DE19832275B4

DE19832275B4 - Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern aus mittels eines CT-Gerätes durch Spiralabtastung des Untersuchungsobjekts gewonnenen Meßwerten und CT-Gerät zur Durchführung des Verfahrens

Info

Publication number: DE19832275B4
Application number: DE19832275A
Authority: DE
Inventors: Thomas Dipl.-Phys. Dr. Flohr; Stefan Dipl.-Ing. Schaller
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 1998-07-17
Filing date: 1998-07-17
Publication date: 2006-09-14
Anticipated expiration: 2018-07-18
Also published as: JP4567118B2; US6236707B1; DE19832275A1; JP2000051205A

Abstract

Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern einer eine Schichtdicke aufweisenden Schicht eines Untersuchungsobjekts bezüglich einer Bildebene aus mittels eines CT-Gerätes durch Spiralabtastung des Untersuchungsobjekts mit einer um das Untersuchungsobjekt rotierenden Röntgenstrahlenquelle und eines wenigstens eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektors gewonnenen Meßwerten, wobei die Meßwerte jeweils einem von einer Vielzahl von Projektionswinkeln und einer z-Position auf der Längsachse der Spiralabtastung zugeordnet sind und während der Spiralabtastung ein konstanter, als Verhältnis der pro voller Umdrehung der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt auftretenden Verschiebung des Untersuchungsobjekts einerseits und der Röntgenstrahlenquelle und des Detektors andererseits relativ zueinander in Richtung der Längsachse der Spiralabtastung zu der Breite einer Zeile des Detektors in Richtung der Längsachse der Spiralabtastung definierter Pitch eingehalten wird, bei dem die Leistung der Röntgenstrahlenquelle in Abhängigkeit vom Pitch derart eingestellt wird, daß das Pixelrauschen vom Pitch und somit von der Anzahl der Meßwerte, die zur Gewichtung beitragen, wenigstens im wesentlichen unabhängig ist und...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern einer eine Schichtdicke aufweisenden Schicht eines Untersuchungsobjekts bezüglich einer Bildebene aus mittels eines CT-Gerätes durch Spiralabtastung des Untersuchungsobjekts mit einer um das Untersuchungsobjekt rotierenden Röntgenstrahlenquelle und eines wenigstens eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektors gewonnenen Meßwerten, wobei die Meßwerte jeweils einem von einer Vielzahl von Projektionswinkeln α und einer z-Position auf der Längsachse der Spiralabtastung zugeordnet sind und während der Spiralabtastung ein konstanter, als Verhältnis der pro voller Umdrehung der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt auftretenden Verschiebung des Untersuchungsobjekts einerseits und der Röntgenstrahlenquelle und des Detektors andererseits relativ zueinander in Richtung der Längsachse der Spiralabtastung (z-Richtung) in mm zu der Breite einer Zeile des Detektors in Richtung der Längsachse der Spiralabtastung in mm definierter dimensionsloser Pitch p eingehalten wird.

Verfahren und CT-Geräte dieser Art sind in der US 5,559,847 , der EP 0 713 678 A1 , der US 5,539,796 und bei Polacin et al., "Evaluation of Section Sensitivity Profiles and Image Noise in Spiral CT", Radiology, 1992, Nr. 185, Seiten 29 bis 35, beschrieben.

Bei der Rekonstruktion von Bildern aus durch Spiralabtastung mit CT-Geräten mit einzeiligem Detektor gewonnenen Meßwerten wird zur Erzeugung von berechneten Projektionen in der ge wünschten Bildebene für jeden Projektionswinkel eine Interpolation zwischen den vor und hinter der Bildebene liegenden Meßwerten durchgeführt.

