JPH0562315B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は心臓放射性核種描画法に関するもの
で、とりわけデイスクサブシステムを使用した実
時間心臓データ取得法に関するものである。

核薬品は慣例的に内部運動が少ない器官の検査
に限つて用いられていたが、今日では、技術の進
歩に伴つて、心臓機能に関するデータの収集が普
通に行われるようになつた。それでもなお、患者
の心臓の不規則性（核検査期間中の如く患者が比
較的不動の場合にさえ）により、信頼性のある心
臓データの実時間取得は困難である。

従来行われている比較的不動な身体部の核描画
法に於ては、情報が比較的遅い速度で蓄積するの
で診断に必須な量のデータが収集されるまで検査
を続ければよい。しかし、周期的運動をする器官
を検査する際には、その器官の動作の各サイクル
を有限数のセグメントに分離し更に複数のデータ
サイクルからの互いに相当するセグメントを加算
した時に（典型的にはデイジタルコンピユータで
行われる）、複合サイクルの各セグメントが器官
の動作を再生するに十分なデータを有する様にし
なければならない。

心臓描画に於ては、心臓周期を典型的には例え
ば16の等時間間隔に分割すると同時に、上記間隔
の各々を表わすデータを１イメージメモリ中の数
ケ所の選択位置へ向かわせこのデータを次の視覚
的調査及び分析の為に書式化する。従来の心臓検
査に於る目標は心臓の様々の相を再構成するのに
十分なデータを獲得する事であり、その為には規
則的心臓周期に寄与するデータのみを包含する事
が要求される。しかし、ある１人の患者の心臓周
期の長さは、休息時に於てさえ、その患者の異常
例えば不整脈等によつて変化する。従つて、ある
一定の検査に於る全心臓鼓動が同一数の等距離間
隔にはならないので、データ収集に問題が生じ
る。代表例としては、例えば心電図（ECG）で
検出される心臓サイクルの始まりは、データ取得
サイクルを開始する引金とされる。従つて、もし
心臓が不規則な間隔で鼓動していれば、一連の周
期のうちの多くのその様な不規則な間隔から得ら
れるデータを加算する事により形成される複合イ
メージは誤まりだらけとなろう。全データのうち
のいくつかは、装置が前サイクルを完了してない
のにデータ収集サイクルを再開始する結果として
失敗することになるであろう。又他のデータのう
ちには、最終結果に包含されてはいるが同期操作
を受けていない為最終結果に一層の誤りを加える
事になるものもあるであろう。

放射性核種心臓描画には２つの既知の方法があ
る。第１の方法は心臓周期を前もつて選択してお
いた数の等距離間隔に分節し各周期の始まりにデ
ータ取得を開始する方法である。この方法に関す
る問題点は、上述指摘した様に、もし患者の心臓
が周期中に時ならず鼓動したならば、最初の間隔
計算が正常心拍数に基づいている為その周期中の
各間隔で収集されるデータは本当の心臓データと
位相を異にするであろう。その周期が短縮された
心拍を表わしている事を装置が認識するまでには
誤つたデータがすでに各間隔の累積データ中に加
えられているので、これらの誤つたデータを検査
結果から取り除く事ができない。同様の問題が
各々の遅い心拍についても起こる。もう１つの方
法は、カメラ装置によつて発生されたデータのす
べてを、検査中に得られたデータを装置が後で処
理する事を可能にする時間情報と共に収集した
後、関心のある心拍に於て収集されたデータのみ
に基づく種々の相で心臓を再構成する方法であ
る。この方法は変化しやすい心拍数に固有の限界
を克服する為に現在使用されているが、全データ
と全時間情報を入れる為に相当量のオンライン記
憶容量が明らかに必要とされる。更に、映像形成
が遅れる事になるが、そのデータを走査再書式化
して関心のある目的の映像を形成しなければなら
ない。

私は内部に前もつて選択された心拍数を満たす
データのみを貯え、正確且信頼性のある心臓デー
タ取得の為に使用される装置を発明した。１心臓
周期中に収集されたデータで望ましい心拍数の範
囲外にあるものは排除され最終結果中に含まれな
い。この方法を使うとオンライン記憶の必要条件
の削減する結果となり、最終結果として得られる
映像を検分する為の後処理が不要となる。

