nástrojem v lékařském zobrazování a neurozobrazování, který doplňuje rentgenové snímky a lékařskou ultrasonografii. Přestože je stále poměrně drahé, je zlatým standardem v diagnostice velkého množství různých chorobných jednotek.

Normální CT hlavy; tento řez zobrazuje mozeček, malou část každého spánkového laloku, očnice a etmoidální dutiny.

Diagnostika cévních mozkových příhod a nitrolebního krvácení je nejčastějším důvodem pro "CT hlavy" nebo "CT mozku". Skenování se provádí s intravenózní kontrastní látkou nebo bez ní. CT obecně nevylučuje infarkt v akutní fázi cévní mozkové příhody, ale je užitečné k vyloučení krvácení (aby mohla být bezpečně zahájena antikoagulační léčba).

K detekci nádorů se příležitostně používá CT vyšetření s intravenózním kontrastem, které je však méně citlivé než vyšetření magnetickou rezonancí (MRI).

CT lze také použít ke zjištění zvýšení nitrolebního tlaku, např. před lumbální punkcí nebo k posouzení funkčnosti ventrikuloperitoneálního zkratu.

CT je užitečné také při úrazech, kdy se hodnotí zlomeniny obličeje a lebky.

V oblasti hlavy/krku/úst se CT vyšetření používá k plánování chirurgických zákroků u kraniofaciálních a dentofaciálních deformit, k hodnocení cyst a některých nádorů čelistí/paranazálních dutin/nosní dutiny/úst, k diagnostice příčin chronického zánětu vedlejších nosních dutin a k plánování rekonstrukce zubních implantátů.

Horizontální řez CT hrudníku

CT je vynikající pro detekci akutních i chronických změn v plicním parenchymu. Pro detekci onemocnění dýchacích cest (např. pneumonie) nebo rakoviny jsou dostačující běžné nekontrastní skeny.

Pro hodnocení chronických intersticiálních procesů (emfyzém, fibróza apod.) se používají tenké řezy s rekonstrukcemi s vysokou prostorovou frekvencí. Pro hodnocení mediastina a hilových oblastí na lymfadenopatii se podává intravenózní kontrast.

CT angiografie hrudníku (CTPA) se také stává primární metodou pro detekci plicní embolie (PE) a disekce aorty a vyžaduje přesně načasované rychlé podání kontrastní látky a vysokorychlostní spirální skenery. CT je standardní metodou hodnocení abnormalit pozorovaných na rentgenovém snímku hrudníku a sledování nálezů nejistého akutního významu.

S příchodem subsekundové rotace v kombinaci s vícesnímkovým CT (až 64 řezů) lze dosáhnout vysokého rozlišení a vysoké rychlosti současně, což umožňuje vynikající zobrazení koronárních tepen. Obrazy s vysokým časovým rozlišením vznikají aktualizací části datového souboru použitého pro rekonstrukci obrazu v průběhu jeho skenování. Tímto způsobem jsou jednotlivé snímky při CT vyšetření srdce výrazně kratší než nejkratší doba rotace trubice. Není jisté, zda tato modalita nahradí invazivní koronární katetrizaci.

MSCT srdce s sebou nese velmi reálná rizika, protože vystavuje vyšetřovanou osobu záření odpovídajícímu 500 rentgenovým snímkům hrudníku. Vztah mezi expozicí záření a zvýšeným rizikem vzniku rakoviny prsu musí být ještě definitivně prozkoumán.

Pozitivní prediktivní hodnota je přibližně 82 %, zatímco negativní prediktivní hodnota se pohybuje kolem 93 %. Senzitivita je přibližně 81 % a specificita přibližně 94 %. Skutečným přínosem testu je vysoká negativní prediktivní hodnota. Pokud jsou tedy koronární tepny pomocí CT bez onemocnění, lze s pacienty následně pracovat na jiných příčinách příznaků na hrudi.

Velká část softwaru je založena na údajích získaných ze studijních skupin bělochů, a proto předpoklady, které jsou v něm uvedeny, nemusí být zcela pravdivé i pro ostatní populace.

