JP3081881B2 - 心臓検査システムにおける動作修正装置 - Google Patents
心臓検査システムにおける動作修正装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、放射線核種血管造影法などの心臓病の検査
システムにおいて、映像信号における運動動作による不
必要な外的信号を補正する方法及び装置に関する。より
詳細には、本発明は患者の心臓系に放射性色素を通し、
それを時間で区切られた一連の動的映像によって表示す
ることにより、患者の心臓系の血液流の特性を示すため
の方法および装置に関する。
システムにおいて、映像信号における運動動作による不
必要な外的信号を補正する方法及び装置に関する。より
詳細には、本発明は患者の心臓系に放射性色素を通し、
それを時間で区切られた一連の動的映像によって表示す
ることにより、患者の心臓系の血液流の特性を示すため
の方法および装置に関する。
［従来の技術］ 一般に心臓診断学の分野では、心臓病の状況を診断し
たり、臨床上有益な情報を診断者に提供したりするため
に、人間の心臓系に関する新しい診断方法が次々と開発
されてきた。例えば、心臓の左心室の血液流の特性を調
べることにより、心臓病の診断に有益な情報が得られる
ことが知られている。
たり、臨床上有益な情報を診断者に提供したりするため
に、人間の心臓系に関する新しい診断方法が次々と開発
されてきた。例えば、心臓の左心室の血液流の特性を調
べることにより、心臓病の診断に有益な情報が得られる
ことが知られている。
［発明が解決しようとする課題］ このような検査方法は、心臓病の診断・治療に著しい
進歩をもたらしてきたが、肉体的な負荷を与えた状態
（ベルトランナーや自転車などでの運動中の場合など）
で心臓系の映像を表示する場合に、特に負荷をかけた状
態で検査した場合にのみその状況を明らかにできる心臓
病については、信頼できる診断結果を得るには、未だに
多くの障害が残っている。運動中の患者の動作によって
生じる人工的な信号が映像に混じってしまうため、放射
線造影法の技術は著しく制限されている。このため、上
記のような運動動作の影響を受けた放射線造影法による
データの評価は困難であり、その検査結果は量的に信頼
できないことがしばしばである。
進歩をもたらしてきたが、肉体的な負荷を与えた状態
（ベルトランナーや自転車などでの運動中の場合など）
で心臓系の映像を表示する場合に、特に負荷をかけた状
態で検査した場合にのみその状況を明らかにできる心臓
病については、信頼できる診断結果を得るには、未だに
多くの障害が残っている。運動中の患者の動作によって
生じる人工的な信号が映像に混じってしまうため、放射
線造影法の技術は著しく制限されている。このため、上
記のような運動動作の影響を受けた放射線造影法による
データの評価は困難であり、その検査結果は量的に信頼
できないことがしばしばである。
本発明の目的は、人間の心臓系内の血液流の診断用映
像に患者の運動動作が及ぼす影響を補正することのでき
る改良された装置及び方法を提供することにある。
像に患者の運動動作が及ぼす影響を補正することのでき
る改良された装置及び方法を提供することにある。
本発明の別の目的は、患者の心臓系を流れる放射性色
素の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くこと
ができる新規な装置及び方法を提供することにある。
素の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くこと
ができる新規な装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに別の目的は、心臓の映像から運動に伴
う異常な変異の影響を取り去り、肉体的負荷がかけられ
た状態での心臓機能の評価を正しく行なうことのできる
改良された装置及び方法を提供することにある。
う異常な変異の影響を取り去り、肉体的負荷がかけられ
た状態での心臓機能の評価を正しく行なうことのできる
改良された装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに別の目的は、心臓系のある部位におけ
る血液流に基準点を設定して、患者の運動動作による外
的な人工的信号を患者の心臓系を流れる血液流の動的映
像から取り除くことのできる新規な装置及び方法を提供
することにある。
る血液流に基準点を設定して、患者の運動動作による外
的な人工的信号を患者の心臓系を流れる血液流の動的映
像から取り除くことのできる新規な装置及び方法を提供
することにある。
［課題を解決するための手段］ 上記目的を達成するために、本願第１発明は、体内に
放射性流体が注入された患者の運動時における血液流を
一連の動的映像に映し出す心臓検査システムにおける動
作修正装置において、患者が運動している状態にて、前
記放射性流体から放出された放射線を患者の体内の選択
された領域から検出するための手段と、前記検出された
放射線に基づき電子信号を生成するための手段と、前記
検出された放射線に基づく電子信号から、複数の時間区
分（時分割）された画像データ・フレームを生成するた
めの手段と、前記画像データ・フレームについて監視部
位を選択して、複数の心拍周期における画像データ・フ
レームのヒストグラムを生成するとともに、リボフェー
ズの境界をマーキングするために前記心拍周期の最初と
最後の周期を選択するための手段と、前記リボフェーズ
において心拍周期の代表的な一つを選択するとともに同
代表的な心拍周期の電子信号の全てを加算することによ
って複合心臓画像データ・フレームを生成するための手
段と、前記複合画像データ・フレームの基準点と、前記
リボフェーズにおける複数の心拍周期にわたって、電子
信号の画像データ・フレームの各々における基準点とを
決定するための手段と、前記画像データ・フレームにお
ける電子信号の基準点を前記複合画像データ・フレーム
の基準点に移動させることによって前記複数の心拍周期
の画像データ・フレームの各々の内部における電子信号
の空間位置を再配置させるための手段とからなる。
放射性流体が注入された患者の運動時における血液流を
一連の動的映像に映し出す心臓検査システムにおける動
作修正装置において、患者が運動している状態にて、前
記放射性流体から放出された放射線を患者の体内の選択
された領域から検出するための手段と、前記検出された
放射線に基づき電子信号を生成するための手段と、前記
検出された放射線に基づく電子信号から、複数の時間区
分（時分割）された画像データ・フレームを生成するた
めの手段と、前記画像データ・フレームについて監視部
位を選択して、複数の心拍周期における画像データ・フ
レームのヒストグラムを生成するとともに、リボフェー