Am gebräuchlichsten sind heute zwei Interpolationsverfahren:
Beim ersten wird eine lineare Interpolation zwischen je zwei der Bildebene am nächsten liegenden gemessenen Projektionen vorgenommen, die beim gleichen Projektionswinkel α, aber in verschiedenen Umläufen aufgenommen wurden. Diese Interpolationsart bezeichnet man als 360LI-Interpolation. Beim zweiten Verfahren interpoliert man zwischen je zwei der Bildebene am nächsten liegenden Projektionen, von denen die einen beim Projektionswinkel α_d, die anderen beim dazu komplementären Projektionswinkel α_c, aufgenommen wurden. Für das mittlere Detektorelement des Detektors gilt α_c = α_d ± π. Diese Interpolationsart bezeichnet man als 180LI-Interpolation. Sie liefert bei gleichem Pitch schmälere effektive Schichtbreiten (z.B. gekennzeichnet durch die Halbwertsbreite FWHM (Full Width at Half Maximum) des Schichtempfindlichkeitsprofils) als die 360LI-Interpolation. Dafür ist bei gleicher Ausgangsleistung (mA-Wert) der Röntgenstrahlenquelle, z.B. einer Röntgenröhre, das Pixelrauschen im Vergleich zur 360LI-Interpolation erhöht. Auch die Artefaktanfälligkeit ist größer. Beide Interpolationsarten sind schematisch für den Pitch p = 2 in 2 veranschaulicht, die den Projektionswinkel α als Funktion der Detektorposition in z-Richtung zeigt, wobei der Projektionswinkel α über der auf die Breite b einer Zeile des Detektors normierten Position auf der Längsachse der Spiralabtastung (z-Position) aufgetragen ist.

Gemeinsam ist allen herkömmlichen Interpolationsverfahren für Spiralabtastung mit einem einzeiligen Detektor, daß die Breite des Schichtempfindlichkeitsprofils (z. B. gekennzeichnet durch die Halbwertsbreite FWHM), mit zunehmendem Pitch p wächst. Das ist für die 180LI-und die 360LI-Interpolation in 3 dargestellt, die die Halbwertsbreite FWHM des Schichtempfindlichkeitsprofils bezogen auf die kollimierte Schichtdicke d_coll als Funktion des Pitch p zeigt. Der Zusammenhang gemäß 3 verkompliziert die Bedienung gerade für ungeübte Benutzer und bedeutet eine Einschränkung bei der Wahl der Untersuchungsparameter.

Noch unübersichtlicher wird die Situation, wenn herkömmliche Interpolationstechniken, z.B. die 360LI-oder die 180LI-Interpolation, auf mit einem mehrzeiligen Detektor durchgeführte Spiralabtastungen übertragen werden. In 4 ist die sich bei einer 360LI-und bei einer 180LI-Interpolation ergebende Halbwertsbreite FWHM des Schichtempfindlichkeitsprofils, wieder bezogen auf die kollimierte Schichtdicke d_coll, als Funktion des Pitch p für ein einen fünfzeiligen Detektor aufweisendes CT-Gerät dargestellt: die Halbwertsbreite ändert sich jetzt nicht-monoton mit dem Pitch. Der Zusammenhang ist nicht intuitiv und schwer verständlich: so kann z. B. bei zunehmendem Pitch p die Halbwertsbreite FWHM abnehmen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszubilden, daß eine vereinfachte Bedienung des CT-Gerätes möglich ist.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruches 1.

Im Falle der Erfindung kann also die Abhängigkeit der effektiven Schichtdicke vom Pitch p leicht überblickt werden, da zwischen beiden nicht wie beim Stand der Technik ein mehr oder weniger unübersichtlicher, durch das jeweils verwendete Interpolationsverfahren bestimmter und außer durch die Wahl des Interpolationsverfahrens unbeeinflußbarer Zusammenhang, sondern ein gewünschter funktionell definierter Zusammenhang vorliegt, nach dem die effektive Schichtdicke, als Maß für diese kann z.B. die Halbwertsbreite FWHM des Schichtempfindlichkeitsprofils herangezogen werden, vom Pitch p wenigstens im wesentlichen unabhängig ist.

Eine weitere Bedienungsvereinfachung wird erreicht, wenn die Ausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle in Abhängigkeit vom Pitch p derart eingestellt wird, daß das Pixelrauschen vom Pitch p wenigstens im wesentlichen unabhängig ist. Es ist dann möglich nicht nur das Schichtempfindlichkeitsprofil, sondern auch das Pixelrauschen vom Pitch p unabhängig einzustellen. Somit ist ein CT-Gerät leicht bedienbar.

