CN105452893A - 用于磁共振成像的改进的基于ecg的触发 - Google Patents

Abstract

一种借助于磁共振对被定位于静磁场中的感兴趣人或动物对象(20)的至少部分进行成像的方法，所述方法包括：-获取心电图数据的测量结果；-根据所述心电图数据生成向量心电图数据；-根据所述向量心电图数据确定采集磁共振信号的采集时段的至少一个参数，以便将磁共振信号的测量结果与所述感兴趣对象(20)的所述心脏的周期性运动同步；其中，根据判别函数的实际值和预先确定的参考函数确定采集时段的所述至少一个参数，其中，为了确定所述采集时段的所述至少一个参数，取决于所述感兴趣人或动物对象(20)的呼吸状态，调整所述判别函数和所述预先确定的参考函数中的至少一个的步骤被运行，其中，为了确定所述采集时段的所述至少一个参数，取决于所述感兴趣人或动物对象(20)的呼吸状况，调整所述判别函数和所述预先确定的参考函数中的至少一个的步骤被运行；以及-一种用于采集与感兴趣对象(20)的心脏的周期性运动同步的感兴趣人或动物对象(20)的至少部分的图像的磁共振成像系统(10)，包括：-控制单元(28)，其用于控制所述磁共振成像系统(10)的功能；-图像处理单元(34)，其被提供用于处理所采集的磁共振信号；-心电图设备(36)，其用于获取所述感兴趣对象(20)的所述心脏的心电图数据的测量结果；-同步单元(40)，其被耦合到所述心电图设备(36)，并且被配置用于根据所述向量心电图数据确定采集时段的至少一个参数，其中，所述同步单元(40)被配置为将指示所述采集时段的所确定的至少一个参数的所述触发信号(60)提供到所述控制单元(28)；并且其中，所述同步单元(40)被配置为，取决于所述感兴趣人或动物对象(20)的呼吸状态，调整所述判别函数和所述预先确定的参考函数中的至少一个。

Description

用于磁共振成像的改进的基于ECG的触发

技术领域

本发明涉及借助于磁共振对被定位于静磁场中的感兴趣人或动物对象的至少部分进行成像的方法，以及用于采集与感兴趣对象的心脏的周期性运动同步的感兴趣对象的至少部分的图像的磁共振成像系统。

背景技术

在出于心脏病学目的应用磁共振成像方法的领域中，已知通常不能够在一个单个心脏周期期间采集磁共振图像，而是通过磁共振信号的重复采集来采集磁共振图像，其中，重复采集与心脏的周期性运动同步。

例如，磁共振信号的重复采集的同步能够关于心电图信号的QRS-复合的主要R-波被实行，以确保磁共振图像的每个部分在心脏周期的相同相位被采集。然而，噪声源，诸如磁流体动力学效应和梯度磁场失真，造成同步问题。

为了克服这些问题，在EP0925019B1中已经提出了通过比较向量心电图的判别函数的实际值和预先确定的参考函数，从根据心电图数据的测量获得的向量心电图来确定磁共振成像系统的采集时段，所述实际值基于确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量之间的角关系。在EP0925019B1中描述的一个实施例中，判别函数被定义为向量心电图的瞬时向量和心脏的电轴的点积。预先确定的参考函数可以是判别函数的最大幅度的固定阈值。

US2007/0092123A1描述了用于当对心脏进行成像时的运动校正的方法和设备。根据测量的向量心电图，计算在心脏周期之间的心脏的空间位置中的变化。当组合不同图片时考虑所计算的变化，以便避免或者至少减少在组合的图像数据记录中的误差，所述误差是由在心脏的空间位置中的变化引起的。

