DE3913302A1

DE3913302A1 - Computertomographiesystem

Info

Publication number: DE3913302A1
Application number: DE3913302A
Authority: DE
Inventors: Minoru Oda
Original assignee: Mitsubishi Electric Corp
Current assignee: Mitsubishi Electric Corp
Priority date: 1988-07-20
Filing date: 1989-04-22
Publication date: 1990-01-25
Anticipated expiration: 2009-04-23
Also published as: JPH0798039B2; US5126938A; GB8908194D0; GB2221129A; JPH0231745A; DE3913302C2; GB2221129B

Description

Die Erfindung betrifft ein Computertomographiesystem (CT-System) gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.

Fig. 1 stellt eine Zeichnung des Aufbaus einer Detek toreinheit eines konventionellen CT-Systems zur Durch führung einer Computertomographie (CT) dar. In Fig. 1 sind mit dem Bezugzeichen 1 eine Strahlenquelle wie z.B. eine Röntgenstrahlungsquelle, mit den Bezug zeichen 2 ₁-2 _m Strahlendetektoren wie z.B. Röntgen strahlendetektoren, mit dem Bezugzeichen 2 ein aus den Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m zusammengesetztes Strahlen detektorfeld und mit dem Bezugzeichen 3 ein Abbildungs gegenstand bezeichnet. Die Strahlenquelle 1 und das Strahlendetektorfeld 2, die zusammen eine Detektorein heit 4 bilden und zwischen denen der Abbildungsgegen stand 3 angeordnet ist, werden von einer nicht darge stellten Antriebseinheit gedreht und um den Abbildungs gegenstand 3 herumbewegt, wobei ihre Relativpositionen zueinander fest bleiben.

Im folgenden wird die Funktionsweise erklärt. Zuerst erfassen die Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m die von der Strahlenquelle 1 ausgesendeten Strahlen. Der von der Strahlenquelle 1 emittierte Strahl tritt durch jeden Abschnitt des Abbildungsgegenstandes 3 hindurch, um auf die Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m mit einer Strahlen dosis zu treffen, welche aufgrund der Absorption im Ab bildungsgegenstand 3 abgeschwächt ist.

Die Strahlenquelle 1 und die Strahlendetektoren 2₁-2 _m, die die mechanisch integrierte Detektoreinheit 4 bilden, drehen sich allmählich um den Abbildungsgegen stand 3, wobei deren Relativpositionen zueinander fest bleiben und der Abbildungsgegenstand 3 zwischen ihnen angeordnet ist. Anschließend sendet die Strahlenquelle 1 Strahlen in jeder Drehposition aus, und dann werden die aufgenommenen Strahlensignale entsprechend gemes sen, welche von jedem Strahlendetektor 2 ₁-2 _m aufge nommen wurden.

Die Funktion dieses Systems besteht darin, die Vertei lung der Strahlenabsorptionsstärke von jedem Abschnitt im Abbildungsgegenstand 3 zu bestimmen, was aus den er faßten Signalen bei sämtlichen Drehstellungen berechnet wird, und sie als Querschnittsbild auf dem CRT anzu zeigen. Die erfaßten Daten der Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m, die den Abbildungsgegenstand 3 während einer Drehstellung übertragen, entsprechen einer fächerför migen Verteilung der Strahlen, und deshalb werden die Daten, die von den Fächerstrahl-Projektionsdaten in Parallelstrahl-Projektionsdaten umgewandelt sind, benötigt, um die Verteilung der Strahlenabsorptions stärke zu berechnen. Anschließend werden in herkömm licher Weise die der Parallelprojektion entsprechenden Daten durch Interpolation aus den Fächerstrahl-Projek tionsdaten berechnet, und dann wird die Verteilung der Strahlenabsorptionsstärke unter Verwendung eines Algorithmus für die Bildrekonstruktion wie z.B. der Methode der gefilterten Rückprojektion u.ä. rekon struiert.