CT je citlivá metoda pro diagnostiku břišních onemocnění. Často se používá k určení stadia rakoviny a ke sledování jejího vývoje. Je také užitečným vyšetřením při vyšetřování akutní bolesti břicha. Ledvinové/močové kameny, apendicitida, pankreatitida, divertikulitida, aneurysma břišní aorty a střevní obstrukce jsou stavy, které lze snadno diagnostikovat a posoudit pomocí CT. CT je také první linií pro detekci poranění solidních orgánů po úrazu.

V závislosti na indikaci vyšetření může být použit perorální a/nebo rektální kontrast. Nejčastěji se používá zředěná (2% w/v) suspenze síranu barnatého. Koncentrované preparáty síranu barnatého používané pro fluoroskopii, např. baryové klyzma, jsou příliš husté a způsobují závažné artefakty na CT. Pokud je baryum kontraindikováno (např. podezření na poranění střeva), lze použít jodované kontrastní látky. Pro optimalizaci zobrazení konkrétních orgánů mohou být zapotřebí další látky: např. rektálně podaný plyn (vzduch nebo oxid uhličitý) pro studii tlustého střeva nebo perorální voda pro studii žaludku.

CT má při hodnocení pánve omezené použití. Zejména u ženské pánve je zobrazovací metodou volby ultrazvuk. Nicméně může být součástí vyšetření břicha (např. při hledání nádorů) a má využití při hodnocení zlomenin.

CT se používá také ve studiích a výzkumu osteoporózy spolu se skenováním DXA. CT i DXA lze použít k hodnocení hustoty kostního minerálu (BMD), která se používá k určení pevnosti kostí, avšak výsledky CT nekorelují přesně s výsledky DXA (zlatý standard měření BMD). DXA je mnohem dražší a pacienti jsou vystaveni mnohem většímu množství ionizujícího záření, proto se používá zřídka.

Výhody oproti projekční radiografii (viz Radiografie)

Za prvé, CT zcela eliminuje superpozici obrazů struktur mimo zájmovou oblast. Za druhé, díky vysokému kontrastnímu rozlišení, které je CT vlastní, lze rozlišit rozdíly mezi tkáněmi, které se liší fyzikální hustotou o méně než 1 %. Zatřetí, data z jednoho CT zobrazovacího postupu sestávajícího buď z několika přilehlých, nebo jednoho šroubovicového skenu lze zobrazit jako obrazy v axiální, koronální nebo sagitální rovině, v závislosti na diagnostickém úkolu. Toto zobrazení se označuje jako multiplanární přeformátované zobrazení.

CT je považováno za diagnostickou metodu se střední až vysokou radiační zátěží. Technický pokrok sice zvýšil radiační účinnost, ale současně byl vyvíjen tlak na dosažení vyššího rozlišení zobrazení a používání složitějších technik snímání, což vyžaduje vyšší dávky záření. Lepší rozlišení CT umožnilo vývoj nových vyšetření, která mohou mít výhody; např. ve srovnání s konvenční angiografií se CT angiografie vyhne invazivnímu zavádění arteriálního katétru a vodicího drátu; CT kolonografie může být pro detekci nádorů stejně dobrá jako baryové klyzma, ale může používat nižší dávku záření.

Výrazně zvýšená dostupnost CT spolu s jeho přínosem pro stále větší počet onemocnění způsobila velký nárůst jeho popularity. Tento nárůst byl tak velký, že v posledním komplexním průzkumu ve Spojeném království tvořilo CT vyšetření 7 % všech radiologických vyšetření, ale na celkové kolektivní dávce z lékařských rentgenových vyšetření v letech 2000/2001 se podílelo 47 % (Hart & Wall, European Journal of Radiology 2004;50:285-291). Zvýšené používání CT vedlo k celkovému nárůstu celkového množství použitého lékařského záření, a to i přes snížení v jiných oblastech.

Dávka záření pro konkrétní studii závisí na mnoha faktorech: skenovaný objem, stavba pacienta, počet a typ skenovacích sekvencí a požadované rozlišení a kvalita obrazu.

Nežádoucí reakce na kontrastní látky

Vzhledem k tomu, že CT vyšetření je založeno na intravenózně podávaných kontrastních látkách, které zajišťují vynikající kvalitu obrazu, existuje nízká, ale nezanedbatelná míra rizika spojená se samotnými kontrastními látkami. U některých pacientů může dojít k závažným a potenciálně život ohrožujícím alergickým reakcím na kontrastní látku.