发明内容

期望用于确定采集时段的进一步改进的方法，其能够进一步减少用于磁共振成像扫描，尤其用于在感兴趣对象的呼吸的不同相位处执行的扫描的错误采集时段的数量。

因此，本发明的目的是提供一种借助于磁共振对被定位于静磁场中的感兴趣人或动物对象的至少部分进行成像的改进的方法。

所述方法包括以下步骤：

-获取所述感兴趣对象的心脏的心电图数据的测量结果；

-根据所述心电图数据生成向量心电图数据，包括确定所述心脏的电轴；

-根据所述向量心电图数据确定采集磁共振信号的采集时段的至少一个参数，以便将磁共振信号的测量结果与所述感兴趣对象的所述心脏的周期性运动同步。

其中，根据判别函数的实际值和预先确定的参考函数确定采集时段的所述至少一个参数，所述实际值基于在所确定的心脏的电轴与所述向量心电图的瞬时向量之间的角关系，所述预先确定的参考函数基于所述判别函数的所述实际值的固定阈值。

为了确定所述采集时段的所述至少一个参数，取决于所述感兴趣人或动物对象的呼吸状态，调整所述判别函数和所述预先确定的参考函数中的至少一个的步骤被运行。

如在本申请中使用的短语“调整判别函数和预先确定的参考函数中的至少一个”应当被具体理解，使得调整的步骤被运行在判别函数和预先确定的参考函数中的任一个上，或被运行在判别函数和预先确定的参考函数两者上。

如在本申请中使用的短语“采集时段的参数”应当被具体理解为开始时间、结束时间或采集时段的持续时间。能够相对于在感兴趣对象的心脏的周期性运动期间的指定事件，例如相对于关于心电图的R-峰的心脏活动，具体地确定参数。

如在本申请中使用的短语“向量心电图数据”应当被具体地理解为平均瞬时空间心脏向量的时间过程的配准。在测量空间中形成的瞬时向量的特性环被标记为P、QRS和T轨迹或环。

如本领域已知的，为了减少采集时段的至少一个参数的错误确定，可以将心电图数据进行滤波以减少心电图数据的噪声水平。

本发明洞悉物理心轴和与之相关的心脏的电轴在感兴趣人或动物对象的呼吸期间倾斜。在吸气期间，吸气肌肉收缩，隔膜下降，并且胸腔上升。在呼气期间，吸气肌肉放松，隔膜上升，并且胸腔下降。在采集的向量心电图(图2)中，取决于呼吸的不同相位，特性环旋转。在图2中的实线曲线指的是在正常呼吸期间的向量心电图数据，其中，由完整点标记检测的R-峰。虚线曲线表示在屏气的极端状况期间的向量心电图数据，屏气在磁共振成像流程期间经常发生。

可以根据常规呼吸器的信号确定感兴趣人或动物对象的呼吸状况，或例如其可以在命令感兴趣人对象屏气之后，由医疗工作人员进行确认。

通过调整判别函数和预先确定的参考函数中的至少一个，当确定采集时段中的至少一个参数时，能够考虑关于确定的电心轴的心脏的瞬时电轴的倾斜，从而实现磁共振信号的测量与感兴趣对象的心脏的周期性运动的更鲁棒和可靠的同步。

所述方法的优点中的一个是当确保满意的图像质量时，能够在更短的时间周期中执行磁共振测量。

另一优点是磁共振成像系统的操作员察觉到更高的易用性，这是因为通过所述方法可靠地检测对操作员清晰可见的峰值。

又另一优点是能够引导每时间的磁共振成像会话的更高生产量。

在另一优选实施例中，调整的步骤包括修改在所确定的心脏的电轴与所述向量心电图的所述瞬时向量之间的所述角关系。通过这，当确定采集时段的至少一个参数时能够容易地考虑心脏的瞬时电轴的倾斜，并且能够实现磁共振信号的测量与心脏的周期性运动的鲁棒和可靠的同步。

如果对在所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量之间的所述角关系的修改包括，在对象的全呼气呼吸状态到对象的全吸气状态之间的过渡的情况下，将由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量形成的角调节预先确定的量，则能够实现考虑心脏的瞬时电轴的倾斜的简单和有效方式。