ズの境界をマーキングするために前記心拍周期の最初と
最後の周期を選択するための手段と、前記リボフェーズ
において心拍周期の代表的な一つを選択するとともに同
代表的な心拍周期の電子信号の全てを加算することによ
って複合心臓画像データ・フレームを生成するための手
段と、前記複合画像データ・フレームの基準点と、前記
リボフェーズにおける複数の心拍周期にわたって、電子
信号の画像データ・フレームの各々における基準点とを
決定するための手段と、前記画像データ・フレームにお
ける電子信号の基準点を前記複合画像データ・フレーム
の基準点に移動させることによって前記複数の心拍周期
の画像データ・フレームの各々の内部における電子信号
の空間位置を再配置させるための手段とからなる。
本願第２発明は、体内に放射性染料が注入された患者
の動作時における血液流を一連の動的映像に映し出す心
臓検査システムにおける動作修正装置であって、患者の
運動中に、患者の体内を循環する放射性染料が放出する
放射線を選択された空間領域から検出するための手段
と、前記検出された放射線から電子信号を生成するため
の手段と、前記電子信号は、前記患者の体内の選択され
た空間領域を循環する放射性染料の量に関連する、完全
な心拍周期の時分割された部分を表す複数の時分割され
た画像データ・フレームを含むことと、前記電子信号を
処理して、患者の動作にほとんど影響を受けない前記血
管造影の画像に特徴的な映像信号を生成する処理手段
と、前記電子信号を処理するための手段は、（ａ）複数
の連続した心拍周期の間に、前記放射性染料の患者の体
内を流れる量の経時的変化に関連して前記複数の画像デ
ータ・フレーム中に複数の電子信号を含むリボフェーズ
を選択することと、（ｂ）前記選択されたリボフェーズ
において前記複数の心拍周期からの前記電子信号を加算
することによって統合された電子信号を生成すること
と、（ｃ）前記統合電子信号に対する閾値データレベル
を選択することと、（ｄ）閾値データレベルを前記統合
電子信号に適用して、選択された心収縮画像と、選択さ
れた心弛緩画像とに対するマスク境界を作製すること
と、（ｅ）前記選択された心収縮マスク境界と心弛緩マ
スク境界とを結合させることにより複合マスク境界を生
成することと、（ｆ）前記複合マスク境界を、前記統合
電子信号と、前記電子信号の前記複数のリボフェーズ画
像データ・フレームの各々とに適用することと、（ｇ）
前記画像データ・フレームにおける統合電子信号と、前
記複数の心拍周期のそれぞれの画像データ・フレームの
各々におけるリボフェーズ電子信号との面積基準点を計
算することと、（ｈ）前記リボフェーズ電子信号と、前
記統合電子信号とを分割して、完全な心拍周期の一部分
を示す血管造影の画像データ・フレームとすることと、
（ｉ）前記データ・フレームの各々の前記電子信号の基
準点を前記統合電子信号の前記画像データ・フレームの
基準点へ移動させることによって、前記画像データ・フ
レーム内のリボフェーズ電子信号の空間的な位置を変更
して映像信号を生成することと、前記再配置は前記心拍
周期の相の各々の内部においてそれぞれの画像データ・
フレームに対応して行われることとを備えることとを含
むことからなる。
の動作時における血液流を一連の動的映像に映し出す心
臓検査システムにおける動作修正装置であって、患者の
運動中に、患者の体内を循環する放射性染料が放出する
放射線を選択された空間領域から検出するための手段
と、前記検出された放射線から電子信号を生成するため
の手段と、前記電子信号は、前記患者の体内の選択され
た空間領域を循環する放射性染料の量に関連する、完全
な心拍周期の時分割された部分を表す複数の時分割され
た画像データ・フレームを含むことと、前記電子信号を
処理して、患者の動作にほとんど影響を受けない前記血
管造影の画像に特徴的な映像信号を生成する処理手段
と、前記電子信号を処理するための手段は、（ａ）複数
の連続した心拍周期の間に、前記放射性染料の患者の体
内を流れる量の経時的変化に関連して前記複数の画像デ
ータ・フレーム中に複数の電子信号を含むリボフェーズ
を選択することと、（ｂ）前記選択されたリボフェーズ
において前記複数の心拍周期からの前記電子信号を加算
することによって統合された電子信号を生成すること
と、（ｃ）前記統合電子信号に対する閾値データレベル
を選択することと、（ｄ）閾値データレベルを前記統合
電子信号に適用して、選択された心収縮画像と、選択さ
れた心弛緩画像とに対するマスク境界を作製すること
と、（ｅ）前記選択された心収縮マスク境界と心弛緩マ
スク境界とを結合させることにより複合マスク境界を生
成することと、（ｆ）前記複合マスク境界を、前記統合
電子信号と、前記電子信号の前記複数のリボフェーズ画
像データ・フレームの各々とに適用することと、（ｇ）
前記画像データ・フレームにおける統合電子信号と、前
記複数の心拍周期のそれぞれの画像データ・フレームの
各々におけるリボフェーズ電子信号との面積基準点を計
算することと、（ｈ）前記リボフェーズ電子信号と、前
記統合電子信号とを分割して、完全な心拍周期の一部分
を示す血管造影の画像データ・フレームとすることと、
（ｉ）前記データ・フレームの各々の前記電子信号の基
準点を前記統合電子信号の前記画像データ・フレームの
基準点へ移動させることによって、前記画像データ・フ
レーム内のリボフェーズ電子信号の空間的な位置を変更
して映像信号を生成することと、前記再配置は前記心拍
周期の相の各々の内部においてそれぞれの画像データ・
フレームに対応して行われることとを備えることとを含
むことからなる。
［作用］ 患者に注入された放射性物質は、患者の運動中に体内
を循環する。このように、体内を循環する放射性物質が
放射する放射線が検出され、この検出された放射線をも
とに電子信号が生成される。と、前記電子信号を処理す
ることにより、前記放射性物質を有する表示部位を示す
映像信号を生成すると共に、前記映像信号を補正するこ
とにより、患者の運動動作の影響をほとんど受けない動
的映像を形成する。
を循環する。このように、体内を循環する放射性物質が
放射する放射線が検出され、この検出された放射線をも
とに電子信号が生成される。と、前記電子信号を処理す
ることにより、前記放射性物質を有する表示部位を示す
映像信号を生成すると共に、前記映像信号を補正するこ
とにより、患者の運動動作の影響をほとんど受けない動
的映像を形成する。
［実施例］ 第１図には、従来の放射性核種血管造影システム（例
えば、バイヤード・アトミック・システム 77）10が大
まかに示されている。このシステムの詳細は米国特許番
号4,267,452に開示されている。第１図において、患者1
2はベルトランナー（図示せず）などで運動中であり、