本発明に従うと、心臓検査は、従来通りに、患
者に心臓特異性放射性核種を投与し、患者を心電
計に接続した後、患者の心電図をモニタする事に
よつて始められる。しかし、従来の仕方とは異つ
て、関連コンピユータの全イメージメモリは最低
３つのセグメントに分離される。本発明は、イメ
ージメモリに接続されている特殊連結装置を備え
た核薬品コンピユータ・サブシステムの一部であ
るデイスク・サブシステムをも含む。ほぼ同じ長
さの心臓拍動からのデータのみが貯えられる様に
データ取得は調整される。検査の最終結果をイメ
ージングメモリの形で得る為のバツフアリング装
置としてデイスクを使用する。デイスク・サブシ
ステム中の特殊な被連結ハードウエアは、この過
程で必要なデイスクデータをアクセスする２つの
方法を可能にする。これら２つの作用のうちの１
つはデータを１つのイメージメモリセグメントか
らデイスクへ書き込むと同時にそのイメージメモ
リセグメントからクリアする作用であり、もう１
つはデータをそのデイスクから別のイメージメモ
リセグメント中に読み入れそのデータをすでにそ
のイメージメモリセグメント中に入つているデー
タに加算する作用である。イメージングメモリの
サイズは、最終結果をいれるのに必要な収容力の
少なくとも３倍はあることが要求される。

添付図面は、デイスクサブシステムを使用して
の実時間心臓放射性核種描画を行う為の装置と技
法の好ましい実施例の概要を示している。本発明
の原理は、設計者の好み、特定部品の有効性及び
設計者の全般的技術力次第で、マイクロプロセツ
サー内蔵コンピユータシステム又はもつと伝統的
なハードワイアド論理のいずれにも有利に利用で
きる。添付図に示されている図解説明は、ハード
ワイアド論理の専門家又はソフトウエアとマイク
ロプロセツサの専門家によつて容易に理解され本
発明利用に使用されるに十分なものであると思わ
れる。

まず最初にマイクロプロセツサ内蔵装置につい
て言及すると、第１図はこの様な装置内でのデー
タを流れを概念的に図示したものである。患者
は、心臓周期期間中心筋によつて発生された時変
電圧を集める為に、１組のECGリード１０によ
つて、核カメラコンピユータ装置へ接続されてい
る。

参考の為に、第４図に心電図の基本波形を示
す。図中のＰ波、QRS波、Ｔ波は、心房と心室
の収縮に関連する心筋の律動的電気的分極及び再
成極を反映している。第４図はＲ−Ｒ間隔として
測定される正常心拍数（図４ａ）並びに短心臓周
期（図４ｂ）と長心臓周期（図４ｃ）を示してい
る。

再び第１図に言及すると、ECGリード１０に
よつて伝達された信号は、インターフエイス盤１
４と呼ばれるインターフエイス回路盤へ送られる
前に、例えばECGアイソレータ１２の様な患者
隔離増幅器に連結されている。それと同時に、ガ
ンマ線カメラ１００は、放射活性を患者の心臓か
ら、あらかじめ投与しておいた放射性核種から放
射されるガンマ放射の形で集める。ガンマ線カメ
ラ１００は、各検出イベントをXYアナログ位置
信号並びに検出イベントの発生を表示するアナロ
グ信号に翻訳（translate）する検出器の関連直
線増幅器を含む。これらのアナログ信号はライン
１６に沿つて伝達され、アナログ−デイジタル変
換器（ADC）であるADC盤１８によつてデイジ
タル表示に変換される。このADC盤１８はアド
レス盤２２を介してイメージメモリ２０とデータ
を交換する関係にあり、このアドレス盤２２は
CPU２４と呼ばれるMotorola MC6800マイクロ
プロセツサ等の中央処理装置によつてマイクロプ
ロセツサ調節されている。