在另一实施例中，由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量形成的角被调节一量，所述量是关于来自采集时段的更早确定的参数的所确定的心脏的电轴从所述向量心电图的瞬时向量的角位置导出的。以这种方式，通过采用更早确定和显著的移位位置能够容易地跟踪在呼吸期间的心脏的电轴的移位位置。

在另一优选实施例中，方法还包括校准步骤，校准步骤在确定采集时段的至少一个参数之前被执行。在校准步骤中，作为调整所述判别函数的步骤，根据在所述对象的全呼气呼吸状态和所述对象的全吸气状态下获取的向量心电图数据，针对所述感兴趣对象，个体地确定用于调节角的预先确定的量，所述角由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量形成。以这种方式，能够考虑归因于其变化的身体结构的在不同对象之间的个体差异，从而实现磁共振信号的测量结果与感兴趣对象的心脏的周期性运动的非常精确的同步。

在本方法的又另一优选实施例中，调整所述判别函数的步骤包括，在对象的全呼气呼吸状态到对象的全吸气呼吸状态之间的过渡的情况下，在预先确定的量的范围内改变由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量形成的角。以这种方式，针对对象的呼吸的每个状态，能够实现磁共振信号的测量结果与心脏的周期性运动的鲁棒性同步。

在本发明的另一方面中，提供了一种用于采集与感兴趣对象的心脏的周期性运动同步的感兴趣人或动物对象的至少部分的图像的磁共振成像系统。

所述磁共振成像系统包括：主磁体，其用于生成静磁场；磁梯度线圈系统，其用于生成被叠加到静磁场的梯度磁场；以及检查空间，其被提供以将感兴趣对象定位于其内。

所述磁共振成像系统还包括控制单元，所述控制单元用于控制所述磁共振成像系统的功能。所述控制单元被耦合到同步单元，并且被配置为由来自所述同步单元的触发信号来同步，以生成针对生成所述梯度磁场的所述磁梯度线圈系统的控制信号。此外，所述控制单元被配置为在接收所述触发信号后，生成多个序列，每个序列包括射频场和磁梯度场。

此外，所述磁共振成像系统包括：

-图像处理单元，其被提供用于处理所采集的磁共振信号以根据所述采集的磁共振信号确定所述感兴趣对象的至少部分的图像，

-心电图设备，其用于采取所述感兴趣对象的所述心脏的心电图数据的测量结果，并且被配置为根据所述心电图数据生成向量心电图数据，包括确定所述心脏的电轴，以及

-同步单元，其被耦合到所述心电图设备，并且被配置用于根据所述向量心电图数据确定采集磁共振信号的采集时段的至少一个参数，其中，根据判别函数的实际值和预先确定的参考函数确定所述采集时段的所述至少一个参数，所述实际值基于在所确定的心脏的电轴与所述向量心电图的瞬时向量之间的角关系，所述预先确定的参考函数基于所述判别函数的所述实际值的固定阈值。

所述同步单元被配置为：将指示所述采集时段的所确定的至少一个参数的所述触发信号提供到所述控制单元；并且取决于所述感兴趣人或动物对象的呼吸状态，调整所述判别函数和所述预先确定的参考函数中的至少一个。

在本发明的又一方面中，提供了一种软件模块，用于根据所公开的方法或其组合中的一个所述的方法，将由磁共振成像系统采集的磁共振信号的测量结果与感兴趣对象的心脏的周期性运动同步，其中，步骤被转换为程序代码，所述程序代码能够实施在所述磁共振成像系统的同步单元的存储器单元中，并且能够由所述同步单元的处理器单元执行。

附图说明

本发明的这些和其他方面将根据下文描述的实施例变得显而易见，并且将参考下文描述的实施例得到阐述。这样的实施例不必表示本发明的全部范围，然而因此，为了解释本发明的保护范围，参考权利要求和本文。