Bei den herkömmlichen Computertomographiesystemen, wie oben beschrieben, verursachten die Interpolationsrech nungen Probleme, da sie sehr viel Zeit in Anspruch nahmen. Außerdem hatte das Absorptionsstärkevertei lungsbild eine ungenügende Auflösung, und das rekon struierte Bild war nur von geringer Schärfe.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, die erwähnten Pro bleme zu lösen und insbesondere ein Computertomo graphiesystem zu schaffen, welches ein Tomogramm in kürzester Zeit erstellt, wobei die Interpolationsum rechnungen von den Fächerstrahl- in die Parallel strahl-Projektionsdaten entfallen.

Diese Aufgabe wird durch die im Anspruch 1 enthalten den Merkmale gelöst.

Das erfindungsgemäße Computertomographiesystem ist mit einer Einrichtung für eine Datenumordnung versehen, die das Datenfeld der Fächerstrahlprojektion umordnet, welche sie von einem Detektorfeld erhält, das gegen über einer Strahlenquelle fächerförmig angeordnet ist.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekennzeichnet.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der in den Zeich nungen dargestellten Ausführungsformen erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 ein herkömmliches Computertomographiesystem;

Fig. 2 eine erste Ausführung der Erfindung als Block schaltbild;

Fig. 3 die Relativpositionen der Strahlenquelle, der Strahlendetektoren und des Abbildungsgegen standes bei der ersten Ausführung gemäß Fig. 2;

Fig. 4 eine Reihe von Bestrahlungsbildern entspre chend der stufenweisen Drehbewegung des Detek torfeldes und der Strahlenquelle;

Fig. 5 (A) und (B) in schematischer Form Datenfelder, und zwar die Beziehung zwischen den Daten vor und nach der erfindungsgemäßen Verarbeitung;

Fig. 6 das erfindungsgemäße Computertomographiesy stem in einer zweiten Ausführung mit den Rela tivpositionen der Strahlenquelle, der Strahlen detektoren und des Abbildungsgegenstandes;

Fig. 7 das erfindungsgemäße Computertomographiesy stem in einer dritten Ausführung mit den Rela tivpositionen der Strahlenquelle, der Strah lendetektoren und des Abbildungsgegenstandes; und

Fig. 8 den Aufbau eines Strahlendetektorfeldes in einer vierten Ausführung des erfindungsge mäßen Computertomographiesystems.

In Fig. 2 ist eine Ausführung der Erfindung darge stellt, wobei dieselben Bezugzeichen für dieselben Teile aus Fig. 1 übernommen wurden. Mit 5 ist ein Bett bezeichnet, das in Vorwärts- und Rückwärtsrichtungen bewegt werden kann, um Bildsektionen auszuwählen, während es einen Abbildungsgegenstand trägt (einen Patienten oder einen Gegenstand für eine Diagnose); mit 11 ist ein Röntgenröhrentreiber bezeichnet, der die Strahlenquelle 1 treibt; mit 12 ist eine Bettantriebs einheit bezeichnet, die das Bett 5 bewegt, um die Aus schnittsposition des Abbildungsgegenstandes 3 festzu legen; mit 13 ist eine Detektorantriebseinheit be zeichnet, die die Detektoreinheit 4 während der Be strahlungen dreht; mit 14 ist ein Signalaufzeichnungs teil bezeichnet, in welchem die Ausgangssignale von jedem Strahlendetektor 2₁-2 _m die das Strahlen detektorfeld 2 bilden, gesammelt und für die Durch führung einer Analog/Digital-Wandlung verstärkt werden, gefolgt von der Übertragung zu einem Computersystem 20; das Computersystem 20 steuert das gesamte Computertomo raphiesystem und rekonstruiert Bilder; mit 21 ist eine Röntgenröhrensteuerung bezeichnet, die den Röntgen röhrentreiber 11 steuert (ein Programmabschnitt); mit 22 ist eine Bettsteuerung bezeichnet, die die Bett antriebseinheit 12 steuert; mit 23 ist eine Detektor steuerung bezeichnet, die die Detektorantriebseinheit 13 steuert; mit 24 ist eine Bildrekonstruktionseinheit zur Rekonstruktion eines Verteilungsbildes der Röntgen strahlungsabsorptionsstärke des Abbildungsgegenstandes 3 aus den Parallelstrahlen-Daten bezeichnet; mit 25 ist eine Einheit zur Umordnung der Daten und Umwandlung der Datenadressen bezeichnet; mit 26 ist eine Bildanzeige bezeichnet, die das Verteilungsbild der Röntgen strahlungsabsorptionsstärke erzeugt; mit 27 ist eine Datenspeichereinheit zur Speicherung der Bilddaten und der erfaßten Daten bezeichnet; mit 28 ist ein Bedien teil (Tastatur etc.) zur Bedienung des Computertomo graphiesystems mit Hilfe des Computersystems 20 be zeichnet. Ferner sind die Strahlenquelle 1 und das Strahlendetektorfeld 2 auf demselben Kreis und jeder Detektor 2 ₁-2 _m im gleichen Abstand zueinander ange ordnet. Die Strahlenquelle 1 und das Strahlendetektor feld 2, die zusammen die Detektoreinheit 4 bilden, sind so aufgebaut, daß sie angetrieben und um den Abbildungs gegenstand 3 über einen Winkel von 180° oder 360° gedreht werden können, wobei das Verhältnis ihrer gegen seitigen Positionen festbleibt.