イメージメモリ２０はP₁，P₂，P₃，P₄の４つ
のセグメントを含む。２つのセグメントP₁とP₂
は、1R−Ｒ間隔に相当する各周期時間によつて
心臓データの連続するサイクル又はページの収集
の仕方を変えるのに使用される。各新サイクルの
始まりは、インターフエイス盤１４によつて
CPU２４に印加されるＲ−Ｒ信号によつて開始
される。ECGデータもまた各取得データに対す
る時間間隔を設定する。各Ｒ−Ｒ割り込み信号が
CPU２４によつて処理されている時、１心拍の
カメライベントを受信する為に適切なイメージメ
モリセグメントとしてP₁とP₂のいずれかが選択
される。各ページのデータが収集される時には、
そのデータはデイスク３０に書き込まれイメージ
メモリ２０からクリアされる。これらの書き込み
及びクリア作用はデイスクサブシステム４０によ
つて行われる。受け入れ可能な心拍（データ周
期）に関しては、それらのデータはデイスク３０
から読み取られてセグメントP₃中でイメージメ
モリ２０のページに加算される。これらの読み取
り及び加算作用はデイスクサブシステム４０によ
つても行われる。イメージメモリ２０のセグメン
トP₄は、例えば特殊検査で２つの別々の心臓周
期間隔の受け入れが要求される様な場合に、２組
のデータの同時蓄積を可能にする為に設けられて
いる。更に多くの心臓周期間隔を収集するのに必
要であれば、イメージメモリセグメントP₅……
P_oを更に加える事も可能である。

第１図に描かれた装置の作動は第７図に表示さ
れた流れ図に詳細に描写されている。まず準備的
段階として放射性核種を投与し患者をECGに接
続すると共に、コンピユータのメモリの適切な記
憶セクシヨンがクリアされる。データ取得が開始
されると、Ｒ−Ｒ引金信号によつてデータの１サ
イクルが開始されると同時に、そのサイクルのデ
ータが読み取られるべきメモリセグメントをアド
レス盤２２が決定する。そしてもしセグメント
P₁がクリアであれば、心臓データの１サイクル
分がP₁中に得られるのである。第４図に示され
る様に、各データサイクル又は各テータページ
は、各々が１サイクルの１／ｎの期間に心臓から
収集されたデータを表示する複数のフレーム
（F₁……F_o）に分割される。データの各フレーム
は、第５図に示す様にメモリ中で書式化される。
セグメントP₁中へのデータ取得が完了してそれ
が新しいＲ−Ｒ信号で合図されると、そのデータ
サイクルはデイスク３０に書き込まれP₁の内容
はクリアされる。この書き込み及びクリア作用
は、第６図にその構成要素が表示され以下により
詳細に記述されているデイスクサブシステム４０
によつて行われる。

セグメントP₁からデイスク３０に読み取られ
たデータは、そのサイクル長が規定の範囲即ち許
可時間範囲内にあるかどうかを決定する為に調査
される。そしてもしデータがこの範囲試験にかな
えば、そのデータはメモリセグメントP₃に読み
取られP₃の先の内容に加算される。１つの心臓
検査を構成する多数のサイクルから得られる第５
図中に示される様なＦ１からＦ１６までのセグメ
ントが別々に分かれて蓄積されるように、メモリ
セグメントP₃もまた第５図に示される様に書式
化される。この読み取り及び加算作用はデイスク
サブシステムによつても行われる。また逆にデイ
スク３０中のデータが前もつて選択された範囲内
に入らない場合は、装置は「ECG開始待ち」と
呼ばれるブロツクに後戻りし、受け入れられない
サイクルからのデータは累積最終映像に影響を及
ぼさないで削除される。P₁の内容がデイスク３
０に書き込まれると、次の心臓周期はメモリセグ
メントP₂中に得られる。同様な仕方で、P₂中へ
のデータ取得が完了しそれが次のＲ−Ｒ信号で合
図される時、P₂がデイスク３０に書き込まれセ
グメントP₂はクリアされる。そして再度デイス
ク３０に書き込まれたデータのサイクル長に関し
て決定がなされる。もしそのサイクル長が規定の
範囲内にあれば、デイスク３０の内容はメモリセ
グメントP₃に書き込まれると共にすでにP₃中に
あるデータに加えられる。そしてこの過程は検査
が完了するまで続くのである。検査のタイプによ
つて、検査は時間又は前もつて決められた心臓拍
動の数の関数として完成させてもよいし、又はデ
ータカウントが規定の最低限界に達した時に完了
させてもよい。

