JPH0430786B2 - - Google Patents
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- JPH0430786B2 JPH0430786B2 JP58214959A JP21495983A JPH0430786B2 JP H0430786 B2 JPH0430786 B2 JP H0430786B2 JP 58214959 A JP58214959 A JP 58214959A JP 21495983 A JP21495983 A JP 21495983A JP H0430786 B2 JPH0430786 B2 JP H0430786B2
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、Ｘ線診断装置に係り、特に造影剤の
混入した血管系と他の部分とを明確に判別し、血
管像を強調して表示することのできるＸ線診断装
置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Technical Field of the Invention] The present invention relates to an X-ray diagnostic device, and particularly to an X-ray diagnostic device that clearly distinguishes between a vascular system contaminated with a contrast agent and other parts, and displays an emphasized image of a blood vessel. The present invention relates to an X-ray diagnostic device that can perform
従来、Ｘ線診断装置においてＸ線画像のコント
ラストを高める目的で造影剤を被写体内に注入す
ることが行なわれている。
2. Description of the Related Art Conventionally, in an X-ray diagnostic apparatus, a contrast agent has been injected into a subject for the purpose of increasing the contrast of an X-ray image.
しかしながら、造影剤は専らその注入部分と注
入されない部分とのコントラストを高めるために
のみ用いられており、被写体内における造影剤濃
度の時間的変化による情報は見逃されたり若しく
は積極的に画像情報に取り入れられていなかつ
た。 However, contrast media are used exclusively to increase the contrast between the injected area and the non-injected area, and information from temporal changes in contrast agent concentration within the subject is either overlooked or actively incorporated into image information. It wasn't.
本発明は、前記事情に鑑みてなされたものであ
り、被写体内に注入された造影剤の濃度の時間的
変化を検出することにより血管系とそれ以外の部
分とを明確に識別し、血管像を強調してモニタ画
面に表示し得るＸ線診断装置の提供を目的とする
ものである。
The present invention has been made in view of the above-mentioned circumstances, and by detecting temporal changes in the concentration of a contrast medium injected into a subject, the vascular system and other parts can be clearly distinguished, and blood vessel images can be obtained. The object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus that can display on a monitor screen in an emphasized manner.
上記目的を達成するため、本発明に係るＸ線診
断装置は、被写体を透過して得られたＸ線像を電
気信号に変換してマスク像を得、経時的に得られ
るデータとマスク像とのサブトラクシヨン処理を
行なつて経時的に得られるサブトラクシヨンデー
タを画像表示するＸ線診断装置において、前記サ
ブトラクシヨンデータを入力とし、このサブトラ
クシヨンデータを構成する各構成単位ごとに所定
値と比較して判別信号を出力する判別部と、この
判別部の出力に基づいてその構成単位に対応する
サブトラクシヨンデータにのみゲートを開いて表
示部に送出するゲート手段とを設けたことを特徴
とするものである。
In order to achieve the above object, an X-ray diagnostic apparatus according to the present invention converts an X-ray image obtained by passing through a subject into an electrical signal to obtain a mask image, and combines the data obtained over time and the mask image. In an X-ray diagnostic apparatus that performs subtraction processing and displays images of subtraction data obtained over time, the subtraction data is input, and each constituent unit that makes up this subtraction data is A discriminating section that compares it with a predetermined value and outputs a discriminating signal, and a gate means that opens a gate only for subtraction data corresponding to the constituent unit based on the output of the discriminating section and sends it to a display section. It is characterized by this.
まず、本発明の原理を第１図乃至第６図を参照
して説明する。
First, the principle of the present invention will be explained with reference to FIGS. 1 to 6.
第１図は造影剤を混入した血管を表わす説明図
であり、同図においてＡ点は血管上の一点、Ｂ点
はその近傍の造影剤を含まない部分の一点を示し
ている。 FIG. 1 is an explanatory diagram showing a blood vessel mixed with a contrast medium. In the figure, point A indicates a point on the blood vessel, and point B indicates a point in the vicinity of the blood vessel that does not contain the contrast medium.