在附图中：

图1是根据本发明的磁共振成像系统的实施例的部分的示意性图示，

图2图示了在呼吸的不同情况下的向量心电图，

图3图示了依据图1的磁共振成像系统的心电图设备的电极的布置，

图4图示了根据本发明的方法的第一实施例调节的具有触发区域的向量心电图，

图5图示了根据方法的另一实施例调节的具有触发区域的向量心电图，并且

图6图示了根据方法的又一实施例调节的具有触发区域的向量心电图。

附图标记列表

10磁共振成像系统

12磁共振扫描器

14主磁体

16检查空间

18中心轴

20感兴趣对象

22磁梯度线圈系统

24射频天线

26射频屏蔽

28控制单元

30射频发射器单元

32射频切换单元

34图像处理单元

36心电图设备

38电极

40同步单元

42存储器单元

44处理器单元

46软件模块

48电轴方向

50瞬时向量

52第一触发区域

54第二触发区域

56第三触发区域

58第四触发区域

60触发信号

ε角

具体实施方式

图1示出了根据本发明的磁共振成像系统10的实施例的部分的示意性图示，所述磁共振成像系统用于采集感兴趣人或动物对象20的部分的磁共振图像。尤其是，磁共振成像系统10被配置用于采集感兴趣人或动物对象20的心脏的磁共振图像。磁共振成像系统10包括具有主磁体14的磁共振扫描器12，所述主磁体被提供用于生成静磁场。主磁体14具有中心膛，所述中心膛提供围绕中心轴18的感兴趣对象20，人类志愿者，要被定位于其内的检查空间16。为了清晰的原因，在图1中已经省略了用于支撑感兴趣对象20的常规台。大致静态的磁场定义检查空间16的轴向方向，所述轴向方向与中心轴18平行对齐。此外，磁共振成像系统10包括磁梯度线圈系统22，所述磁梯度线圈系统被提供用于生成被叠加到静磁场的梯度磁场。如本领域已知的，磁梯度线圈系统22被同中心地布置在主磁体14的膛内。

此外，磁共振成像系统10包括被设计为全身线圈的射频天线24，其被提供用于在射频发射相位期间将射频磁场应用到检查空间16，以激励感兴趣对象20的核。射频天线24还被提供为在射频接收相位期间接收来自受激发的核的磁共振信号。在磁共振成像系统10的操作状态下，射频发射相位和射频接收相位以连续的方式发生。射频天线24具有中心轴，并且，在操作状态下，被同中心地布置在主磁体14的膛内，使得射频天线24的中心轴和磁共振成像系统10的中心轴18一致。如本领域公知的，圆柱形金属射频屏蔽26同中心地被布置在磁梯度线圈系统22和射频天线24之间。

磁共振成像系统10还包括控制单元28，所述控制单元2被提供用于控制磁共振扫描器12的功能。此外，磁共振成像系统10包括射频发射器单元30，所述射频发射器单元被连接到控制单元28并且由控制单元28来控制。射频发射器单元30被提供为在射频发射相位期间经由射频切换单元32将磁共振射频的射频功率馈送到射频天线24。在射频接收相位期间，射频切换单元32将来自射频天线24的磁共振信号引导到在于控制单元28中的图像处理单元34。图像处理单元34被配置用于处理所采集的磁共振信号，以根据所采集的磁共振信号确定感兴趣对象20的部分的磁共振图像。该技术的许多不同变型对于本领域的技术人员而言是公知的，并且因此本文不需要更详细地进行描述。

为了采集感兴趣对象20的心脏的磁共振图像，磁共振成像系统10还被装备有心电图设备36和同步单元40。

心电图设备36被提供用于获取感兴趣对象20的心脏的心电图数据的测量结果，并且被配置为根据心电图数据生成向量心电图数据，这包括确定心脏的电轴。为此，心电图设备36的多个电极38可以根据正交导联设置被布置在感兴趣对象20处，如图3所示。此外，心电图设备36包括用于对心电图数据进行滤波以减少由梯度磁场生成的伪影的模块。适当的滤波手段对于本领域的技术人员而言是已知的，并且因此本文不应更详细地进行描述。