Kontrastní látka může rovněž vyvolat poškození ledvin. Toto riziko se zvyšuje u pacientů, kteří mají již existující renální insuficienci, diabetes nebo snížený intravaskulární objem. Obecně platí, že pokud má pacient normální funkci ledvin, je riziko kontrastní nefropatie zanedbatelné. Pacientům s mírnou poruchou funkce ledvin se obvykle doporučuje zajistit plnou hydrataci po dobu několika hodin před injekcí a po ní. Při středně těžkém selhání ledvin je třeba se použití jodovaného kontrastu vyhnout; to může znamenat použití alternativní techniky místo CT, např. magnetické rezonance. Možná paradoxně pacienti s těžkým selháním ledvin vyžadující dialýzu nevyžadují zvláštní opatření, protože jejich ledviny mají tak malou zbývající funkci, že jakékoli další poškození by nebylo patrné a dialýza kontrastní látku odstraní.

Novější stroje s rychlejšími počítačovými systémy a novějšími softwarovými strategiemi mohou zpracovávat nejen jednotlivé průřezy, ale i průběžně se měnící průřezy, protože gantry se zobrazovaným objektem se pomalu a plynule posouvá rentgenovým kruhem. Tyto přístroje se nazývají šroubovicové nebo spirálové CT přístroje. Jejich počítačové systémy integrují data z pohybujících se jednotlivých řezů a vytvářejí trojrozměrnou objemovou informaci (3D-CT sken), kterou lze následně zobrazit z několika různých perspektiv na připojených monitorech CT pracoviště.

CT skener se sejmutým krytem pro zobrazení principu činnosti

V běžných CT přístrojích jsou rentgenová trubice a detektor fyzicky otočeny za kruhovým krytem (viz obrázek vpravo nahoře); v tomografii s elektronovým svazkem (EBT) je trubice mnohem větší a výkonnější, aby podporovala vysoké časové rozlišení. Elektronový svazek je vychylován v duté vakuové komoře ve tvaru trychtýře. Rentgenové záření vzniká při dopadu svazku na stacionární terč. Detektor je rovněž stacionární.

Datový tok představující proměnlivou intenzitu záření, která je snímána na detektorech na opačné straně kružnice během každého snímání, je poté počítačově zpracován pro výpočet příčného odhadu hustoty záření, vyjádřeného v Hounsfieldových jednotkách. U běžných přístrojů pokrývají snímky 360 stupňů nebo něco přes 180 stupňů, u EBT 220 stupňů.

CT se v medicíně používá jako diagnostický nástroj a jako vodítko pro intervenční zákroky. Někdy se používají kontrastní látky, například intravenózní jodovaný kontrast. To je užitečné pro zvýraznění struktur, jako jsou cévy, které by jinak bylo obtížné odlišit od jejich okolí. Použití kontrastní látky může také pomoci získat funkční informace o tkáních.

Pixely na snímku získaném pomocí CT se zobrazují v relativní radiodenzitě. Samotný pixel je zobrazen podle průměrného útlumu tkáně (tkání), které odpovídá, na stupnici od -1024 do +3071 na Hounsfieldově stupnici. Pixel je dvourozměrná jednotka založená na velikosti matice a zorném poli. Pokud se zohlední také tloušťka CT řezu, je tato jednotka známá jako Voxel, což je trojrozměrná jednotka. Jev, kdy se jedna část detektoru nemůže lišit mezi různými tkáněmi, se nazývá efekt částečného objemu. To znamená, že velké množství chrupavky a tenká vrstva kompaktní kosti mohou způsobit stejný útlum ve voxelu jako samotná hyperdenzní chrupavka. Voda má útlum 0 Hounsfieldových jednotek (HU), zatímco vzduch -1000 HU, kůstka je obvykle +400 HU, lebeční kost může dosáhnout 2000 HU nebo více (os temporale) a může způsobit artefakty. Útlum kovových implantátů závisí na atomovém čísle použitého prvku: Titan má obvykle hodnotu +1000 HU, železná ocel může rentgenové záření zcela zhasnout, a je proto zodpovědná za známé lineární artefakty na počítačových tomogramech.