本技法は十分融通のきくものであり、データの
収集はただ１つの心臓周期間隔に基づいて行われ
るのみならず、各映像セツトが特殊な間隔域を表
示する一連の映像セツトに基づいても行う事がで
きる。これは、より大きいアドレス・アレイをス
クラツチ・パツドとして使用する為にデイスク３
０上に選定すると共にその空間を別々のイメージ
グループに分割することによつてなし遂げられ
る。この場合、各イメージグループは特定の心拍
数間隔（例えば１グループ当り50ミリ秒の差）に
相当する。この変法に従えば、単一心臓周期がイ
メージメモリ２０中に収集される。１つの心臓周
期取得が完了すると、その長さが計算され種々の
間隔の記憶場所と比較される。そしてデイスク３
０上でのその間隔の記憶場所がいつたん確認され
れば、心臓周期データを内部に獲得しているイメ
ージメモリ２０のセグメントにその記憶場所の内
容が読み取られ加算される。その後、その合計デ
ータが被選択間隔でデイスク３０中に書き戻さ
れ、イメージメモリの内容がクリヤされる。従つ
てデイスク３０は例えば50ミリ秒間隔で700ミリ
秒から1000ミリ秒までの範囲にある一組の心臓周
期を入れうる。各記憶場所に蓄積されたデータは
その間隔長に相当する心拍の一組の累積映像を表
わす。即ち、700〜750ミリ秒の範囲の心臓周期は
すべて１グループ中に収集され、750〜800ミリ秒
の範囲の心臓周期はすべて別の１グループ中に収
集されるといつた具合になる。十分なデータが関
心のある間隔中に蓄積された後、いずれの間隔で
もデイスク３０からイメージメモリ２０へ容易に
読れてその後従来通りにビデオモニタ（図示され
ていない）へ移送される。この操作によつて臨床
家は、一連の心臓周期間隔を表わすデータを同時
に記録する事ができ、従つて収集データのより徹
底的な分析を行うことができる。