従来の多結晶シンチレーション・カメラ（上記米国特許
番号4,267,452参照）などの放射能検出器14が所定の位
置に配置されて、放射能を検出できるようになってい
る。放射能検出器14は、患者の心臓系の映像データ・フ
レームを異なる角度から表示するために、様々な向きに
配置することができる。図示された実施例では、放射能
検出器14は患者12の左心室の垂直断面映像を表示できる
ように配置されている。この場合使用される典型的な放
射線としては、例えば、99mTcパーテクネテート溶液
（塩類の“チェイサー”を用いることが多い）などの放
射性色素（図示せず）から放射されるガンマ線がよく使
われる。放射性色素は従来のファースト・パス放射線核
種血管造影法で用いられているのと同様な方法で患者12
の体内に注入される（米国特許番号4,033,335参照）。
放射性色素から放射される放射線は放射線検出器14で検
出される。その後、放射線検出器14は、患者の体の特定
表示部分から放射される放射能の強さを示す を出力する。放射性色素が患者の心臓系を循環する間
に、複数の上記映像データ・フレームが時間の経過に従
って収集される。すると血管造影システム10は電子信号
16を比較的短い時間で素早く処理して、時間で区分され
た複数の映像データ・フレームを形成する。各映像デー
タ・フレームは、約50ミリ秒間の検出信号により形成さ
れている。電子信号16は、合計で約１分間にわたり収集
される。複数の映像データ・フレームはさらに処理を施
すために電子メモリに保存されるので、外的な患者の運
動動作を補正するための数々の方法を用いることができ
る。
えば、バイヤード・アトミック・システム 77）10が大
まかに示されている。このシステムの詳細は米国特許番
号4,267,452に開示されている。第１図において、患者1
2はベルトランナー（図示せず）などで運動中であり、
従来の多結晶シンチレーション・カメラ（上記米国特許
番号4,267,452参照）などの放射能検出器14が所定の位
置に配置されて、放射能を検出できるようになってい
る。放射能検出器14は、患者の心臓系の映像データ・フ
レームを異なる角度から表示するために、様々な向きに
配置することができる。図示された実施例では、放射能
検出器14は患者12の左心室の垂直断面映像を表示できる
ように配置されている。この場合使用される典型的な放
射線としては、例えば、99mTcパーテクネテート溶液
（塩類の“チェイサー”を用いることが多い）などの放
射性色素（図示せず）から放射されるガンマ線がよく使
われる。放射性色素は従来のファースト・パス放射線核
種血管造影法で用いられているのと同様な方法で患者12
の体内に注入される（米国特許番号4,033,335参照）。
放射性色素から放射される放射線は放射線検出器14で検
出される。その後、放射線検出器14は、患者の体の特定
表示部分から放射される放射能の強さを示す を出力する。放射性色素が患者の心臓系を循環する間
に、複数の上記映像データ・フレームが時間の経過に従
って収集される。すると血管造影システム10は電子信号
16を比較的短い時間で素早く処理して、時間で区分され
た複数の映像データ・フレームを形成する。各映像デー
タ・フレームは、約50ミリ秒間の検出信号により形成さ
れている。電子信号16は、合計で約１分間にわたり収集
される。複数の映像データ・フレームはさらに処理を施
すために電子メモリに保存されるので、外的な患者の運
動動作を補正するための数々の方法を用いることができ
る。
第２図は、監視部位の電子信号の全体的な強さを示す
ヒストグラムである。第２図のヒストグラムは、患者の
運動動作による外的な信号の補正を行う前の全体の信号
の強さの特性を表している。各心拍周期において、この
ヒストグラムの示す最大値は拡張期の終りにおける血液
流に対応しており、最小値は収縮期の終りに対応してい
る。各最大値を結ぶ線は比較的滑らかな曲線を描いてい
るのに対し、最小値を結ぶ線は相対的に不規則になって
いるのが特徴的である。ところが、後述する方法によっ
て運動動作補正を行った後は、最大値・最小値は共に滑
らかな曲線となっている（補正後の第３図と比較せ
よ）。ヒストグラムの最小値を結ぶ線がこのように改善
されることは、この発明の運動動作補正の信頼性の高さ
を証明する一つの例である。各心拍周期のその他の時間
区分についても、もちろん本発明の方法で処理がなされ
ている。特定の１ケ所の部位だけでなく、心 臓系のその他の部位についてもヒストグラムを作成し、
分析を行うことができる。
ヒストグラムである。第２図のヒストグラムは、患者の
運動動作による外的な信号の補正を行う前の全体の信号
の強さの特性を表している。各心拍周期において、この
ヒストグラムの示す最大値は拡張期の終りにおける血液
流に対応しており、最小値は収縮期の終りに対応してい
る。各最大値を結ぶ線は比較的滑らかな曲線を描いてい
るのに対し、最小値を結ぶ線は相対的に不規則になって
いるのが特徴的である。ところが、後述する方法によっ
て運動動作補正を行った後は、最大値・最小値は共に滑
らかな曲線となっている（補正後の第３図と比較せ
よ）。ヒストグラムの最小値を結ぶ線がこのように改善
されることは、この発明の運動動作補正の信頼性の高さ
を証明する一つの例である。各心拍周期のその他の時間
区分についても、もちろん本発明の方法で処理がなされ
ている。特定の１ケ所の部位だけでなく、心 臓系のその他の部位についてもヒストグラムを作成し、
分析を行うことができる。
心臓での血液流の動きを評価する際の運動動作の補正
方法の一つとして、例えば、患者の心臓系に肉体的負荷
をかけることを目的として、患者が運動をすることによ
って生じる人工的な信号を除去する方法がある。第１図
に示されたファースト・パス放射線核種血管造影システ
ム10を使用する際には、運動動作補正を通常２つの範疇
に分けられる。運動量の大きな運動（ベルトランナーで
の激しい運動など）の場合における補正と、運動量の小
さな運動（自転車での軽い運動など）の場合における補
正である。激しい運動の補正については２つの方法が採
用可能であり、それは二重エネルギーの動作補正方法
と、単一エネルギーの動作補正方法である。
方法の一つとして、例えば、患者の心臓系に肉体的負荷
をかけることを目的として、患者が運動をすることによ
って生じる人工的な信号を除去する方法がある。第１図
に示されたファースト・パス放射線核種血管造影システ
ム10を使用する際には、運動動作補正を通常２つの範疇
に分けられる。運動量の大きな運動（ベルトランナーで
の激しい運動など）の場合における補正と、運動量の小
さな運動（自転車での軽い運動など）の場合における補
正である。激しい運動の補正については２つの方法が採
用可能であり、それは二重エネルギーの動作補正方法