Die im Falle der Erfindung erforderliche Einstellung der gewünschten Schichtdicke erfolgt nach einer Variante der Erfindung dadurch, daß die Breite der Gewichtungsfunktion, d.h. der maximale Abstand der zu berücksichtigenden Meßdaten von der Bildebene, in Abhängigkeit vom Pitch p verändert wird.

Da das zugehörige CT-Gerät Mittel zur Einstellung eines effektiven mAs-Produktes aufweist, über die ein tatsächliches mAs-Produkt derart eingestellt wird, das es zu demjenigen Pixelrauschen führt, das in einem einzeiligen Detektor gewonnenen Bild der gleichen Schichtdicke bei dem effektiven mAs-Produkt auftreten würde, ist eine Bedienperson in der Lage, ein CT-Gerät mit mehrzeiligem Detektor auf ähnlich einfache Weise wie ein CT-Gerät mit einzeiligem Detektor zu bedienen.

Grundlage für die Einstellung eines vom Pitch p unabhängigen Schichtempfindlichkeitsprofils ist ein verallgemeinertes Gewichtungsverfahren anstelle der üblichen Interpolation. Dieses Gewichtungsverfahren erlaubt bei CT-Geräten mit M Zeilen (M > 1) die vom Pitch p unabhängige Einstellung des Schichtempfindlichkeitsprofils bis zum maximalen Pitch p_max = 2M. Dadurch ist der Pitch p kein die Auflösung in z-Richtung bestimmender Parameter mehr: der Arzt kann die gewünschte effektive Schichtdicke einstellen und trotzdem den Pitch p frei wählen.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der beigefügten Zeichnungen beispielhaft erläutert. Es zeigen:
1 in schematischer Darstellung ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens vorgesehenes CT-Gerät,
2 ein die bei herkömmlichen Rekonstruktionsverfahren für CT-Geräte mit einzeiligem Detektor üblichen Interpolationsverfahren veranschaulichendes Diagramm,
3 für ein einen einzeiligen Detektor aufweisendes herkömmliches CT-Gerät die Schichtdicke bezogen auf die kollimierte Schichtdicke als Funktion des Pitch,
4 analog zur 3 das entsprechende Diagramm für ein CT-Gerät mit fünfzeiligem Detektor für die beiden Interpolationsverfahren gemäß 2,
5 das mit einem einen fünfzeiligen Detektor aufweisenden, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitenden CT-Gerät erzielbare Schichtempfindlichkeitsprofil für zwei unterschiedliche Pitchwerte,
6 das Diagramm von 4, in das zusätzlich zwei nach dem erfindungsgemäßen Verfahren realisierbare pitchunabhängige Schichtdicken eingetragen sind, und
7 für ein einen fünfzeiligen Detektor aufweisendes, nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitendes CT-Gerät die Varianz des Pixelrauschens bei konstantem mA-Wert als Funktion des Pitch für zwei unterschiedliche pitchunabhängige Schichtdicken.
In 1 ist grob schematisch ein zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens vorgesehenes CT-Gerät dargestellt, das eine Röntgenstrahlenquelle 1, z.B. eine Röntgenröhre, mit einem Fokus 2 aufweist, von dem ein durch eine nicht dargestellte Blende eingeblendetes pyramidenförmiges Röntgenstrahlenbündel 3 ausgeht, das ein Untersuchungsobjekt 4, beispielsweise einen Patienten, durchsetzt und auf einen Detektor 5 auftrifft. Dieser besteht aus mehreren parallelen Detektorzeilen, von denen jede durch eine Reihe von Detektorelementen gebildet ist. Der Röntgenstrahler 1 und der Detektor 5 bilden ein Meßsystem, das um eine Systemachse 6 drehbar ist, so daß das Untersuchungsobjekt 4 unter verschiedenen Projektionswinkeln α durchstrahlt wird. Aus den dabei auftretenden Ausgangssignalen der Detektorelemente des Detektors 5 bildet ein Datenerfassungssystem 7 im weiteren als gemessene Projektionen bezeichnete Meßwerte, die einem Rechner 8 zugeführt sind, der ein Bild des Untersuchungsobjektes 4 berechnet, das auf einem Monitor 9 wiedergegeben wird.
Eine Abtastung größerer Volumen des Untersuchungsobjektes 4 ist möglich, indem das Meßsystem 1, 5 eine Spiralabtastung des gewünschten Volumens vornimmt, wie dies in 1 durch eine Spirale 10 veranschaulicht ist. Es erfolgt dabei eine Relativbewegung zwischen der Meßanordnung aus Röntgenstrahler 1 und Detektor 5 einerseits und dem Untersuchungsobjekt 4 andererseits in Richtung der Systemachse 6, die somit zugleich die Längsachse der Spiralabtastung darstellt.