Ｘ線検出器により検出される被写体の画像情報
のうちＡ点、Ｂ点のエネルギーIA（ｔ）、IB（ｔ）
は(1)、(2)式で与えられる。 Energy I A (t), I B (t) at point A and point B of the image information of the subject detected by the X-ray detector
is given by equations (1) and (2).
IA（ｔ）＝I0
〓i
exp（−μiχi・exp（−μ〓（ｔ）・x〓）
±NA ……(1)
IB（ｔ）＝I0
〓i
exp（−xI・χj）±NB（const）
……(2)
ここに、μi，μjは呼吸係数、μ〓（ｔ）は造形剤
の混入された血管の吸収係数、χi，χj，χ〓は構成
物質の厚さ、NA，NBはノイズ分、I0は被写体入
射フオトンエネルギーである。 I A (t)=I 0 〓 i exp(−μiχi・exp(−μ〓(t)・x〓)
±N A ……(1) I B (t)=I 0 〓 i exp(−x I・χ j )±N B (const)
...(2) Here, μi, μj are the respiration coefficients, μ〓(t) is the absorption coefficient of the blood vessel mixed with the shaping agent, χi, χj, χ〓 are the thicknesses of the constituent materials, N A , N B is the noise component, and I 0 is the photon energy incident on the subject.
次に、造影剤混入前の画像データを任意枚数加
算平均してマスク像とし、このマスク像と造影剤
混入後の多数の画像データとの間で順次サブトラ
クシヨン処理を行なうと、Ａ点、Ｂ点の信号の濃
度変化の曲線CA（ｔ），CB（ｔ）は(3)、(4)式で表わ
される。 Next, a mask image is created by adding and averaging an arbitrary number of image data before the contrast agent is mixed in, and subtraction processing is performed sequentially between this mask image and a large number of image data after the contrast agent is mixed. Curves C A (t) and C B (t) of the change in concentration of the signal at point B are expressed by equations (3) and (4).
CA（ｔ）＝１−exp（−μ〓（ｔ）・χ）±NA……(3)
CB（ｔ）＝０±NB ……(4)
上記CA（ｔ）は第４図に示すグラフの実線に、
またCB（ｔ）は第５図に示すグラフの実線にそれ
ぞれ対応するものである。 C A (t)=1−exp(−μ〓(t)・χ)±N A ……(3) C B (t)=0±N B ……(4) The above C A (t) is the The solid line in the graph shown in Figure 4 is
Further, C B (t) corresponds to the solid lines in the graph shown in FIG.
ここで、時間ｔが寄与する造影剤の濃度変化の
曲線Ｃ（ｔ）は(5)式で表わされる。 Here, the curve C(t) of the contrast agent concentration change to which time t contributes is expressed by equation (5).
Ｃ（ｔ）＝１−exp（−μ〓（ｔ）・χ） ……(5) 上記Ｃ（ｔ）は第４図の破線に対応する。 C(t)=1−exp(−μ〓(t)・χ)……(5) The above C(t) corresponds to the broken line in FIG.
したがつて、(5)式を造影剤の濃度情報の判別要
件として、血管系と血管以外の部分（以下「雑
音」ともいう）とに識別することが可能となる。 Therefore, using equation (5) as a criterion for determining contrast medium concentration information, it becomes possible to distinguish between the vascular system and parts other than blood vessels (hereinafter also referred to as "noise").
このような原理によりＡ点、Ｂ点の濃度を加算
平均した曲線を第６図に示す。 FIG. 6 shows a curve obtained by adding and averaging the densities at points A and B based on this principle.
次に、前記原理を実現するための本発明装置の
実施例を第７図を参照して詳述する。 Next, an embodiment of the apparatus of the present invention for realizing the above principle will be described in detail with reference to FIG.
同図において、１はＸ線発生器、２はＸ線検出
器、イメージインテシフアイア、撮像管等からな
るデータ収集部、Ｍは被写体である。 In the figure, 1 is an X-ray generator, 2 is a data collection unit consisting of an X-ray detector, an image intensifier, an imaging tube, etc., and M is a subject.