と、単一エネルギーの動作補正方法である。
二重エネルギーの移動補正方法において、第１及び第
２の同位体源が使用され、移動補正を実行するために同
時に放射線データが集められる。２つの同位体の主要な
フォトピークは、所望のフォトピーク信号の分離を強調
するようにエネルギー解像度を最適化するため、可能な
限りエネルギー的に分離されるべきである。これは第１
の同位体（患者に注入される放射性の染料など）から放
射される放射線と、基準点として作用する第２同位体に
よって放射される放射線との相対的中心を確立するのに
望ましい。好適な実施例では、第１同位体源は99mTcで
あり、主要なフォトピークは140KeVにある。第２同位体
源は24Amの点源（あるいは在来の放射性薬品等）であ
り、60KeVに主要なフォトピークを有する。上記のよう
な所望の良好な解像度を得るには、一般には少なくとも
50KeVで第１及び第２同位体のフォトピークが分離され
ることが望ましい。基準源、即ち第２同位体の点源20は
第１図に示すように患者12に装着される。患者12はベル
トランナー（図示せず）上での歩行のような運動をし
て、心臓系に所定のレベルの肉体的ストレスを与える。
所定のストレスレベルに到達すると、放射性の液体、即
ち染料が患者12に注入される。注入された放射性液体が
患者の心臓系を通ると、放射線22は患者12から放射さ
れ、検出器、例えば放射線検出器14即ち、第１図に示す
多結晶NaI（Th）カメラ（以下、カメラ14）によって感
知される。
２の同位体源が使用され、移動補正を実行するために同
時に放射線データが集められる。２つの同位体の主要な
フォトピークは、所望のフォトピーク信号の分離を強調
するようにエネルギー解像度を最適化するため、可能な
限りエネルギー的に分離されるべきである。これは第１
の同位体（患者に注入される放射性の染料など）から放
射される放射線と、基準点として作用する第２同位体に
よって放射される放射線との相対的中心を確立するのに
望ましい。好適な実施例では、第１同位体源は99mTcで
あり、主要なフォトピークは140KeVにある。第２同位体
源は24Amの点源（あるいは在来の放射性薬品等）であ
り、60KeVに主要なフォトピークを有する。上記のよう
な所望の良好な解像度を得るには、一般には少なくとも
50KeVで第１及び第２同位体のフォトピークが分離され
ることが望ましい。基準源、即ち第２同位体の点源20は
第１図に示すように患者12に装着される。患者12はベル
トランナー（図示せず）上での歩行のような運動をし
て、心臓系に所定のレベルの肉体的ストレスを与える。
所定のストレスレベルに到達すると、放射性の液体、即
ち染料が患者12に注入される。注入された放射性液体が
患者の心臓系を通ると、放射線22は患者12から放射さ
れ、検出器、例えば放射線検出器14即ち、第１図に示す
多結晶NaI（Th）カメラ（以下、カメラ14）によって感
知される。
同時に、カメラ14は第２同位体点源20によって放射さ
れる放射線23を感知する。上述されたように、放射性液
体が患者の心臓系を循環すると、複数の時分割画像デー
タフレームが生成される。放射性液体によって放射され
る放射線22はカメラ24によって感知され、通常の方法で
電子信号16に変換される。これらの電子信号16はランダ
ムアクセスメモリのような電気的メモリに格納される。
このメモリはフレーム処理用CPU28に含まれる。同時
に、第２同位体の点源20によって放射される放射線23は
カメラ24によって検出され、フレーム処理用CPU28中の
ランダムアクセスメモリのような電気的メモリに格納可
能な参照信号に通常の方法で変換される。各時分割画像
データフレームは、検査中の患者の心臓系の容量投射領
域からの放射線強度の二次元配列のデータ特性を含む。
これらの電子信号16は結局、オペレータもしくは診断医
による観察用に画像表示装置に変換入力される。（この
ようなデータの収集及び表示については、本件で参照さ
れる米国特許第4,245,244号に記載のように周知であ
る） 画像データフレームの未加工データはコンピュータシ
ステム34に光ファイバー結合32を介して出力される。コ
ンピュータシステム34の例としては、アップル社製のMA
C II（商品名）があり、それは在来の光ファイバー結
合インターフェース36,中央処理装置38,フロッピィディ
スクユニット40,内蔵のハードディスク42及び在来の画
像処理カード50を含む。入出力機能は通常の方法によ
り、キーボード46,ハードコピー兼プリンタ48及びビデ
オモニター50により付与される。第１図に示すように、
光電気データ集合格納装置52はコンピュータシステム34
に結合されている。
れる放射線23を感知する。上述されたように、放射性液
体が患者の心臓系を循環すると、複数の時分割画像デー
タフレームが生成される。放射性液体によって放射され
る放射線22はカメラ24によって感知され、通常の方法で
電子信号16に変換される。これらの電子信号16はランダ
ムアクセスメモリのような電気的メモリに格納される。
このメモリはフレーム処理用CPU28に含まれる。同時
に、第２同位体の点源20によって放射される放射線23は
カメラ24によって検出され、フレーム処理用CPU28中の
ランダムアクセスメモリのような電気的メモリに格納可
能な参照信号に通常の方法で変換される。各時分割画像
データフレームは、検査中の患者の心臓系の容量投射領
域からの放射線強度の二次元配列のデータ特性を含む。
これらの電子信号16は結局、オペレータもしくは診断医
による観察用に画像表示装置に変換入力される。（この
ようなデータの収集及び表示については、本件で参照さ
れる米国特許第4,245,244号に記載のように周知であ
る） 画像データフレームの未加工データはコンピュータシ
ステム34に光ファイバー結合32を介して出力される。コ
ンピュータシステム34の例としては、アップル社製のMA
C II（商品名）があり、それは在来の光ファイバー結
合インターフェース36,中央処理装置38,フロッピィディ
スクユニット40,内蔵のハードディスク42及び在来の画
像処理カード50を含む。入出力機能は通常の方法によ
り、キーボード46,ハードコピー兼プリンタ48及びビデ
オモニター50により付与される。第１図に示すように、
光電気データ集合格納装置52はコンピュータシステム34
に結合されている。
コンピュータシステム34は未加工の画像データフレー
ム情報に基づいて動作して、外来のノイズ及びバックグ
ラウンドの補正を行い、患者の動きの影響を取り除く。
外来ノイズ及びバックグラウンドは参照信号30及び電子
信号16の両方から除去できる。第２同位体源20に伴う参
照信号30は時分割画像データフレームの基準を決定する