Wie in Fig. 3 gezeigt, ist jeder Strahlendetektor mit I beziffert, und zwar von I = 1 für den Strahlendetektor 2 ₁ bis I = M für den Detektor 2 _m, und jede Winkelkoor dinate bei den Bestrahlungspositionen der Strahlen quelle 1 ist mit J bezeichnet.

Im folgenden wird die Funktion anhand von Fig. 3 erklärt, die die relative Anordnung der jeweiligen Positionen jeder erfindungsgemäßen Einheit zeigt. Die erste Bestrahlung wird durchgeführt, wenn sich die Detektoreinheit 4 in einer Position entsprechend der durchgezogenen Linien (J = 1) befindet. Eine zweite Bestrahlung wird in einer Position entsprechend der gestrichelten Linien (J = 2) durchgeführt, wobei die Detektoreinheit 4 um einen Winkel verdreht ist, der gleich dem Winkel (α) zwischen dem ersten Detektor 2 ₁ und dem zweiten Detektor 2 ₂ gegenüber der Strahlen quelle 1 ist. Auf diese Weise wird der vor der Ver drehung auf den ersten Strahlendetektor 2 ₁ auftreffende Strahl (L ₁) parallel zu den nach der Verdrehung auf den zweiten Strahlendetektor 2 ₂ auftreffenden zweiten Strahl (L ₂). Wie oben beschrieben, sind die Strahlen quelle 1 und die Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m auf dem selben Kreisumfang und in gleichen Abständen zueinander angeordnet, und deshalb sind alle Winkel zwischen benachbarten Strahlen gleich α. Somit entspricht die Winkelstellung zwischen benachbarten Strahlen der der Strahlendetektoren, und deshalb wird der vor der Verdrehung auf den Strahlendetektor (I) auftreffende Strahl parallel zu den nach der Verdrehung auf den nächstfolgenden Strahlendetektor (I + 1) auftreffenden Strahl. Gleichzeitig bewegt sich das Strahlendetektor feld 2 auf dem Kreisumfang um den halben Abstand zwi schen zwei benachbarten Strahlendetektoren weiter. Auf diese Weise wird das Strahlendetektorfeld 2 um den gleichen, kleinen Winkelschritt wiederholt gedreht, was eine Rotation von 180° oder 360° zur Folge hat, während es die Daten sammelt, die von jedem Detektor 2 ₁-2 _m in jeder Drehstellung aufgenommen werden; die Daten sind als D(I, J) bezeichnet, wobei I die Zahl der Detektoren (1-M) und J die Drehwinkelkoordinate (1-N) ist. Die Daten D(I, J) mit J = I, d.h. D(1, 1), D(2, 2), D(3, 3) etc. werden als diejenigen Daten angesehen, die man bei Parallelbestrahlung erhält. Ferner werden ebenfalls die Daten D(I, I + J) wie D(I, I + 1), D(I, I + 2), D(I, I + 3) etc. als diejenigen Daten angesehen, die man durch Parallelbestrahlung erhält. In den Fig. 4 (a) bis (e) ist dieser Vorgang zwischen dem Be strahlungsprozeß und der Datenregistrierung darge stellt. Die Figuren zeigen fünf aufeinanderfolgende Be strahlungen, z.B. (a) eine erste Bestrahlung und (b) eine zweite Bestrahlung, nachdem die Winkelkoordinate für die Abbildungsposition von J = 1 auf J = 2 erhöht wurde. Die Strahlen a, b, c, d und e in Fig. 4 sind parallel zueinander, wie Fig. 4 (f) zeigt. Den Daten satz von N Paaren erhält man durch einen parallelen Strahl, nachdem die Datenregistrierung über sämtliche Winkelkoordinaten J (1 bis N) auf diese Weise durchge führt wurde. In anderen Worten, wenn die Daten D(I, J) in D (I, J ₀) umgeordnet sind, wobei