データ収集部２の出力はアナログ・デイジイタ
ル変換器（以下「Ａ／Ｄ変換器」という）３によ
りデイジタル信号に変換され、フレームメモリ４
に記憶されるようになつている。フレームメモリ
４の一方の出力とマスクメモリ５の一方の出力と
がマスク像処理部の加算器６に入力され、加算器
６の出力がマスクメモリ５に入力されるようにな
つている。 The output of the data acquisition unit 2 is converted into a digital signal by an analog-to-digital converter (hereinafter referred to as "A/D converter") 3, and is stored in a frame memory 4.
It is becoming more and more remembered. One output of the frame memory 4 and one output of the mask memory 5 are input to an adder 6 of the mask image processing section, and the output of the adder 6 is input to the mask memory 5.
任意指定枚数加算後、スイツチSWが開きマス
クメモリ５の他方の出力は除算器７を介して符号
反転して加算器８に入力され、この入力と前記フ
レームメモリ４の他方の出力とが加算器８により
減算処理（以下「サブトラクシヨン処理」ともい
う）される。加算器８の出力と判別部２０を構成
するバツフアメモリ９の一方の出力とが加算器１
０により加算され、加算器１０の出力はバツフア
メモリ９に帰還されるようになつている。 After adding the arbitrarily specified number of frames, the switch SW opens and the other output of the mask memory 5 is inputted to the adder 8 with its sign inverted via the divider 7, and this input and the other output of the frame memory 4 are input to the adder 8. 8, subtraction processing (hereinafter also referred to as "subtraction processing") is performed. The output of the adder 8 and one output of the buffer memory 9 constituting the discriminator 20 are connected to the adder 1.
The output of the adder 10 is fed back to the buffer memory 9.
バツフアメモリ９の他方の出力は、除算器１１
を介して閾値処理部１２に入力され、その閾値処
理部１２の一方の出力は遅延回路を経て第１のフ
ラグメモリ１３に入力されている。 The other output of the buffer memory 9 is sent to the divider 11
One output of the threshold processing section 12 is inputted to the first flag memory 13 via a delay circuit.
第１のフラグメモリ１３の出力と前記閾値処理
部１２の他方の出力はそれぞれ排他的オアゲート
１４に入力され、その排他的オアゲート１４の出
力と、第２のフラグメモリ１６の一方の出力とが
オアゲート１５に入力されている。 The output of the first flag memory 13 and the other output of the threshold processing unit 12 are input to an exclusive OR gate 14, and the output of the exclusive OR gate 14 and one output of the second flag memory 16 are input to the OR gate. 15 is input.
オアゲート１５の出力は第２のフラグムメモリ
１６に帰還され、第２のフラグメモリ１６の他方
の出力は判別部２０の出力としてゲート手段１７
に入力されている。 The output of the OR gate 15 is fed back to the second flag memory 16, and the other output of the second flag memory 16 is sent to the gate means 17 as the output of the discriminator 20.
has been entered.
ゲート手段１７の他方の入力として、前記減算
器８の出力が導入されている。 The output of the subtracter 8 is introduced as the other input of the gate means 17.
ゲート手段１７の出力は画像の表示部１８に入
力されている。 The output of the gate means 17 is input to an image display section 18.
次に上記構成からなる装置の動作を詳述する。 Next, the operation of the apparatus having the above configuration will be described in detail.
造影剤混入前の被写体ＭにＸ線発生器１からＸ
線を曝射し、データ収集部２により被写体Ｍの画
像データを電気信号に変換し、さらにＡ／Ｄ変換
器３によりデイジタル信号に変換してフレームメ
モリ４に蓄える。さらに、このフレームメモリ４
から任意に選択した造影剤混入前の画像データを
マスクメモリ５に転送し、加算器６及び除算器７
を介してｍ枚の加算平均をとつたものをマスク像
とする。 X-ray from X-ray generator 1 to subject M before contrast agent is mixed
The data collection unit 2 converts the image data of the subject M into an electrical signal, and the A/D converter 3 converts it into a digital signal and stores it in the frame memory 4. Furthermore, this frame memory 4
The image data before contrast agent mixing arbitrarily selected from
The mask image is obtained by averaging the m images.