ことによってバックグラウンドノイズのために処理され
る。この演算に必要な数学的操作はこの明細書に付録と
して含まれるコンピュータソフトウェアを使用すること
によって遂行される。患者の動きに伴う実証データ及び
その補正形態も付録の一部として含まれている。
ム情報に基づいて動作して、外来のノイズ及びバックグ
ラウンドの補正を行い、患者の動きの影響を取り除く。
外来ノイズ及びバックグラウンドは参照信号30及び電子
信号16の両方から除去できる。第２同位体源20に伴う参
照信号30は時分割画像データフレームの基準を決定する
ことによってバックグラウンドノイズのために処理され
る。この演算に必要な数学的操作はこの明細書に付録と
して含まれるコンピュータソフトウェアを使用すること
によって遂行される。患者の動きに伴う実証データ及び
その補正形態も付録の一部として含まれている。
前記バックグラウンドをゼロに設定するために種々の
方法が選ばれる。例えば、コンピュータソフトウエアと
ともにコンピュータシステム34を使用して、画像表示器
50に参照信号30の未加工値を表示させる。選択された幅
及び高さを有する矩形枠が、第２同位体源20の表示部分
に伴う参照信号30の中心に配置される。この枠外におけ
る画像データフレーム中のすべての値の参照信号はゼロ
に設定される。枠の幅及び高さは通常、第２同位体源30
に結合されたすべての参照信号30が包括されることを保
証するように制定される。
方法が選ばれる。例えば、コンピュータソフトウエアと
ともにコンピュータシステム34を使用して、画像表示器
50に参照信号30の未加工値を表示させる。選択された幅
及び高さを有する矩形枠が、第２同位体源20の表示部分
に伴う参照信号30の中心に配置される。この枠外におけ
る画像データフレーム中のすべての値の参照信号はゼロ
に設定される。枠の幅及び高さは通常、第２同位体源30
に結合されたすべての参照信号30が包括されることを保
証するように制定される。
バックグラウンドをゼロにする第２の方法は、すべて
の画像データフレームにわたる第２同位体源20からの参
照信号30の基準点についての最大及び最小可動域の大き
さを決定することをを含む。すべての値の参照信号30は
矩形枠の大きさの範囲外ではゼロに設定され、この枠の
範囲は基準点に対する＋x,−x,＋y,及び−ｙの最大絶対
値の可動域によって設定される。
の画像データフレームにわたる第２同位体源20からの参
照信号30の基準点についての最大及び最小可動域の大き
さを決定することをを含む。すべての値の参照信号30は
矩形枠の大きさの範囲外ではゼロに設定され、この枠の
範囲は基準点に対する＋x,−x,＋y,及び−ｙの最大絶対
値の可動域によって設定される。
本発明の一実施例において、ある処理ステップでは、
放射線がガンマ又は励起Ｘ線である場合、周知のコンプ
トン走査成分を除去する走査補正を遂行することによっ
て未加工データが処理される。更に、ノイズろ別処理ス
テップが遂行される。コンプトン走査は、放射性液体か
ら放射される放射線22に伴う電子信号の一定成分である
閾値レベルを設定することにより、補正される。この閾
値レベルは参照信号30から減算される。そして、通常コ
ンプトン走査の影響を充分に除去したり真の信号を除去
しないようにする閾値レベルを選択することは、使用者
の判断の問題である。ノイズろ別ステップは電気的ノイ
ズと本来のバックグラウンド放射線ノイズとの除去に関
連する。このステップでは、電子信号20のピークデータ
値は、コンプトン走査について補正された各々の参照画
像データフレームについて決定される。ピーク値の特定
部分以下の電子信号のいくらかの部分はゼロに設定され
る。
放射線がガンマ又は励起Ｘ線である場合、周知のコンプ
トン走査成分を除去する走査補正を遂行することによっ
て未加工データが処理される。更に、ノイズろ別処理ス
テップが遂行される。コンプトン走査は、放射性液体か
ら放射される放射線22に伴う電子信号の一定成分である
閾値レベルを設定することにより、補正される。この閾
値レベルは参照信号30から減算される。そして、通常コ
ンプトン走査の影響を充分に除去したり真の信号を除去
しないようにする閾値レベルを選択することは、使用者
の判断の問題である。ノイズろ別ステップは電気的ノイ
ズと本来のバックグラウンド放射線ノイズとの除去に関
連する。このステップでは、電子信号20のピークデータ
値は、コンプトン走査について補正された各々の参照画
像データフレームについて決定される。ピーク値の特定
部分以下の電子信号のいくらかの部分はゼロに設定され
る。
一方、閾値レベル以上のデータ値は変更されることな
くそのまま残される。このステップは通常のコンピュー
タソフトウエアを使用して遂行される。
くそのまま残される。このステップは通常のコンピュー
タソフトウエアを使用して遂行される。
画像データフレームを処理する次のステップは、各々
の画像データフレームについてバックグラウンド及びノ
イズ補正の行われた参照信号30の面積基準（area cent
roid）を決定することである。参照信号についての平均
的基準はその後採用された参照画像データフレームのす
べてについて演算される。電子信号16を含み、かつ放射
性液体から生じる各々の画像データフレームは再配列さ
れる。患者の動きに応じて補正された所望の最終画像信
号は、電子信号16を、特定の参照信号30の画像データフ
レームの基準点と参照信号30の対応する平均基準点との
間の増分空間差だけ移動することによって得られる。
の画像データフレームについてバックグラウンド及びノ
イズ補正の行われた参照信号30の面積基準（area cent
roid）を決定することである。参照信号についての平均
的基準はその後採用された参照画像データフレームのす
べてについて演算される。電子信号16を含み、かつ放射
性液体から生じる各々の画像データフレームは再配列さ
れる。患者の動きに応じて補正された所望の最終画像信
号は、電子信号16を、特定の参照信号30の画像データフ
レームの基準点と参照信号30の対応する平均基準点との
間の増分空間差だけ移動することによって得られる。
前記したように、運動量の多い患者の動作は、単一の
エネルギー測定方法によって行われ得る。この方向によ
れば、第１アイソトープ発信源のみが使用され、第２の
発信源は設けられていない。電子信号16は放射性溶液に
よって発信される発光と関連し、同電子信号16は既に説
明した二重エネルギー測定方法における方法と同様の方
法により、カメラ14にて検知される。前記単一のエンル
ギー測定方法においては、未修正の電子信号16は、ビデ
オモニタ50に画像データフレームとして表示される。従
来におけるコンピュータのソフトウエアを使用してコン
ピュータシステム34を使用すれば、患者12の監視部位、