An den Rechner 8, der im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels zugleich die Steuerung des CT-Gerätes übernimmt (es ist auch möglich, hierzu einen separaten Rechner vorzusehen), ist eine Tastatur 12 angeschlossen, die die Bedienung des CT-Gerätes ermöglicht.
Insbesondere ist es möglich, über die Tastatur 12 den Pitch p der Spiralabtastung einzustellen. Bei dem Pitch p handelt es sich um den Quotienten aus dem während einer Umdrehung des Meßsystems auftretenden Vorschub in z-Richtung F und der Breite b einer Zeile des Detektors in z-Richtung. Der Rechner 8 dient insbesondere auch dazu, den Röhrenstrom, und damit die Ausgangsleistung, der von einer Generatorschaltung 11 versorgten Röntgenstrahlenquelle 1 einzustellen.
Die Durchstrahlung unter unterschiedlichen Projektionswinkeln α geschieht mit dem Ziel der Gewinnung von gemessenen Projektionen. Dazu durchstrahlt die Röntgenstrahlenquelle 1 das Untersuchungsobjekt 4 mit dem von aufeinanderfolgenden, auf der Spirale 10 liegenden Positionen des Fokus 2 ausgehenden Röntgenstrahlenbündel 3, wobei jede Position des Fokus 2 einem Projektionswinkel und einer z-Position bezüglich der Systemachse 6 zugeordnet ist.
Infolge der Spiralabtastung kann bezüglich einer rechtwinklig zu der Systemachse 6 verlaufenden Bildebene höchstens eine gemessene Projektion existieren, die mit einer in dieser Bildebene liegenden Position des Fokus 2 aufgenommen wurde. Um dennoch ein Bild der zu der jeweiligen Bildebene gehörigen Schicht des Untersuchungsobjekts 4 berechnen zu können, müssen also aus in der Nähe der Bildebene aufgenommenen gemessenen Projektionen durch geeignete Interpolationsverfahren in der Bildebene liegende berechnete Projektionen gewonnen werden, wobei wie im Falle von gemessenen Projektionen jede berechnete Projektion einem Projektionswinkel α und einer z-Position bezüglich der Systemachse 6 zugeordnet ist.
Das erfindungsgemäße Verfahren wird im folgenden, ohne daß dies eine Beschränkung der Allgemeingültigkeit des ihm zugrundeliegenden Prinzips darstellt, am Beispiel eines einen fünfzeiligen Detektor aufweisenden CT-Gerätes erläutert. Die Anwendbarkeit auf andere Zeilenzahlen M ≠ 5 ist offensichtlich.
Im folgenden wird die Berechnung eines Bildes für die Position z_ima der Bildebene auf der Längsachse der Spiralabtastung im Einzelnen beschrieben. Dabei steht der Index ima für image = Bild.
Für jeden Projektionswinkel α_l berücksichtigt man die Beiträge aller Meßwerte f(l, k, i, ν) innerhalb einer gewissen, wählbaren Maximalentfernung |z_max| von der Bildebene. l = 1, 2......
ist die Projektionsnummer, wobei
die Anzahl der während eines halben Umlaufs der Röntgenstrahlenquelle 1 aufgenommenen Projektionen ist, k ist der Detektorkanal, i = 1, ....M ist die Nummer der Detektorzeile und ν ist die Num mer der Halbumdrehung der Röntgenstrahlenquelle 1, aus der die betreffende Projektion stammt.
Für jedes l werden alle verfügbaren Meßwerte gemäß ihrem Abstand
von der Bildebene bei z_ima gewichtet, und man erhält als resultierende berechnete Gesamtprojektion P(l, k)
g(.) ist die Gewichtungsfunktion in z-Richtung. Die Division durch die Summe aller Gewichte ist notwendig, denn für jeden Projektionswinkel kann bei dieser Gewichtung eine unterschiedliche Anzahl von Meßwerten beitragen, deren Gesamtgewicht sich aber immer zu 1 ergeben muß.
In Abhängigkeit vom Pitch p kann nun die Breite der Gewichtungsfunktion g(.), also die Maximalentfernung |z_max|, so eingestellt werden, daß sich immer das gleiche effektive Schichtempfindlichkeitsprofil ergibt, z. B. gekennzeichnet durch die Halbwertsbreite FWHM. Die für den jeweiligen Wert des Pitches p notwendige Gesamtbreite der Gewichtungsfunktion kann jeweils vom Rechner 8 berechnet oder einer im Voraus berechneten, im Rechner 8 gespeicherten Tabelle entnommen werden.