次に、被写体Ｍに造影剤を混入し、既述した処
理によりフレームメモリ４に造影剤混入後の画像
データを蓄える。 Next, a contrast agent is mixed into the subject M, and the image data after the contrast agent is mixed is stored in the frame memory 4 through the processing described above.
そして、符号反転された前記マスク像とフレー
ムメモリ４に蓄えられた画像データとを加算器８
により順次サブトラクシヨン処理する。この操作
をある所定時間繰り返し、ｎフレームのサブトラ
クシヨン像を得る。 Then, the sign-inverted mask image and the image data stored in the frame memory 4 are added to an adder 8.
The subtraction process is performed sequentially. This operation is repeated for a certain predetermined period of time to obtain subtraction images of n frames.
このサブトラクシヨン像のうち、第１フレーム
の内容をバツフアメモリ９に記憶し、第２フレー
ム以降順次バツフアメモリ９との間で加算器１０
による加算処理を行ない、その結果をバツフアメ
モリ９に帰還する。 The contents of the first frame of this subtraction image are stored in the buffer memory 9, and the adder 10
The addition process is performed by the buffer memory 9, and the result is fed back to the buffer memory 9.
一方、バツフアメモリ９の一画素毎について、
除算器１１により加算平均を取り、閾値処理部１
２へ入力する。 On the other hand, for each pixel of the buffer memory 9,
The divider 11 calculates the average value, and the threshold processing unit 1
Enter into 2.
閾値処理部１２では、除算器１１の出力と、第
６図に示すように任意に設定したスレシヨルドレ
ベルＴとの間で比較演算を行ない、除算器１１の
出力がスレシヨルドレベルＴを超えていた場合に
“１”、それ以下の場合に“０”を出力する。 The threshold processing unit 12 performs a comparison operation between the output of the divider 11 and an arbitrarily set threshold level T as shown in FIG. Outputs “1” if it exceeds the limit, and outputs “0” if it falls below it.
閾値処理部１２の出力は遅延回路を介して、第
１のフラグメモリ１３に転送され、第１のフラグ
メモリ１３の内容を更新する。 The output of the threshold processing unit 12 is transferred to the first flag memory 13 via a delay circuit, and the contents of the first flag memory 13 are updated.
そして、フラグメモリ１３の出力と閾値処理部
１２の出力とは排他的オアゲート１４に入力さ
れ、フラグの変化（“１”→“０”、“０”→
“１”）を検出する。 Then, the output of the flag memory 13 and the output of the threshold processing unit 12 are input to the exclusive OR gate 14, and the changes in the flag (“1”→“0”, “0”→
“1”) is detected.
このようにして、排他的オアゲート１４により
フラグの変化を検出し、その出力をオアゲート１
５に入力する。 In this way, the exclusive OR gate 14 detects a change in the flag, and the output is sent to the OR gate 1.
Enter 5.
オアゲート１５には、第２のフラグメモリ１６
の一方の出力が入力され、フラグの変化が起きた
画素がオアゲート１５により検出されて、その結
果が第２のフラグムメモリ１６に帰還される。 The OR gate 15 includes a second flag memory 16
The OR gate 15 detects the pixel in which the flag has changed, and the result is fed back to the second flag memory 16.
ここで、第２のフラグメモリ１６の内容は、第
１図に示す演算処理前の画像に対し、第２図に示
すような濃度変化の検出ができなかつた部分にマ
スクをかけたような状態となる。 Here, the contents of the second flag memory 16 are in a state in which parts of the image before the arithmetic processing shown in FIG. 1 are masked, as shown in FIG. 2, where the density change could not be detected. becomes.
このフラグメモリ１６の出力と前記サブトラク
シヨン処理した画像とがゲート手段１７に導か
れ、フラグムメモリ１６の出力が１のときのみサ
ブトラクシヨン像がゲート手段１７から出力され
る。 The output of the flag memory 16 and the subtraction-processed image are led to the gate means 17, and the subtraction image is output from the gate means 17 only when the output of the flag memory 16 is 1.