例えば心室を包囲するように電子信号を出力して、使用
者は心室を表示することが可能となる。
エネルギー測定方法によって行われ得る。この方向によ
れば、第１アイソトープ発信源のみが使用され、第２の
発信源は設けられていない。電子信号16は放射性溶液に
よって発信される発光と関連し、同電子信号16は既に説
明した二重エネルギー測定方法における方法と同様の方
法により、カメラ14にて検知される。前記単一のエンル
ギー測定方法においては、未修正の電子信号16は、ビデ
オモニタ50に画像データフレームとして表示される。従
来におけるコンピュータのソフトウエアを使用してコン
ピュータシステム34を使用すれば、患者12の監視部位、
例えば心室を包囲するように電子信号を出力して、使用
者は心室を表示することが可能となる。
患者12の心臓系を放射性溶液が通過すると、第２図に
示すようなヒストグラムができる。このヒストグラムに
は心臓の鼓動に対応して複数のピークが現れる。
示すようなヒストグラムができる。このヒストグラムに
は心臓の鼓動に対応して複数のピークが現れる。
この後、使用者はこれら複数の鼓動のうちで、最初及
び最後の鼓動を代表的部分として選択する。ヒストグラ
ムにおいて複数の鼓動のうち、これら選択された部分
は、『リボフェイズ（livo phase）』とよばれ、患者が
前記したような肉体使用時における心臓監視システムの
分析について最も代表的なデータである。そして、使用
者は更に、リボフェイズのうちから１つの鼓動を選択
し、複合的（又は代表的）心臓画像データフレームは、
代表的鼓動が行われる間に蓄積された全ての電子信号16
を加算することにより発生される。
び最後の鼓動を代表的部分として選択する。ヒストグラ
ムにおいて複数の鼓動のうち、これら選択された部分
は、『リボフェイズ（livo phase）』とよばれ、患者が
前記したような肉体使用時における心臓監視システムの
分析について最も代表的なデータである。そして、使用
者は更に、リボフェイズのうちから１つの鼓動を選択
し、複合的（又は代表的）心臓画像データフレームは、
代表的鼓動が行われる間に蓄積された全ての電子信号16
を加算することにより発生される。
前記した動作の後に、閾値バックランド信号（thresh
old background signal）が使用者によって選択され、
閾値バックグランドに関するデータは代表的画像データ
フレ及びリボフェイズの画像データフレームから除去さ
れる。この後、動作除去のため複合エネルギーの処理方
法と同様な方法により、余計なノイズが除去される。一
旦、バックグランド及びノイズの修正が行われると、代
表的画像データフレーム及びリボフェイズの画像データ
フレームのために基準点が決定される。画像データフレ
ームを形成する電子信号16の特別な位置は、各画像デー
タフレームの中心を複合画像データフレームに移動させ
ることにより、位置が変更される。これら、位置変更さ
れたデータの値は、動作を修正するめの所望のビデオ信
号である。
old background signal）が使用者によって選択され、
閾値バックグランドに関するデータは代表的画像データ
フレ及びリボフェイズの画像データフレームから除去さ
れる。この後、動作除去のため複合エネルギーの処理方
法と同様な方法により、余計なノイズが除去される。一
旦、バックグランド及びノイズの修正が行われると、代
表的画像データフレーム及びリボフェイズの画像データ
フレームのために基準点が決定される。画像データフレ
ームを形成する電子信号16の特別な位置は、各画像デー
タフレームの中心を複合画像データフレームに移動させ
ることにより、位置が変更される。これら、位置変更さ
れたデータの値は、動作を修正するめの所望のビデオ信
号である。
本発明の別の態様においては、既に説明した負荷の大
きな運動と比較して負荷が小さい動作に関する患者の余
計な動作に関するデータを除去し得る。この方法は、例
えば患者12が運動用自転車を使用していたり、他の緩慢
な運動を行っている等の場合に採用される。この方法
は、前記したような技術により、激しい運動のために既
に修正さた患者データにおける次段のよりきめ細かな修
正として使用され得る。
きな運動と比較して負荷が小さい動作に関する患者の余
計な動作に関するデータを除去し得る。この方法は、例
えば患者12が運動用自転車を使用していたり、他の緩慢
な運動を行っている等の場合に採用される。この方法
は、前記したような技術により、激しい運動のために既
に修正さた患者データにおける次段のよりきめ細かな修
正として使用され得る。
この運動量の少ない動作に関するデータを除去する方
法論において、電子信号16は前述した方法と同様の方法
により発生され、かつ収拾される得る。また、バックグ
ランドノイズの除去は、前述した方法と同様の方法によ
り行われる。この修正の典型的方法は使用者が、選択し
た１つの代表的鼓動及び監視されている心臓系の表示さ
れた画像の外部にノイズが消える信号レベルを発生させ
る最終心弛緩画像を見ることにより、閾値の断片のカッ
トオフレベルを選択する。
法論において、電子信号16は前述した方法と同様の方法
により発生され、かつ収拾される得る。また、バックグ
ランドノイズの除去は、前述した方法と同様の方法によ
り行われる。この修正の典型的方法は使用者が、選択し
た１つの代表的鼓動及び監視されている心臓系の表示さ
れた画像の外部にノイズが消える信号レベルを発生させ
る最終心弛緩画像を見ることにより、閾値の断片のカッ
トオフレベルを選択する。
本実施例においては、画素データの数を20X20から80X
80に増加さるため、電子信号16の全ての画像データフレ
ームは周知の方法により書換えられ、この書換えられた
画素データの数はフレーム処理装置のCPU28のメモリユ
ニットに格納される。心臓の鼓動の表示における最終心
弛緩画像データ及び最終心収縮画像データを書換えるた
めに、閾値レベルが使用される。各代表サイクル画像デ
ータフレームは、リボフェイズにおける複数の鼓動から
出力される電子信号16を加算することにより発生される
統合電子信号より構成されるている。
80に増加さるため、電子信号16の全ての画像データフレ
ームは周知の方法により書換えられ、この書換えられた
画素データの数はフレーム処理装置のCPU28のメモリユ
ニットに格納される。心臓の鼓動の表示における最終心
弛緩画像データ及び最終心収縮画像データを書換えるた
めに、閾値レベルが使用される。各代表サイクル画像デ
ータフレームは、リボフェイズにおける複数の鼓動から
出力される電子信号16を加算することにより発生される
統合電子信号より構成されるている。
使用者は、ノイズ及びバックグランドの修正の後に、
各画像データフレームの境界線における最終心弛緩及び