第６図は、イメージメモリ２０とデータ変換関
係にあるデイスクサブシステム４０の構成要素を
示す。デイスクサブシステム４０はデイスク３０
に接続しており、このデイスク３０はOEM
（Original Equipment Manufacturer；相手先ブ
ランドにより供給される）ハード・デイスク・コ
ントローラ８１と呼ばれるデイスク・コントロー
ラとデータ交換関係にあるShugart SA4008等の
ウインチエスタ（Winchester）社製ハード・デ
イスク・ドライブであるのが好ましい。このデイ
スク・コントローラはData Management
Laboratoriesから入取することができる。デイス
クサブシステム４０は、ハードデイスクDMA
（Direct Memory Access；直接メモリアクセ
ス）用インターフエイス盤８３と呼ばれるインタ
ーフエイス回路盤も含む。盤８３の目的は、デー
タをデイスク３０からイメージメモリ２０へ移送
する為に、ガンマ線カメラ１００からのデータを
有するイメージメモリバス８５とハード・デイス
ク・コントローラ８１を連結する事である。本発
明の好ましい実施例のハードワイアド論理実行例
がブロツクダイアグラムの形で第２図に提示され
ている。心臓データの受け入れ可能サイクルを選
択する為に、心臓間隔の受け入れ可能時間フレー
ムを、夫々間隔の上限と下限を選択するのに使用
されるウインドアツパ４１とウインドローウア４
２等の１対のスケツチによつて設定する。インタ
ーバル４４等の単独スイツチは受け入れられる正
常間隔を選択するのに使用される。各検査の始ま
りには、検査開始前にスイツチ４１，４２，４４
をセツトする事によつて範囲と時間間隔をユーザ
が設定する。全選択値は便宜上ミリ秒単位で表わ
される。インターバル４４で選択された値は、各
サイクルにつきデイバイドバイＦ４６にて得られ
るフレームＦの数で割られ、X1000と呼ばれるブ
ロツク４７で再評価された後、ラツチ４８によつ
てフレームタイマ５０等のタウンカウンタ中へ送
り込まれる。このフレームタイマ５０は１マイク
ロ秒クロツクからの信号によつて作動されるの
で、３次の数量変換が必要とされる。ダウンカウ
ンタ５０は０に達するとリセツトされ、信号をフ
レームセレクトマツクス５６等のマルチプレクサ
へ伝達する。マルチプレクサ５６は、ADC盤１
８から受け取つたイベント信号を各イメージメモ
リページ上の個々のデータフレーム中へ導入する
働きをする。カウンタ５０が０に達するとすぐ
に、フレームカウンタ５２等の第２のカウンタが
時間を計る。フレームカウンタ５２は、十分なデ
ータが収集された時やＲ−Ｒ間隔が正常間隔より
も長い時にフレームの進行を停止する為に、Ｆか
ら０までカウントする事によつて各心臓周期に対
するフレーム数をカウントする役目を持つてい
る。フレームカウンタ５２が０に達すると、次の
Ｒ−Ｒ間隔が開始されるまでデータの収集は停止
する。ECGアイソレータ１２は、各心臓周期の
ピーク時にライン５８に沿つて引金信号（Ｒ−Ｒ
引金信号）を発生する役目をする。ライン５８上
の引金信号は多くの作用をする。その作用の１つ
は、イメージメモリセグメントP₁とP₂間の選択
をする為にページセレクトマツクス６０等のマル
チプレクサを制御する事である。この選択は、イ
メージメモリ２０中のどちらのセグメントに現心
臓周期データを取得するかを決定する。Ｒ−Ｒ引
金信号はまた、先の引金信号から経過した時間を
ミリ秒単位でカウントするインターバルカウンタ
６２をリセツトする役目もする。リセツトされた
時点でのインターバルカウンタ６２中の累積値は
ラツチ６４に負荷され、２つのコンパレータ（比
較器）６６と６８の各々によつて次に行われる比
較に供される。コンパレータ６６はラツチ６４中
に記憶されている期間値をウインドローウア４２
中の選択値と比較する。そして比較の結果ラツチ
値がウインドローウア値以上であればコンパレー
タ６６は論理的１を出力し、その逆の場合は出力
は論理的０となる。コンパレータ６６の出力は、
論理積ゲート７０の入力の１つとして使用され