Zobrazení v oknech je proces, při kterém se z vypočtených Hounsfieldových jednotek vytvoří obraz. Různé amplitudy radiodenzity jsou mapovány do 256 odstínů šedi. Tyto odstíny šedi lze rozložit v širokém rozsahu hodnot HU a získat tak přehled o strukturách, které zeslabují paprsek ve velmi různé míře. Alternativně lze tyto odstíny šedi rozložit v úzkém rozsahu hodnot HU (tzv. úzké okno) se středem nad průměrnou hodnotou HU konkrétní struktury, která má být hodnocena. Tímto způsobem lze rozeznat jemné rozdíly ve vnitřním složení struktury. Jedná se o běžně používanou techniku zpracování obrazu známou jako komprese kontrastu. Například k hodnocení břicha za účelem nalezení jemných útvarů v játrech lze použít jaterní okna. Pokud zvolíme 70 HU jako průměrnou hodnotu HU pro játra, lze odstíny šedi rozdělit do úzkého okna nebo rozsahu. Jako úzké okno lze použít 170 HU, přičemž 85 HU je nad průměrnou hodnotou 70 HU; 85 HU je pod ní. Okno pro játra by tedy sahalo od -15 HU do +155 HU. Všechny odstíny šedi obrazu by byly rozloženy v tomto rozsahu Hounsfieldových hodnot. Jakákoli hodnota HU pod -15 by byla čistě černá a jakákoli hodnota HU nad 155 HU by v tomto příkladu byla čistě bílá. Při použití stejné logiky by se u kostních oken použilo široké okno (pro vyhodnocení všeho od dřeňové kosti obsahující tuk, která obsahuje dřeň, až po hustou kortikální kost) a středem nebo úrovní by byla hodnota v řádu stovek Hounsfieldových jednotek.

Trojrozměrná (3D) rekonstrukce

Vzhledem k tomu, že současné CT skenery nabízejí izotropní nebo téměř izotropní rozlišení, nemusí se zobrazení snímků omezovat na konvenční axiální snímky. Namísto toho je možné, aby softwarový program vytvořil objem "skládáním" jednotlivých řezů na sebe. Program pak může objem zobrazit alternativním způsobem.

Multiplanární rekonstrukce

Typické rozložení obrazovky diagnostického softwaru, zobrazující 1 3D a 3 zobrazení MPR

Jedná se o nejjednodušší způsob rekonstrukce. Objem se vytvoří skládáním axiálních řezů. Software poté prořízne objem v jiné rovině (obvykle ortogonální). Volitelně lze k sestavení rekonstruovaných řezů použít speciální projekční metodu (projekce maximální intenzity (MIP) nebo projekce minimální intenzity (mIP).

MPR se často používá k vyšetření páteře. Axiální snímky páteře zobrazí vždy pouze jedno obratlové tělo a nedokážou spolehlivě zobrazit meziobratlové ploténky. Přeformátováním objemu se mnohem snáze zobrazí poloha jednoho obratlového těla ve vztahu k ostatním.

Moderní software umožňuje rekonstrukci v neortogonálních (šikmých) rovinách, takže lze zvolit optimální rovinu pro zobrazení anatomické struktury. To může být užitečné zejména pro zobrazení struktury bronchů, které neleží kolmo na směr snímání.

Pro zobrazování cév lze provést rekonstrukci v zakřivené rovině. Ta umožňuje "narovnat" ohyb cévy tak, aby bylo možné zobrazit celou její délku na jednom snímku nebo krátké sérii snímků. Jakmile je céva tímto způsobem "narovnána", lze provést kvantitativní měření délky a plochy příčného řezu, aby bylo možné naplánovat chirurgický zákrok nebo intervenční léčbu.

MIP rekonstrukce zvýrazňují oblasti s vysokou radiodenzitou, a jsou tak užitečné pro angiografické studie. mIP rekonstrukce mají tendenci zvýrazňovat vzduchové prostory, takže jsou užitečné pro hodnocení struktury plic.

Vykreslování povrchu: Operátor zvolí prahovou hodnotu radiodenzity (např. úroveň, která odpovídá kosti). Prahová úroveň se nastaví pomocí algoritmů pro zpracování obrazu s detekcí hran. Na jejím základě lze sestavit trojrozměrný model a zobrazit jej na obrazovce. Z různých prahových hodnot lze sestavit více modelů, které mohou různými barvami reprezentovat jednotlivé anatomické komponenty, jako jsou kosti, svaly a chrupavky. Vnitřní struktura každého prvku však v tomto režimu práce není viditelná.