最終心収縮のマスク特性をビデオモニタ50上に発生させ
ることが可能になる。さらに、使用者は最終心弛緩及び
最終心収縮のマスクを結合させることにより、複合マス
クを創造する。使用者はコンピュータ34を使用し、複合
マスク外において電子信号16の全てのデータ値をゼロに
することにより、複合マスクをリボフェーズの全画像デ
ータフレームに適用する。そして、電子信号16において
このようにマスクされた画像データフレームの画素の値
は20x20に再度書換えられ、この20x20の画像データフレ
ームのための基準点が算出される。
各画像データフレームの境界線における最終心弛緩及び
最終心収縮のマスク特性をビデオモニタ50上に発生させ
ることが可能になる。さらに、使用者は最終心弛緩及び
最終心収縮のマスクを結合させることにより、複合マス
クを創造する。使用者はコンピュータ34を使用し、複合
マスク外において電子信号16の全てのデータ値をゼロに
することにより、複合マスクをリボフェーズの全画像デ
ータフレームに適用する。そして、電子信号16において
このようにマスクされた画像データフレームの画素の値
は20x20に再度書換えられ、この20x20の画像データフレ
ームのための基準点が算出される。
複合マスクは、加算された複数の鼓動の特徴的な小時
間により作り上げられた代表的或いは複合画像データフ
レームに適用される。この工程の後に、複数の代表的画
像データフレームの画素の値が20x20に再度書換えられ
る。前記電子信号16の各画像データフレームの基準点
は、対応して連携（鼓動と同一の相において）する代表
的画像データフレームの基準点に移動される。この基準
点の移動にて所望の動作修正が行われ、ビデオ信号（電
子信号16の作動修正形式）が得られる。従って、最終心
弛緩画像データフレームを生成する複数の電子信号16の
基準点は、代表的画像データフレームの最終心弛緩の基
準点に移行される。この機能性は、複数の鼓動の互いに
関連する相のために容易に得られる。
間により作り上げられた代表的或いは複合画像データフ
レームに適用される。この工程の後に、複数の代表的画
像データフレームの画素の値が20x20に再度書換えられ
る。前記電子信号16の各画像データフレームの基準点
は、対応して連携（鼓動と同一の相において）する代表
的画像データフレームの基準点に移動される。この基準
点の移動にて所望の動作修正が行われ、ビデオ信号（電
子信号16の作動修正形式）が得られる。従って、最終心
弛緩画像データフレームを生成する複数の電子信号16の
基準点は、代表的画像データフレームの最終心弛緩の基
準点に移行される。この機能性は、複数の鼓動の互いに
関連する相のために容易に得られる。
第２図及び第３図は、動作修正の実行前と実行後を示
すグラフである。データ品質の改良を示す主なものは、
複数の鼓動における最小部の線の流れが円滑になってい
る。また、図面において、最上部では動作修正の長所を
示すものではない。これらの図面に関するデータは添付
書類において詳しく述べられている。
すグラフである。データ品質の改良を示す主なものは、
複数の鼓動における最小部の線の流れが円滑になってい
る。また、図面において、最上部では動作修正の長所を
示すものではない。これらの図面に関するデータは添付
書類において詳しく述べられている。
上述した発明の他の形式において、患者の体の動きを
補正する方法は、最初の通過放射性核種の血管像映法よ
り他の、例えばゲート付き平衡放射性核種血管像映法あ
るいは心筋還流像映法（例えば本件で引用される米国特
許第4,585,008号に開示された方法及び装置参照）を遂
行する場合に導入される人為構造を除去するように拡張
することもできる。
補正する方法は、最初の通過放射性核種の血管像映法よ
り他の、例えばゲート付き平衡放射性核種血管像映法あ
るいは心筋還流像映法（例えば本件で引用される米国特
許第4,585,008号に開示された方法及び装置参照）を遂
行する場合に導入される人為構造を除去するように拡張
することもできる。
このような方法では、自発的にあるいは不随意に、患
者の咳等により動かされる患者の体内で、動的な流体流
（例えば液体又は気体）の画像データフレームを発生さ
せるのに使用できる。流体流の特性についてのデータ
は、患者の体内の放射性流体からのみならず、Ｘ線を吸
収する対照媒体（例えばバリウム含有物質）を患者に注
入したり、患者にガンマ線や微粒子（中性子，プロト
ン，ポジトロン等）を通過させたりする他の在来のＸ線
撮影法からも得られる。Ｘ線，ガンマ線あるいは微粒子
の供給源は容易に利用でき、第１図に示すシステムに付
加することができる。そのようなシステムの一例が本件
にて参照した米国特許第4,483,342号に述べられてい
る。これらの放射線は適当な検出器、例えば、ソリッド
ステイト検出器や核微粒子検出器などによって一般的に
感知される。電子信号16が検出器によって生成される
と、データ解析及び患者の動き除去についての本発明の
有利な方法を上述したように適用できる。
者の咳等により動かされる患者の体内で、動的な流体流
（例えば液体又は気体）の画像データフレームを発生さ
せるのに使用できる。流体流の特性についてのデータ
は、患者の体内の放射性流体からのみならず、Ｘ線を吸
収する対照媒体（例えばバリウム含有物質）を患者に注
入したり、患者にガンマ線や微粒子（中性子，プロト
ン，ポジトロン等）を通過させたりする他の在来のＸ線
撮影法からも得られる。Ｘ線，ガンマ線あるいは微粒子
の供給源は容易に利用でき、第１図に示すシステムに付
加することができる。そのようなシステムの一例が本件
にて参照した米国特許第4,483,342号に述べられてい
る。これらの放射線は適当な検出器、例えば、ソリッド
ステイト検出器や核微粒子検出器などによって一般的に
感知される。電子信号16が検出器によって生成される
と、データ解析及び患者の動き除去についての本発明の
有利な方法を上述したように適用できる。
以上詳述したように、この発明は、人間の心臓系内の
血液流の診断用映像に患者の運動動作が及ぼす影響を補
正することのでき、かつ患者の心臓系を流れる放射性色
素の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くこと
ができる。
血液流の診断用映像に患者の運動動作が及ぼす影響を補
正することのでき、かつ患者の心臓系を流れる放射性色
素の動的映像から患者の運動動作の影響を取り除くこと
ができる。
第１図は放射性核種の血管像映法システムの機能的ブロ
ック図である。 第２図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正以前のグラフを示