J₀ = I + J (1)

erhält man N Sätze von Parallelstrahlen-Daten.

Jedoch wird im Fall von J₀ = I + J < N die Berechnung mit folgender Gleichung durchgeführt:

J₀ = I + J - N (I + J < N) (2)

Die Fig. 5(A) und (B) verdeutlichen das Umordnungsver fahren der oben erwähnten Daten, und in (A) und (B) sind entsprechend die Zustände vor und nach der Daten umordnung dargestellt. Wenn somit sowohl die Strahlen quelle 1 als auch das Strahlendetektorfeld 2 schritt weise um den Winkel verdreht werden, der gleich dem Winkel zwischen zwei benachbarten Strahlen ist, um die Strahlendaten in jeder Drehposition aufzunehmen, gefolgt von einer Datenumordnung, kann man sofort die Parallelstrahlen-Daten erhalten, wobei die Strahlen quelle 1 und das Strahlendetektorfeld 2 auf demselben Kreisumfang und sämtliche Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m auf demselben Kreisumfang in demselben Abstand zuein ander angeordnet sind. Außerdem kann dasselbe Ergebnis wie die oben beschriebene Datenumordnung erreicht wer den durch einfaches Verändern der Reihenfolge der ausge lesenen Daten von D(I, J) in D(I, J ₀), gestützt auf die obenbeschriebene Adress-Reihenfolge (Gleichungen (1) und (2)). Fig. 5(A) verdeutlicht die Umordnung der aus gelesenen Daten, wie mit den der Pfeillinien gezeigt wird. Somit entfällt die Umrechnung durch Interpolation aus den Fächerstrahlen- in Parallelstrahlen-Daten, welche beim Stand der Technik erforderlich ist, so daß die Berechnungsprozedur verringert wird. Ferner kann die durch die Interpolation verursachte Verschlechte rung der Auflösung im rekonstruierten Bild vermieden werden, was zu einer Qualitätsverbesserung des rekon struierten Bildes führt.

Dennoch haben entsprechend diesem Verfahren die Paral lelstrahlen-Daten, die man durch Umordnung der obigen Daten erhält, nicht den genau gleichen Abstand auf dem Abbildungsgegenstand 3; d.h. der Abstand wird im äußeren Bereich des Abbildungsgegenstandes 3 enger als in der Mitte. Dies ergibt eine X-förmige Distortion auf dem rekonstruierten Bild, jedoch ist ihre Größe ganz gering, und zwar z.B. etwa 1%, wenn der divergierende Winkel der Fächerstrahlen mit 30% angenommen wird; deshalb kann dies für die Praxis noch zuzulassen sein.