る。同様に、ラツチ６４中に記憶されている値は
コンパレータ６８によつてウインドアツパ４１中
の前もつて選択された値と比較される。そしてラ
ツチ値がウインドアツパ値以下であればコンパレ
ータ６８は論理的１を出力するが、その逆の場合
にはコンパレータ６８の出力は論理的０である。
コンパレータ６８の出力は、論理積ゲート７０の
もう１つの入力として使用される。論理積ゲート
７０は２つのコンパレータ６６と６８からの出力
を感受し（読み）、これら入力の双方が論理的１
であればいつでも論理的１を出力する。従つて最
新の間隔が下限値と上限値の範囲内にありさえす
れば、論理積ゲート７０はいつでも論値的１を出
力する。この比較の結果その間隔が受け入れられ
るものであれば、デイスク３０の内容をP₃やP₄
等のようなイメージメモリの１セグメントに書き
込み加算されるデイスクサブシステム４０に、１
つの読み取り加算（Ｒ＆Ａ）信号が印加される。
この送り込み決定はページセレクト７２等のよう
な他のマルチプレクサによつてなされる。このＲ
＆Ａ信号は、先の書き込みクリア（Ｗ＆Ｃ）移送
が完了し終らないうちは読み取り加算移送が行わ
れない様に、デイレイ７４によつて遅らされる。
この比較の結果満足のいく値が示されない場合、
即ち論理積ゲート７０の出力が論理的０である場
合には、Ｒ＆Ａ信号はデイスクサブシステムに印
加されず、その結果デイスク３０中のデータの上
にその次の書き込みサイクルが書き込まれる事に
なる。Ｒ−Ｒ信号の窮極的作用は、先に蓄積され
ている心臓周期データをイメージメモリ２０の１
ページからデイスク３０に書き込む為に書き込み
クリア（Ｗ＆Ｃ）サイクルを開始する事及び、イ
メージメモリ２０のそのページ（即ちP₁又はP₂）
をクリアする事である。本コンピユータ装置のイ
メージメモリ２０へのデイスクサブシステムの連
結部が第３図に図示されている。この図は、デイ
スク３０へ送られてくるか又はデイスク３０から
送り出されるデータがどの様にしてデイスクサブ
システム４０を介してイメージメモリ２０中に送
り込まれたりイメージメモリ２０から送り出され
てくるのかを示している。アドレス盤２２は、
夫々ブロツク２５，２６とされる２つの加算器
（Σ₁とΣ₂）及びデータマツクス２７（マツクス
［MUX］とはマルチプレクサ［multiplexer；一
以上のチヤネルから入力されてくるデータを単一
のデータ移送手段に移送する手段］のこと）とア
ドレスマツクス２８等の様な２つのマルチプレク
サを含むものとして、より詳細に表示されてい
る。アドレスマツクス２８は、ADC盤１８上の
Ａ−Ｄ変換器からくるデータとデイスク３０から
くるデータのいずれをも選択する。このアドレス
マツクス２８は、デイスク３０又はADC盤１８
からイメージメモリ２０に送られてくるデータの
アドレス選択を制御している。データマツクス２
７は、いずれのデータをイメージメモリ２０のデ
ータイン入力中へ配置すべきかを制御する。マル
チプレクサ２７はデイスク３０、ADC盤１８又
はクリアリング機能用のゼロ接続部からくるデー
タをイメージメモリ２０中へ入力する事ができ
る。もしデータマツクス２７がデイスク３０から
のデータを選べば、データマツクス２７は読み取
り加算を行い、デイスク３０からデータを取つて
きてそのデータを加算器２５を介して１イメージ
メモリページ中にすでにあるデータに加える。も
しデータがADC盤１８のアナログ−デイジタル
変換器から直接移つて来る場合には、データマツ
クス２７は、ADC盤１８とアドレスマツクス２
８によつて選択されたイメージメモリ２０中のデ
ータ箇所に、加算器２６によつて１を加算する。
更に加えて、イメージメモリ２０のデータアウト
出力と加算器２５，２６の各々の入力の１つずつ
との間にフイードバツクループ２９が設けられて
いる。加算器２５は、デイスク３０から読み取ら
れたデータをイメージメモリ中に加算するのに使
用される。加算器２６は、アドレスマツクス２８
によつて選択されたイメージメモリ２０中の被選
択箇所に１を加える事によつてADC盤１８から
の各イベントをカウントするのに使用される。