す。 第３図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正後のグラフを示
す。 注入手段……20、検出手段としてのカメラ……14,24、
生成手段……28、処理手段……34。
ック図である。 第２図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正以前のグラフを示
す。 第３図は指定されたリボ相における複数の心臓の鼓動に
ついての電子信号の大きさの動き補正後のグラフを示
す。 注入手段……20、検出手段としてのカメラ……14,24、
生成手段……28、処理手段……34。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 レイモンド ピー グレニア アメリカ合衆国 53220 ウイスコンシ ン州 ミルウォーキー ウェスト ウォ ーターフォード アベニュー 7309 (56)参考文献 特開 昭57−39369（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−132678（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01T 1/164 A61B 10/00
Claims (2)
- 【請求項１】体内に放射性流体が注入された患者の運動
時における血液流を一連の動的映像に映し出す心臓検査
システムにおける動作修正装置において、 患者が運動している状態にて、前記放射性流体から放出
された放射線を患者の体内の選択された領域から検出す
るための手段と、 前記検出された放射線に基づき電子信号を生成するため
の手段と、 前記検出された放射線に基づく電子信号から、複数の時
分割された画像データ・フレームを生成するための手段
と、 前記画像データ・フレームについて監視部位を選択し
て、複数の心拍周期における画像データ・フレームのヒ
ストグラムを生成するとともに、リボフェーズの境界を
マーキングするために前記心拍周期の最初と最後の周期
を選択するための手段と、 前記リボフェーズにおいて心拍周期の代表的な一つを選
択するとともに同代表的な心拍周期の電子信号の全てを
加算することによって複合心臓画像データ・フレームを
生成するための手段と、 前記複合画像データ・フレームの基準点と、前記リボフ
ェーズにおける複数の心拍周期にわたって、電子信号の
画像データ・フレームの各々における基準点とを決定す
るための手段と、 前記画像データ・フレームにおける電子信号の基準点を
前記複合画像データ・フレームの基準点に移動させるこ
とによって前記複数の心拍周期の画像データ・フレーム
の各々の内部における電子信号の空間位置を再配置させ
るための手段とを含む装置。 - 【請求項２】体内に放射性染料が注入された患者の動作
時における血液流を一連の動的映像に映し出す心臓検査
システムにおける動作修正装置であって、 患者の運動中に、患者の体内を循環する放射性染料が放
出する放射線を選択された空間領域から検出するための
手段と、 前記検出された放射線から電子信号を生成するための手
段と、前記電子信号は、前記患者の体内の選択された空
間領域を循環する放射性染料の量に関連する、完全な心
拍周期の時分割された部分を表す複数の時分割された画
像データ・フレームを含むことと、 前記電子信号を処理して、患者の動作にほとんど影響を
受けない前記血管造影の画像に特徴的な映像信号を生成
する処理手段と、前記電子信号を処理するための手段
は、 （ａ）複数の連続した心拍周期の間に、前記放射性染料
の患者の体内を流れる量の経時的変化に関連して前記複
数の画像データ・フレーム中に複数の電子信号を含むリ
ボフェーズを選択することと、 （ｂ）前記選択されたリボフェーズにおいて前記複数の
心拍周期からの前記電子信号を加算することによって統
合された電子信号を生成することと、 （ｃ）前記統合電子信号に対する閾値データレベルを選
択することと、 （ｄ）閾値データレベルを前記統合電子信号に適用し
て、選択された心収縮画像と、選択された心弛緩画像と
に対するマスク境界を作製することと、 （ｅ）前記選択された心収縮マスク境界と心弛緩マスク
境界とを結合させることにより複合マスク境界を生成す
ることと、 （ｆ）前記複合マスク境界を、前記統合電子信号と、前
記電子信号の前記複数のリボフェーズ画像データ・フレ
ームの各々とに適用することと、 （ｇ）前記画像データ・フレームにおける統合電子信号
と、前記複数の心拍周期のそれぞれの画像データ・フレ
ームの各々におけるリボフェーズ電子信号との面積基準
点を計算することと、 （ｈ）前記リボフェーズ電子信号と、前記統合電子信号
とを分割して、完全な心拍周期の一部分を示す血管造影
の画像データ・フレームとすることと、 （ｉ）前記データ・フレームの各々の前記電子信号の基
準点を前記統合電子信号の前記画像データ・フレームの
基準点へ移動させることによって、前記画像データ・フ
レーム内のリボフェーズ電子信号の空間的な位置を変更
して映像信号を生成することと、前記再配置は前記心拍
周期の相の各々の内部においてそれぞれの画像データ・
フレームに対応して行われることとを備えることと、 を含む装置。
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|---|---|---|---|
| US409,249 | 1989-09-19 | ||
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|---|---|
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| US (1) | US5103823A (ja) |
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| JP (1) | JP3081881B2 (ja) |
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-
1989
- 1989-09-19 US US07/409,249 patent/US5103823A/en not_active Expired - Lifetime
-
1990
- 1990-09-19 JP JP02251627A patent/JP3081881B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1990-09-19 EP EP19900118059 patent/EP0418878A3/en not_active Withdrawn
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