心电图设备36被耦合到同步单元40，所述同步单元被配置用于根据向量心电图数据确定采集磁共振信号的采集时段的参数，如将在后面更详细地描述的。同步单元40继而被耦合到控制单元28。控制单元28被配置为由触发信号60来同步，以便生成针对生成梯度磁场的磁梯度线圈系统22的控制信号，所述触发信号由同步单元40提供，并且指示采集时段的所确定的参数。为此，控制单元28被配置为在接收触发信号60后，生成多个序列，每个序列包括射频场和磁梯度场。

在下文中，详细呈现了一种这样的方法：根据向量心电图数据确定采集时段的参数，以便将由磁共振成像系统10采集的磁共振信号的测量结果与感兴趣对象20的心脏的周期性运动同步。

由同步单元40来确定采集时段的参数。出于该目的，同步单元40备有存储单元42、处理器单元44以及软件模块46(图1)，其中，方法的确定步骤被转换为被实施在同步单元40的存储器单元42中并且可由同步单元的处理器单元44执行的程序代码。

在方法的第一步骤中，例如通过使用在图3中示出的正交导联设置，来获取感兴趣对象20的心脏的心电图数据的测量结果。在下一步骤中，然后心电图设备36根据心电图数据生成向量心电图数据(图2)，并且确定心脏的电轴(以后被称为“确定的心脏电轴”)，所述电轴在向量心电图中由从向量图原点开始并且具有电轴方向48的向量(直线箭头)表示。

在下一步骤中，由同步单元40的处理器单元44计算判别函数的实际值。判别函数基于在确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50之间的角关系，并且在该特定实施例中被定义为向量心电图的瞬时向量50和表示确定的心脏电轴的向量的点积。因此，该点积由以下的乘积给出：向量心电图的瞬时向量50的幅度；表示确定的心脏电轴的向量的幅度；角ε的余弦函数，所述角ε由确定的心脏电轴的电轴方向48和向量心电图的瞬时向量50形成。

同步单元40被配置为将判别函数的计算的实际值与预先确定的参考函数进行比较，所述参考函数基于判别函数的实际值的固定阈值。在该特定实施例中，预先确定的参考函数被给予判别函数的最大幅度的75％，其中，在向量心电图中在瞬时向量50的一个环期间确定最大幅度。在其他实施例中，预先确定的参考函数可以被给予判别函数的最大幅度的另一百分比，或者其可以是非恒定的，并且例如，可以取决于角ε。

在图4中图示了这种情况，图4示出了从经滤波的心电图数据获得的向量心电图数据。每当满足在瞬时向量50的一个环期间的判别函数的最大幅度的75％的状况时，这通常是针对心电图的QRS复合的大的R-峰的情况，同步单元40就被配置为将触发信号60提供到控制单元28。图4中的实线圆表示瞬时向量50必须落入其中以便满足上述状况的向量心电图的第一触发区域52。

如上面描述的，控制单元28由来自同步单元40的触发信号60来同步，并且在接收触发信号60后生成针对磁梯度线圈系统22的控制信号，其从而确定由开始时间相对于R-峰值心脏活动的发生给出的针对磁共振成像系统10的采集时段的参数。以这种方式，确保在感兴趣对象20的心脏的周期性运动的相同相位处获取磁共振图像。

在图4中的实线环表示在正常浅呼吸的情况下感兴趣对象20的心脏的活动。在图4中的虚线环表示在对象的全吸气和屏气呼吸状态下心脏的活动。从图4清晰可见，瞬时向量50描述在向量心电图的第一触发区域52之外的环，使得上面描述的状况不会被满足，并且同步单元40不将任何触发信号60提供到控制单元28。