以上本発明の心臓描画との関係で述べてきたが
関連する律動的動きをモニタするという前提条件
さえ満たせば方技法はあらゆる周期的に動いてい
る対象に適用可能である事は当業者にとつては明
白な事であろう。

【図面の簡単な説明】

第１図は核カメラ装置の機能を説明するブロツ
ク・ダイヤグラムであり、本発明に従うデータの
流れを図示している。第２図は本発明のハードウ
エア実現を表示する機能上のブロツク・ダイヤグ
ラムである。第３図は本発明によるイメージメモ
リへのデイスクサブシステムのインターフエイス
を図示している。第４図は正常な期間と異常な期
間を持つ１つの心電図である。第５図はデータ収
集に関するイメージメモリの標準書式の概略図で
ある。第６図はデイスクサブシステムの全構成要
素のうちの数個の、機能上のブロツク・ダイヤグ
ラムである。第７図は本発明による実時間心臓描
画法のフローチヤートである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ ラジオアイソトープカメラ、ならびにイメー
   ジメモリ、デイスクサブシステムおよびデイスク
   を備えて前記ラジオアイソトープカメラに接続す
   るコンピユータを用いて患者の心臓検査を行う実
   時間心臓放射線描画法であつて、 (a) 放射性核種を患者に投与する工程と、 (b) 患者の心拍周期をモニタする工程と、 (c) 患者の心臓を放射線描画するのに必要なデー
   タの取得を開始する工程と、 (d) 上記モニタした心拍周期に基づいて取得した
   １心拍分のデータを選択的に送信する工程と、 (e) 上記イメージメモリを少なくとも三つのメモ
   リセグメントに分けて作動させる工程と、 (f) 上記１心拍分のデータを上記イメージメモリ
   中の２つのメモリセグメントに交互に記憶させ
   る工程と、 (g) 上記２つのメモリセグメントの少なくとも１
   つに記憶されている１心拍分のデータの周期
   を、予め選択しておいた心拍周期と比較する工
   程と、 (h) 上記イメージメモリ中に記憶されている１心
   拍分のデータを上記デイスクに書き込み、対応
   するメモリセグメントをクリアする工程と、 (i) 上記１心拍分のデータのうちその心拍周期が
   予め選択しておいた心拍周期の範囲から外れる
   データをデイスクから削除する工程と、 (j) 上記１心拍分のデータのうちその心拍周期が
   予め選択しておいた心拍周期の範囲内に収まる
   データをデイスクから第３のメモリセグメント
   に移送し、このデータをすでに第３のメモリセ
   グメント中に蓄積されている内容に加える工程
   と、 (k) 心臓描画検査に十分なデータが第３のメモリ
   セグメント中に蓄積されるまで(f)から(j)までの
   工程を繰り返して行う工程を含む実時間心臓放
   射線描画法。 ２ 放射性核種を用いて患者の心臓を描画する放
   射線描画装置であつて、 (a) 放射線を閃光に変換するシンチレータ手段お
   よび上記閃光を複数のアナログ電気信号に変換
   する手段を備えたガンマ線カメラと、 (b) 上記アナログ電気信号をデイジタル値に変換
   するためのアナログ−デイジタル変換手段と、 (c) 患者の心拍周期をモニタする手段と、 (d) 最低３つのメモリセグメントを有し、上記ア
   ナログ−デイジタル変換手段と互いにデータを
   交換する関係にあるイメージメモリ手段と、 (e) １心拍分のデータを表すデイジタルデータ１
   ページ分を上記メモリセグメントの２つに交互
   に送り込む手段と、 (f) デイスク１個と、 (g) 上記１ページ分のデータをこれに記憶してい
   るメモリセグメントから上記デイスクに書き込
   み、このデータを記憶しているメモリセグメン
   トをクリアした後、この１ページ分のデータの
   うちその心拍周期が前もつて選択しておいた心
   拍周期の範囲内に収まるデータを第３のメモリ
   セグメントに移送し、このデータをすでにこの
   第３のメモリセグメント中に記憶されているデ
   ータに付加する手段を含む装置。 ３ 前記(g)の手段はデイスクサブシステムを含む
   特許請求の範囲第２項記載の装置。 ４ 前記(g)の手段が少なくとも２つの加算器と少
   なくとも２つのマルチプレクサを含み、前記加算
   器の少なくとも１つと前記マルチプレクサの少な
   くとも１つが前記イメージメモリ手段とフイール
   ドバツク・ループを形成する特許請求の範囲第２
   項記載の装置。 ５ 患者の周期的に動いている部位を放射性核種
   を用いて描画する放射線描画装置であつて、 (a) 放射線を閃光に変換するシンチレータ手段お
   よび上記閃光を複数のアナログ電気信号に変換
   する手段を備えたガンマ線カメラと、 (b) 上記アナログ電気信号をデイジタル値に変換
   するためのアナログ−デイジタル変換手段と、 (c) 患者の周期的動作の周期をモニタする手段
   と、 (d) 最低３つのメモリセグメントを有し、上記ア
   ナログ−デイジタル変換手段と互いにデータを
   交換する関係にあるイメージメモリ手段と、 (e) １周期分のデータを表すデイジタルデータ１
   ページ分を上記メモリセグメントの２つに交互
   に送り込む手段と、 (f) デイスク１個と、 (g) 上記１ページ分のデータをこれを記憶してい
   るメモリセグメントから上記デイスクに書き込
   み、このデータを記憶しているメモリセグメン
   トをクリアした後、この１ページ分のデータの
   うちその周期が前もつて選択しておいた周期の
   範囲内に収まるデータを第３のメモリページに
   移送し、このデータをすでにこの第３のメモリ
   セグメント中に記憶されているデータに付加す
   る手段を含む装置。