Als Beispiel sind in 5 zwei mit linearer Gewichtung g(.) gemäß Gleichung (1) berechnete Schichtempfindlichkeitsprofile für mit einem fünfzeiligen Detektor durchgeführte Spiralabtastungen gezeigt, das eine mit Pitch p = 3, das andere mit Pitch p = 7. Beide Schichtempfindlichkeitsprofile sind im Rahmen der Darstellungsgenauigkeit gleich. In dem Schichtempfindlichkeitsprofil ist das von einem Objekt eines definierten Schwächungswertes verursachte Meßsignal als dimensionslose Größe E über der z-Richtung aufgetragen, wobei z = 0 der Lage der Bildebene in z-Richtung entspricht
In 6 sind für mit einem fünfzeiligen Detektor durchgeführte Spiralabtastungen zwei mögliche pitchunabhängige Halbertsbreiten, nämlich FWHM = 1.27 d_coll und FWHM = 2 d_coll, (d_coll ist die durch die Geometrie des Detektors 5 definierte in an sich bekannter Weise mittels geeigneter Blenden und/oder Kollimatoren eingestellte kollimierte Schichtdicke für eine Detektorzeile), zusätzlich in die bereits in 4 gezeigte Darstellung eingetragen.
Als Folge der im Falle der Erfindung vom Pitch unabhängigen effektiven Schichtdicke ist nun – anders als bei einer herkömmlichen Interpolation – bei fester Ausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle 1 das Pixelrauschen vom Pitch p abhängig. Mit abnehmendem Pitch p nimmt auch das Pixelrauschen ab, denn es fallen mehr Meßwerte in den z-Bereich [z_ima – z_max, z_ima + z_max] und tragen durch die Gewichtung zum Bild bei. Das ist in 7 schematisch mit einem fünfzeiligen Detektor durchgeführte Spiralabtastungen dargestellt. Aufgetragen ist die relative Varianz V des Pixelrauschens als Funktion des Pitch p bei konstanter Ausgangsleistung der Röntgenröhre (konstantem mA-Wert). Die Varianz V ist in 7 so skaliert, daß sich bei einer Spiralabtastung mit einem einzeiligen Detektor mit 180LI-Interpolation bei gleicher kollimierter Schichtdicke und gleicher Röhrenleistung die Varianz V = 4/3 ergäbe.
Die beiden Kurven sind für FWHM = 1.27 d_coll und FWHM = 2 d_coll berechnet. Für FWHM = 1.27 d_coll nimmt die Varianz bei Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens von V = 4/3 beim Pitch p = 2N = 10 bis auf V = 1/N·2/3 beim Pitch p = 1 ab. Das entspricht der N-fachen Dosisakkumulation im Vergleich zu einer Spiralabtastung mit einem einzeiligen Detektor mit 360LI-Interpolation. Mit abnehmendem Pitch p kann man also bei beibehaltener Ausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle 1 die applizierte Dosis (mAs-Produkt) erhöhen, oder aber man reduziert die Ausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle 1 ent sprechend 7 und behält unabhängig vom Pitch p die gleiche Dosis bei.
Das erfindungsgemäße Verfahren eignet sich für CT-Geräte mit einzeiligem oder mehrzeiligem Detektor. Da eine gewünschte effektive Schichtdicke unabhängig vom Pitch p eingestellt werden kann, ist die Bedienung eines erfindungsgemäßen CT-Gerätes erheblich vereinfacht, denn der Pitch p ist kein die Auflösung in z-Richtung bestimmender Parameter mehr. Der Arzt kann vielmehr mittels der Tastatur 12 die gewünschte effektive Schichtdicke d_eff, genauer die gewünschte Halbwertsbreite FWHM des Schichtempfindlichkeitsprofils, einstellen und trotzdem den Pitch p frei wählen.
Darüber hinaus kann der Arzt mittels der Tastatur 12 einen effektiven mA-Wert, also eine effektive Ausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle 1, so eingeben, wie er sie seiner Erfahrung nach bei einem CT-Gerät mit einem einzeiligen Detektor bei der gleichen Schichtdicke wählen würde. Abhängig vom Pitch p berechnet nun der Rechner 8 die tatsächlich einzustellende Ausgangsleistung der Röntgenstrahlenquelle 1, also einen tatsächlichen mA-Wert, z. B. nach einer Kurve entsprechend 7, so daß sich unabhängig vom Pitch p stets das gleiche Pixelrauschen wie in einem mittels des erwähnten CT-Gerätes mit einem einzeiligen Detektor gewonnenen Bild ergäbe.
Im Falle des beschriebenen Ausführungsbeispiels handelt es sich um ein CT-Gerät der dritten Generation. Auch CT-Geräte der vierten Generation, die statt eines mit der Röntgenstrahlenquelle rotierenden bogenförmigen Detektors einen stationären ringförmigen Detektor aufweisen, können nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeiten bzw. erfindungsgemäß aufgebaut sein.
Die vorliegende Erfindung kann bei medizinischen und nichtmedizinischen Anwendungen zum Einsatz kommen.