Fig. 6 zeigt die zweite Ausführung der Erfindung. In dieser Figur werden für gleiche oder entsprechende Teile dieselben Bezugzeichen wie in Fig. 3 verwendet. Gemäß Fig. 3 sind die Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m auf demselben Kreisumfang wie die Strahlenquelle 1 und im gleichen Abstand zueinander angeordnet; nach Fig. 6 sind die Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m auf dem Kreisumfang eines Kreises mit der Strahlenquelle 1 als Mittelpunkt in gleichem Abstand zueinander angeordnet, damit alle Strahlendetektoren gegenüber der Strahlenquelle in gleichem Winkel zu den jeweils benachbarten Strahlen detektoren angeordnet sind. Die in Fig. 2 definierte Position ist eines der Mittel, zwischen jeden Fächer strahl den gleichen Winkel zu setzen, und die Daten aufnahme und -umordnung in Parallelstrahlen-Daten ist ebenfalls für die in Fig. 6 gezeigte Anordnung möglich. Da alle Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m gegenüber der Strahlenquelle 1 in gleicher Weise gemäß Fig. 6 ange ordnet sind, ist es leicht, einen Strahlendetektor mit einheitlichen Eigenschaften herzustellen; als Folge hiervon besitzen die Strahlendaten eine exzellente, gleichhohe Güte, was zu einer Verbesserung der Qualität des rekonstruierten Bildes führt.

Fig. 7 zeigt eine dritte erfindungsgemäße Ausführung. In dieser Figur werden für die gleichen oder entspre chenden Teile dieselben Bezugzeichen wie in den Fig. 3 und 6 benutzt. Die in den Fig. 3 und 6 gezeigten Aus führungsformen ergeben leicht verzeichnete rekon struierte Bilder, wie zuvor erklärt wurde. Genauer ge sagt, dieselbe Ursache hat die Distortion zur Folge und erzeugt leicht verschwommene rekonstruierte Bilder an ihren Rändern. Dieser oben beschriebene Fehler in den Ausführungen gemäß den Fig. 3 und 6 ist in der Ausfüh rung der Fig. 7 verringert. Fig. 7 zeigt die Anordnung der Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m. Gemäß Fig. 7 soll die Lotlinie h, die vom Drehpunkt der Detektoreinheit 4 auf die entsprechenden, den Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m zuge hörigen Strahlen gefällt wird, um den gleichen Wert Δ h ansteigen.

Dieses Verhältnis kann durch folgende Gleichung ausge drückt werden:

wobei der Detektor in der Mitte des Detektorfeldes 2 mit I = 0 und jeder weitere Detektor mit I von I = -M für den Detektor 2₁ bis I = M für den Detektor 2 _m be zeichnet wird; R ist der Abstand zwischen der Strahlen quelle 1 und dem Drehpunkt der Detektoreinheit 4; R (I) ist der Winkel zwischen dem auf den Strahlendetektor I auftreffenden Strahl und der Mittelpunktsachse. In diesem Fall sind die Winkel zwischen benachbarten Strah len nicht gleich, sondern werden mit ansteigendem I größer.

Hierbei ist die Drehteilung im Winkel gleichzusetzen mit dem Winkel zwischen dem Strahlendetektor (I = 0) in der Mitte der Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m und dem benach barten Strahlendetektor gegenüber der Strahlenquelle 1. Die aufgrund der Gleichung (1) und (2) umgeordneten Daten können nicht die entsprechenden Daten sein, die man durch einen parallelen Strahl in genau derselben Weise aufgrund der Anordnung der Strahlendetektoren 2 ₁-2 _m, wie oben beschrieben, erhält. Aber die Anord nung mit gleichem Abstand kann beim Abbildungsgegen stand 3 erreicht werden. Somit gibt es keine Distortion in den rekonstruierten Bildern, und eine bemerkenswerte Herabsetzung in der Bildstreuung kann erzielt werden.

Das Verhältnis E der Bildstreuung zum Bildradius kann in folgender Gleichung ausgedrückt werden:

wobei R _MAX der halbe Winkel des auf den Strahlendetek tor am äußersten Rand auftreffenden Strahls ist.