したがつて、表示部１８の画面には、第１図に
示す演算処理前の画像と第２図に示す演算処理後
の画像とを重ね合わせた画像が表示されることに
なり、第３図に示すように造影剤が混入された血
管が強調された明確な画像を得ることができる。 Therefore, on the screen of the display unit 18, an image obtained by superimposing the image before the calculation process shown in FIG. 1 and the image after the calculation process shown in FIG. 2 will be displayed, and the image shown in FIG. As shown in Figure 2, it is possible to obtain a clear image in which the blood vessels mixed with the contrast agent are highlighted.
尚、上述したように判別部２０のバツフアメモ
リ９、加算器１０及び除算器１１により、サブト
ラクシヨン処理した画像データから濃度の時間変
化を加算平均し、一画素毎の濃度情報を表わす手
段を構成している。 As described above, the buffer memory 9, the adder 10, and the divider 11 of the discriminator 20 constitute a means for adding and averaging the temporal changes in density from the subtraction-processed image data and representing density information for each pixel. are doing.
また、閾値処理部１２、第１のフラグメモリ１
３及び排他的オアゲート１４により、サブトラク
シヨン処理した画像から抽出した濃度情報に対し
雑音を取り除くとともに濃度の時間変化を表わす
手段を構成している。 In addition, a threshold processing unit 12, a first flag memory 1
3 and the exclusive OR gate 14 constitute a means for removing noise from the density information extracted from the subtraction-processed image and representing a change in density over time.
閾値処理部１２のスレシヨルドレベルＴの設定
方法は、医師側が任意に設定する方法と、濃度情
報の積分値の最大値を基準として何パーセントと
設定する方法とが考えられる。 The threshold level T of the threshold processing unit 12 can be set arbitrarily by the doctor, or set as a percentage based on the maximum value of the integrated value of the concentration information.
第８図は本発明の他の実施例を示すブロツク図
であり、第７図に示す実施例と同一のものについ
ては同一の符号を付す。 FIG. 8 is a block diagram showing another embodiment of the present invention, and the same parts as in the embodiment shown in FIG. 7 are given the same reference numerals.
第８図に示す装置と第７図に示す装置との相違
点は、加算器８によるサブトラクシヨン処理画像
を直接ゲート手段１７に入力するのではなく、ｎ
フレーム加算平均後の除算器１１の出力の内容を
ゲート手段１７に入力するようにしたことにあ
る。 The difference between the apparatus shown in FIG. 8 and the apparatus shown in FIG.
The content of the output of the divider 11 after frame addition and averaging is input to the gate means 17.
上記構成の第８図に示す装置によれば、バツフ
アメモリ９に蓄えられたサブトラクシヨン像を積
分した画像がフラグメモリ１６の出力に対応して
ゲート手段１７から出力され表示部１８に表示さ
れることになり、第７図に示す装置に比較し、造
影剤が混入された血管をより強調したモニタ画像
を得ることができる。 According to the apparatus shown in FIG. 8 having the above configuration, an image obtained by integrating the subtraction images stored in the buffer memory 9 is outputted from the gate means 17 in response to the output of the flag memory 16 and displayed on the display section 18. Therefore, compared to the apparatus shown in FIG. 7, it is possible to obtain a monitor image in which blood vessels mixed with a contrast agent are more emphasized.
本発明は上記実施例に限定されることはなく、
その要旨の範囲内で種々の変形が可能であること
は言うまでもない。 The present invention is not limited to the above embodiments,
It goes without saying that various modifications are possible within the scope of the gist.
以上述べたように、本発明によれば、サブトラ
クシヨンデータの内の最大の関心領域、つまり、
造影剤が混入している血管像を、その他のノイズ
成分を含んだデータから分離して表示することが
できるので、その結果、造影血管像を強調して表
示することのできるＸ線診断装置を提供すること
ができる。
As described above, according to the present invention, the largest region of interest in subtraction data, that is,
It is possible to separate and display blood vessel images containing contrast media from data containing other noise components, and as a result, an X-ray diagnostic device that can emphasize and display contrast blood vessel images can be used. can be provided.