Ztvárnění svazku: Renderování povrchů je omezeno tím, že zobrazuje pouze povrchy, které splňují prahovou hustotu, a zobrazuje pouze povrch, který je nejblíže imaginárnímu divákovi. Při vykreslování objemů se používá průhlednost a barvy, které umožňují lepší zobrazení objemu v jednom obrázku - např. kosti pánve by mohly být zobrazeny jako poloprůhledné, takže ani při šikmém úhlu jedna část obrazu nezakrývá jinou.

Pokud mají různé struktury podobnou radiodenzitu, může být nemožné je oddělit pouhým nastavením parametrů vykreslování objemu. Řešením je tzv. segmentace, manuální nebo automatický postup, který dokáže nežádoucí struktury z obrazu odstranit.

Níže je uvedeno několik řezů CT vyšetření lebky. Kosti jsou bělejší než okolí. (Všimněte si cév (označené šipkou), které jsou jasně vidět díky injekci konstrastní látky na bázi jódu.

Objemové zobrazení tohoto svazku jasně ukazuje vysokou hustotu kostí.

Po použití segmentačního nástroje k odstranění kosti lze nyní zobrazit dříve skryté cévy.

Mozkové cévy rekonstruované ve 3D po odstranění kostí segmentací

První komerčně využitelný CT systém vynalezl Godfrey Newbold Hounsfield v anglickém Hayes v centrálních výzkumných laboratořích THORN EMI pomocí rentgenového záření. Hounsfield přišel se svým nápadem v roce 1967 a veřejně byl oznámen v roce 1972. Tvrdí se, že CT skener byl "největším dědictvím" skupiny Beatles; obrovské zisky z prodeje jejich desek umožnily společnosti EMI financovat vědecký výzkum. Allan McLeod Cormack z Tuftsovy univerzity nezávisle na něm vynalezl podobný postup na univerzitě v Kapském Městě/nemocnici Groote Schuur a v roce 1979 se podělili o Nobelovu cenu za medicínu.

Původní prototyp z roku 1971 provedl 160 paralelních měření ve 180 úhlech, vždy po 1°, přičemž každé měření trvalo něco málo přes pět minut. Zpracování snímků z těchto skenů pomocí algebraických rekonstrukčních technik na velkém počítači trvalo 2,5 hodiny.

První sériově vyráběný rentgenový CT přístroj (nazývaný EMI-Scanner) byl omezen na zhotovování tomografických řezů mozku, ale obrazová data získával přibližně za 4 minuty (skenování dvou sousedních řezů) a doba výpočtu (pomocí minipočítače Data General Nova) byla přibližně 7 minut na jeden snímek. Tento skener vyžadoval použití vodou naplněné nádrže z perspexu s předtvarovanou gumovou "čepičkou" na přední straně, která uzavírala hlavu pacienta. Nádržka s vodou se používala ke snížení dynamického rozsahu záření dopadajícího na detektory (mezi snímáním mimo hlavu a snímáním přes lebeční kost). Snímky měly relativně nízké rozlišení, neboť se skládaly z matice o velikosti pouhých 80 x 80 pixelů. První EMI-Scanner byl instalován v nemocnici Atkinsona Morleyho ve Wimbledonu v Anglii a v roce 1972 s ním byl proveden první sken mozku pacienta.

V USA se přístroj prodával za přibližně 390 000 dolarů, přičemž první instalace proběhly na klinice Lahey, poté v Massachusetts General Hospital a v roce 1973 na Univerzitě George Washingtona.

Prvním CT systémem, který dokázal zobrazit jakoukoli část těla a nevyžadoval "nádrž na vodu", byl skener ACTA navržený Robertem S. Ledleym, DDS, na Georgetownské univerzitě.

Objemné, drahé a křehké fotonásobiče postupně ustoupily zdokonaleným detektorům. Pro skenery třetí generace byla vyvinuta soustava detektorů s ionizační komorou s xenonovým plynem, která poskytovala větší rozlišení a citlivost. Nakonec byly obě tyto technologie nahrazeny polovodičovými detektory: obdélníkovými polovodičovými fotodiodami potaženými fluorescenčním fosforem vzácných zemin. Polovodičové detektory byly menší, citlivější a stabilnější a byly vhodné pro konstrukce 3. a 4. generace.