Hat der Facherstrahl einen Winkel von 30° (R _MAX=15), liegt der Maximalwert von E etwa bei 0,001 und ist des halb praktisch vernachlässigbar.

Fig. 8 zeigt den Aufbau eines Strahlendetektorfeldes 2, wie es in einer vierten Ausführungsform der Erfindung Verwendung findet. Das in Fig. 8 gezeigte Strahlendetek torfeld 2 ist ebenso einsetzbar in Computertomographie systeme gemäß der ersten, zweiten oder dritten Aus führung der Erfindung. Das Strahlendetektorfeld 2 weist in alternierender Anordnung Strahlendetektoren 2 ₁, 2 ₂, 2 ₃ . . ., und 2_m und Elemente zur Strahlenisolierung 6 ₀, 6 ₁, 6 ₂, 6 ₃ . . ., und 6 _m mit derselben Dicke wie die Strahlendetektoren auf.

Wie oben erwähnt, ist in der ersten Ausführung (Fig. 2 und 3) die Winkelteilung der Drehbewegung der Detek toreinheit 4 so groß wie der Winkel α zwischen benach barten Strahlen, und die Strahlendetektoren 2 ₁, 2 ₂, 2 ₃, . . . und 2 _m werden über ein Intervall bewegt, das halb so groß wie die Teilung zwischen benachbarten Strahlen detektoren ist. Aus dieser Tatsache ist bekannt, daß ein rekonstruiertes Bild mit einer optimalen Auflösung gebildet werden kann, wenn die Dicke der Strahlendetek toren in Kreisumfangsrichtung halb so groß wie ihr Ab stand zueinander ist. Unter der einfachen Annahme, daß nur die räumliche Auflösung von Bedeutung ist, ist es wünschenswert, die Strahlendetektoren mit einer mindest möglichen Dicke herzustellen. Da jedoch die Anzahl der Strahleninformation mit der Reduzierung der Dicke der Strahlendetektoren sinkt, beträgt der optimale Wert für die Dicke der Strahlendetektoren die Hälfte des Ab standes der Strahlendetektoren zueinander im Hinblick auf räumliche Auflösung und Informationsmenge. Ist das Strahlendetektorfeld unter diesen Voraussetzungen aufgebaut, so entstehen zwischen benachbarten Strahlen detektoren Lücken von gleicher Dicke wie die Strahlen detektoren, und in diesen Lücken kann eine entsprechen de Isolierung vorgesehen werden.

Die in den Lücken entsprechend angeordneten Isolierun gen eliminieren Streustrahlung, die den Kontrast des re konstruierten Bildes verschlechtern, so daß der Kon trast des reproduzierten Bildes merklich verbessert wird. Im herkömmlichen Computertomographiesystem wurde in erster Linie Wert gelegt auf eine größere Strahlen menge, und es war recht schwierig, die Strahlendetek toren mit kleinen Lücken dazwischen anzuordnen, und es war unmöglich, ein herkömmliches Strahlendetektorfeld mit einer derartigen Strahlenisolierung vorzusehen.

Obwohl die offensichtliche Menge von erfaßbarer Strah lung reduziert wird, wenn Strahlendetektoren mit da zwischenliegenden Lücken vorgesehen werden, macht die Verbesserung der räumlichen Auflösung und des Kon trastes die Abnahme der Strahlenmenge wieder wett, und der Gesamteffekt einer derartigen Verbesserung läßt die Menge der Strahleninformation wieder ansteigen. Bei der zweiten und dritten Ausführungsform (Fig. 6 und 7) ist die Teilung der Bewegung der Strahlendetektoren für die Aufnahme eines Tomogramms nicht im strikten Sinne halb so groß wie der Abstand der Strahlendetektoren, jedoch etwa halb so groß. Somit ist ein Strahlendetektorfeld mit einem Aufbau ähnlich wie das in der vierten Ausfüh rung verwendete Strahlendetektorfeld auch einsetzbar in der zweiten und dritten Ausführung der Erfindung, um dieselben Verbesserungen zu erzielen.