第１図は造影剤を混入した血管像を表わす説明
図、第２図は第１図に示す血管像に演算処理を施
したフラグメモリの内容を表わす説明図で、血管
以外の部分は斜線を付して示す、第３図は第１
図、第２図を重ね合わせた状態を示す説明図、第
４図乃至第６図は一画素の時間方向についての濃
度を示すグラフで、破線は理論値、実線は実際の
値をそれぞれ示し、特に第４図は造影剤の濃度情
報を、第５図は雑音の濃度情報を、第６図は血管
系、雑音系の時間積分値及びスレシヨルドレベル
をそれぞれ示す、第７図は本発明の一実施例を示
すブロツク図、第８図は本発明の他の実施例を示
すブロツク図である。
１……Ｘ線発生器、２……データ収集部、１７
……ゲート手段、１８……表示部、２０判別部。
Fig. 1 is an explanatory diagram showing a blood vessel image mixed with a contrast medium, and Fig. 2 is an explanatory diagram showing the contents of a flag memory obtained by performing calculation processing on the blood vessel image shown in Fig. 1. Areas other than blood vessels are indicated by diagonal lines. Figure 3 is attached to Figure 1.
4 to 6 are graphs showing the density of one pixel in the time direction, where the broken line shows the theoretical value and the solid line shows the actual value, respectively. In particular, Fig. 4 shows the contrast medium concentration information, Fig. 5 shows the noise density information, Fig. 6 shows the time integral values and threshold levels of the vascular system and the noise system, and Fig. 7 shows the present invention. FIG. 8 is a block diagram showing another embodiment of the present invention. 1...X-ray generator, 2...Data collection unit, 17
. . . gate means, 18 . . . display section, 20 discrimination section.
Claims (1)
に変換してマスク像を得、経時的に得られるデー
タとマスク像とのサブトラクシヨン処理を行なつ
て経時的に得られるサブトラクシヨンデータを画
像表示するＸ線診断装置において、前記サブトラ
クシヨンデータを入力とし、このサブトラクシヨ
ンデータを構成する各構成単位ごとに所定値と比
較して判別信号を出力する判別部と、この判別部
の出力に基づいてその構成単位に対応するサブト
ラクシヨンデータにのみゲートを開いて表示部に
送出するゲート手段とを設けたことを特徴とする
Ｘ線診断装置。 ２ 前記判別部は、サブトラクシヨンデータから
濃度の時間変化を加算平均し一画素毎の濃度情報
を表わす手段を備えたことを特徴とする特許請求
の範囲第１項に記載のＸ線診断装置。 ３ 前記判別部は、サブトラクシヨンデータから
抽出した濃度情報に対し、雑音を除去するととも
に濃度情報の時間変化を表わす手段とを備えたこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載のＸ
線診断装置。[Scope of Claims] 1. A mask image is obtained by converting an X-ray image obtained by passing through an object into an electrical signal, and subtraction processing is performed on the data obtained over time and the mask image. In an X-ray diagnostic apparatus that displays images of subtraction data obtained from the above, the subtraction data is input, and each constituent unit that makes up the subtraction data is compared with a predetermined value and a discrimination signal is output. 1. An X-ray diagnostic apparatus comprising: a discriminating section for determining subtraction data; and a gate means for opening a gate only for subtraction data corresponding to the constituent unit based on the output of the discriminating section and transmitting it to a display section. 2. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the discrimination unit includes means for adding and averaging temporal changes in density from subtraction data to represent density information for each pixel. . 3. The determination unit according to claim 1, wherein the determination unit includes means for removing noise from the concentration information extracted from the subtraction data and representing a temporal change in the concentration information. X
Line diagnostic equipment.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58214959A JPS60108034A (en) | 1983-11-17 | 1983-11-17 | X-ray diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58214959A JPS60108034A (en) | 1983-11-17 | 1983-11-17 | X-ray diagnostic apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60108034A JPS60108034A (en) | 1985-06-13 |
| JPH0430786B2 true JPH0430786B2 (en) | 1992-05-22 |
Family
ID=16664395
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58214959A Granted JPS60108034A (en) | 1983-11-17 | 1983-11-17 | X-ray diagnostic apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60108034A (en) |
Cited By (3)
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| JPS60108034A (en) | 1985-06-13 |
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