U skeneru 4. generace se do detektorového prstence vešlo 600 fotonásobičů o průměru 12 mm. Tři fotodiodové jednotky mohly nahradit jeden fotonásobič. Tato změna vedla ke zvýšení rychlosti snímání i rozlišení obrazu. Způsob snímání byl stále pomalý, protože rentgenová trubice a řídicí komponenty se propojovaly kabelem, což omezovalo otáčení snímacího rámečku.

Skenery 4. generace měly zpočátku významnou výhodu - detektory bylo možné automaticky kalibrovat při každém skenování. Pevná geometrie skenerů 3. generace byla obzvláště citlivá na špatnou kalibraci detektorů (což způsobovalo artefakty prstenců). Kromě toho, protože detektory podléhaly pohybu a vibracím, mohla jejich kalibrace značně kolísat.

Dalším limitujícím faktorem při pořizování snímků byla rentgenová lampa. Potřeba dlouhých expozic s vysokou intenzitou a velmi stabilním výstupem kladla obrovské nároky na trubici i generátor (zdroj energie). Aby bylo možné udržet krok s poptávkou po rychlejším zobrazování, byly vyvinuty velmi výkonné elektronky s rotující anodou a také regulované spínané zdroje napájení 150 kV, které je poháněly. Moderní systémy mají výkon až 100 kW.

Technologie kluzných kroužků nahradila technologii navíjených kabelů u starších CT skenerů a umožňuje nepřetržité otáčení rentgenové trubice a detektorů. V kombinaci s možností plynulého pohybu pacienta skenerem se toto zdokonalení nazývá spirální CT nebo častěji spirální CT.

Vícedetektorové CT systémy dále urychlily skenování tím, že umožnily pořízení několika snímků současně. Moderní skenery jsou k dispozici až s 64 řadami detektorů / výstupními kanály ( závisí na technologii použité výrobcem ). Skenování hrudníku je možné dokončit během několika sekund. Vyšetření, které vyžadovalo 10 samostatných zadržení dechu po 10 sekundách, lze nyní dokončit během jediného 10sekundového zadržení dechu. Vícedetektorové CT může také poskytovat izotropní rozlišení, což umožňuje rekonstruovat průřezové obrazy v libovolných rovinách; tato schopnost je podobná jako u MRI. Větší pokrytí anatomického objemu za kratší dobu je jednou z klíčových vlastností nejnovější generace MD CT skenerů. Pro lepší rekonstrukci snímků je však důležitější dosáhnout lepšího prostorového rozlišení než jen pokrytí objemu. Nejnovější generace MD CT skenerů s létajícím ohniskem rentgenky ve směru osy z vykazuje lepší rozlišení obrazu. Jiný přístup byl použit u zvláštního typu specializované techniky CT srdce nazývané CT s elektronovým svazkem (známé také jako ultrarychlé CT a příležitostně CT páté generace). S časovým rozlišením přibližně 50 ms dokázaly tyto skenery zmrazit srdeční a plicní pohyby a poskytnout tak vysoce kvalitní snímky. Tyto skenery nabízel pouze jeden výrobce (Imatron, později GE healthcare) a jen málo těchto skenerů bylo kdy instalováno, především kvůli velmi vysoké ceně zařízení a jejich jednoúčelovému provedení. Rychlý vývoj MDCT výrazně snížil výhodu EBCT oproti konvenčním systémům. Současné systémy MDCT mají časové rozlišení blížící se rozlišení EBCT, ale za nižší cenu a s mnohem vyšší flexibilitou. Z tohoto důvodu je MDCT obvykle preferovanou volbou pro nová zařízení.

Volumetrické CT je rozšířením multidetektorového CT, které je v současné době ve fázi výzkumu. Současné skenery MDCT odebírají vzorky z objemu širokého 4 cm při jedné rotaci. Cílem volumetrického CT je zvětšit šířku skenu na 10-20 cm, přičemž současné prototypy používají 256 řad detektorů. Potenciální aplikace zahrnují zobrazování srdce (kompletní 3D soubor dat by mohl být získán v době mezi dvěma po sobě jdoucími údery) a 3D kinematografii.

V posledních letech byla tomografie zavedena také na mikrometrové úrovni a nazývá se mikrotomografie. Tyto přístroje jsou však v současné době vhodné pouze pro menší objekty nebo zvířata a nelze je zatím použít na člověka.