Claims

1. Computertomographiesystem, bei welchem eine Strah lungen emittierende Strahlenquelle (1) und ein Strahlen detektorfeld (2) zur Erfassung der Strahlen von der Strahlenquelle (1) gemeinsam eine Detektoreinheit (4) bilden, die sich um einen Abbildungsgegenstand (3) dreht, die durch den Abbildungsgegenstand (3) gelei teten Strahlen während der Drehung der Detektorein heit (4) von jedem Strahlendetektor (2 ₁-2 _m) des Strah lendetektorfeldes (2) erfaßt und die daraus erhaltenen Bilddaten von einem Computersystem (20) zur Erzeugung eines Tomogramms vom Abbildungsgegenstand (3) berechnet und verarbeitet werden, dadurch gekennzeichnet, daß

- jeder der Strahlendetektoren (2 ₁-2 _m) und die Strahlenquelle (1) so angeordnet werden, daß die Strahlenquelle (1) einen Winkel mit jedem der Strah lendetektoren (2 ₁-2 _m) des Strahlendetektorfeldes (2) bildet, wobei dieser Winkel gleich demjenigen Winkel ist, den die Strahlenquelle (1) mit dem be nachbarten Strahlendetektor bildet;
- eine Detektor-Antriebseinheit (13) die Detektorein heit (4) auf eine Vielzahl festgelegter Erfassungs positionen verdreht und bewegt, wobei die Drehwin kelteilung gleich dem Winkel zwischen zwei benach barten Detektoren ist; und daß
- eine Einheit (25) zur Datenumordnung die Bilddaten der einzelnen Strahlendetektoren (2 ₁-2 _m) und der einzelnen Erfassungspositionen umordnet.

2. Computertomographiesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlenquelle (1) und das Strahlendetektorfeld (2) auf dem Umfang eines Kreises angeordnet sind, dessen Mittelpunkt den Dreh punkt der Detektoreinheit (4) bildet.

3. Computertomographiesystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Strahlendetektorfeld (2) auf dem Umfang eines Kreises angeordnet ist, auf dem die Strahlenquelle (1) liegt.

4. Computertomographiesystem nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Einheit (25) zur Datenumordnung vom Computersystem (20) realisiert ist.

5. Computertomographiesystem nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Computersystem (20) eine Ein richtung zur Speicherung der Bilddaten in einer Daten speichereinheit (27) sowie die Einheit (25) aufweist, durch die die Bilddaten D ₁ (I, J ₀) aus den in der Daten speichereinheit (27) gespeicherten Bilddaten D(I, J) erzeugt werden, gestützt auf folgende Adreßberechnung: Bei 1 + J ≦ N: J₀ = 1 + J, und
bei 1 + J < N: J₀ = 1 + J - N,wobei jeder Strahlendetektor (2 ₁-2 _m) des Strahlende tektorfeldes (2) entsprechend mit I = 1, 2, . . . I im Uhrzeigersinn und jede Winkelkoordinate der Bestrah lungspositionen entsprechend mit J = 1, 2, . . . N ent gegen des Uhrzeigersinns numeriert sind.

6. Computertomographiesystem nach Anspruch 4, bei welchem das Computersystem (20) die Einheit zur Ab speicherung der Bilddaten in der Datenspeichereinheit (27) sowie eine Einheit zum Auslesen der Bilddaten D ₁ (I, J ₀) aus den in der Datenspeichereinheit (27) gespeicherten Bilddaten D(I, J) aufweist, gestützt auf folgende Adreßberechnung: Bei 1 + J ≦ N: J₀ = I + J, und
bei 1 + J < N: J₀ = I + J - N,wobei jeder Strahlendetektor (2 ₁-2 _m) des Strahlende tektorfeldes (2) entsprechend mit I = 1, 2, . . . I im Uhrzeigersinn und jede Winkelkoordinate der Bestrah lungsposition entsprechend mit J = 1, 2, . . . N entgegen des Uhrzeigersinns numeriert sind.