Claims

Verfahren zur Rekonstruktion von Bildern einer eine Schichtdicke aufweisenden Schicht eines Untersuchungsobjekts bezüglich einer Bildebene aus mittels eines CT-Gerätes durch Spiralabtastung des Untersuchungsobjekts mit einer um das Untersuchungsobjekt rotierenden Röntgenstrahlenquelle und eines wenigstens eine Zeile von Detektorelementen aufweisenden Detektors gewonnenen Meßwerten, wobei die Meßwerte jeweils einem von einer Vielzahl von Projektionswinkeln und einer z-Position auf der Längsachse der Spiralabtastung zugeordnet sind und während der Spiralabtastung ein konstanter, als Verhältnis der pro voller Umdrehung der Röntgenstrahlenquelle um das Untersuchungsobjekt auftretenden Verschiebung des Untersuchungsobjekts einerseits und der Röntgenstrahlenquelle und des Detektors andererseits relativ zueinander in Richtung der Längsachse der Spiralabtastung zu der Breite einer Zeile des Detektors in Richtung der Längsachse der Spiralabtastung definierter Pitch eingehalten wird, bei dem die Leistung der Röntgenstrahlenquelle in Abhängigkeit vom Pitch derart eingestellt wird, daß das Pixelrauschen vom Pitch und somit von der Anzahl der Meßwerte, die zur Gewichtung beitragen, wenigstens im wesentlichen unabhängig ist und bei dem bezüglich jedes Projektionswinkels alle zu diesem Projektionswinkel gehörigen, innerhalb einer maximalen Entfernung von der Bildebene liegende Meßwerte entsprechend ihres räumlichen Abstandes in Richtung der Längsachse der Spiralabtastung von der Bildebene gemäß einer Gewichtungsfunktion gewichtet in die Rekonstruktion einbezogen werden, und daß die Gewichtungsfunktion derart gewählt wird, daß ein gewünschter, funktionell definierter Zusammenhang zwischen effektiver Schichtdicke und Pitch vorliegt, nach dem die effektive Schichtdicke vom Pitch wenigstens im wesentlichen unabhängig ist.