7. Computertomographiesystem, bei welchem eine Strah lungen emittierende Strahlenquelle (1) und ein Strahlen detektorfeld (2) zur Erfassung der Strahlen von der Strahlenquelle (1) gemeinsam eine Detektoreinheit (4) bilden, die sich um einen Abbildungsgegenstand (3) dreht, die durch den Abbildungsgegenstand (3) geleite ten Strahlen während der Drehung der Detektoreinheit (4) von jedem Strahlendetektor (2 ₁-2 _m) des Strahlen detektorfeldes (2) erfaßt und die daraus erhaltenen Bilddaten von einem Computersystem (2) zur Erzeugung eines Tomogramms vom Abbildungsgegenstand (3) berechnet und verarbeitet werden, dadurch gekennzeichnet, daß

- jeder der Strahlendetektoren (2 ₁-2 _m) so angeordnet wird, daß das Lot (h), das vom Drehpunkt der Detektor einheit (4) auf den zum jeweiligen Strahlendetektor gehörenden Strahl gefällt wird, von Strahl zu Strahl um das gleiche Inkrement (Δ h) ansteigt;
- eine Detektor-Antriebseinheit (13) das Strahlendetek torfeld (2) auf eine Vielzahl von festgelegten Erfas sungspositionen verdreht und bewegt, wobei die Dreh winkelteilung gleich einem Winkel ist, den ein Strah lendetektor in der Mitte des Strahlendetektorfeldes (2) und ein hierzu benachbarter Strahlendetektor mit der Strahlenquelle (1) bildet; und daß
- eine Einheit (25) zur Datenumordnung die Bilddaten der einzelnen Strahlendetektoren (2 ₁-2 _m) und der einzelnen Erfassungspositionen umordnet.

8. Computertomographiesystem nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Einheit (25) zur Daten umordnung vom Computersystem (20) realisiert ist.

9. Computertomographiesystem nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Computersystem (20) eine Einrichtung zur Speicherung der Bilddaten in einer Datenspeichereinheit (27) sowie die Einheit (25) auf weist, durch die die Bilddaten D ₁ (I, J ₀) aus den in der Datenspeichereinheit (27) gespeicherten Bilddaten D(I, J) erzeugt werden, gestützt auf folgende Adreßbe rechnung: Bei 1 + J ≦ N: J₀ = I + J, und
bei 1 + J < N: J₀ = I + J - N,wobei jeder Strahlendetektor (2 ₁-2 _m) des Strahlen detektorfeldes (2) entsprechend mit I = 1, 2, . . . I im Uhrzeigersinn und jede Winkelkoordinate der Bestrah lungspositionen entsprechend mit J = 1, 2, . . . N ent gegen des Uhrezigersinns numeriert sind.

10. Computertomographiesystem nach Anspruch 8, bei welchem das Computersystem (20) die Einheit zur Ab speicherung der Bilddaten in der Datenspeichereinheit (27) sowie eine Einheit zum Auslesen der Bilddaten D ₁ (I, J ₀) aus den in der Datenspeichereinheit (27) gespeicherten Bilddaten D(I, J), gestützt auf folgende Adreßberechnung: Bei 1 + J ≦ N: J₀ = I + J, und
bei 1 + J < N: J₀ = I + J - N,wobei jeder Strahlendetektor (2 ₁-2 _m) des Strahlende tektorfeldes (2) entsprechend mit I = 1, 2, . . . I im Uhrzeigersinn und jede Winkelkoordinate der Bestrah lungsposition entsprechend mit J = 1, 2, . . . N entgegen des Uhrzeigersinns numeriert sind.

11. Computertomographiesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Dicke der Strahlendetektoren (2 ₁-2 _m) des Strahlendetektorfeldes (2) ungefähr die Hälfte des Abstandes der Strahlendetektoren (2 ₁-2 _m) zueinander beträgt und Isolierungen (6 ₀-6 _m) jeweils zwischen zwei benachbarten Strahlendetektoren (2 ₁-2 _m) sowie an beiden Enden des Strahlendetektorfeldes (2) angeordnet sind.