为了确保也对于对象的全吸气和屏气呼吸状态的适当同步，同步单元40被配置为，取决于感兴趣人或动物对象20的呼吸状态，调整辨别函数和预先确定的参考函数中的至少一个。

在方法的第一实施例中，调整的步骤包括修改在确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50之间的角关系。在对象的全呼气呼吸状态到对象的全吸气状态之间的过渡的情况下，对在确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50之间的角关系的修改包括：将由确定的心脏电轴的电轴方向48和向量心电图的瞬时向量50形成的角ε调节预先确定的量。

在调整的步骤的第一实施例中，预先确定的量是-40°；即，在由确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50形成的向量心电图中的角ε被减少40°。数字地，这能够通过将确定的心脏电轴朝向向量心电图的瞬时向量50(在图4中逆时针)旋转40°，并且通过留下预先确定的参考函数不被改变来实现，这定义在向量心电图中的第二触发区域54。用于旋转心脏的确定的心脏电轴的实践方式是将具有-40°的旋转角的二维旋转矩阵应用到向量心电图的两个变量。如从图4能够认识到的，在对象的全吸气呼吸状态下向量心电图的瞬时向量50大范围落入到由虚线圆指示的向量心电图的第二触发区域54中，使得能够确保磁共振图像和感兴趣对象20的心脏的周期性运动的适当同步。

在调整的步骤的第二实施例中，由确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50形成的角ε被调节这样的量，即所述量是关于来自采集时段的更早确定的参数的确定的心脏电轴从向量心电图的瞬时向量50的角位置导出的。在该实施例中，其要求数据分析的更高努力，不久以后，通常能够通过跟踪心电图的QRS复合的R-峰来跟踪心脏的实际电轴的移位，这实现磁共振图像和感兴趣对象20的心脏的周期性运动的极好同步。在图5的向量心电图中，心脏的实际电轴的移位被反映在连续移动圆形第三触发区域56₁到56_n中，这由针对对应给定时刻的数的圆形数来指示。

在第三实施例中，在确定采集时段的参数之前，所述方法还包括校准步骤，其中，根据在对象的全呼气呼吸状态和对象的全吸气状态下获取的向量心电图数据，针对感兴趣对象20，来个体地确定用于调节由确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50形成的角ε的预先确定的量，其能够在校准之后调整辨别函数的步骤中使用。

表1示出了用于确定针对在个体对象的全呼气呼吸状态和对象的全吸气状态之间的各个改变的心脏的实际电轴的实验结果。尽管结果示出了对象特异性变化，但是约30°的平均值已经被获得，并且能够被用于调节由确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50形成的角ε。

通过其他实验数据，已经确认在正常呼吸期间获得的和在具有屏气的对象的全吸气状态下获得的向量心电图的参考瞬时向量的幅度不显著改变，使得对于许多情况，预先确定的参考函数可以仍然不被改变。

表1

然而，能够必要在某些心脏疾病的情况下调节预先确定的参考函数，或在针对同步的更高精确要求的情况下微调触发区域52、54、56。

在方法的第四实施例中，调整判别函数的步骤包括在对象的全呼气呼吸状态到对象的全吸气呼吸状态之间的过渡的情况下，在预先确定的量的范围内变化由确定的心脏电轴和向量心电图的瞬时向量50形成的角ε。在图6的向量心电图中，这由触发区域从初始圆到第四触发区域58的延伸来反映，所述第四触发区域由通过初始圆关于通过向量心电图原点并垂直于其平面的轴的旋转生成的区来表示。扩大的第四触发区域58确保从向量心电图数据对采集时段的至少一个参数的可靠确定。

原理上，所公开的发明也可应用于这样的任何其他类型的磁共振成像系统，即，在静磁场内提供检查区域，例如，开放C-形状磁共振成像系统，并且被装备有如本文描述的辅助单元和设备，所述辅助单元和设备如被需要以执行所公开方法的实施例或其组合。

尽管在附图和前面的描述中已经详细图示和描述了本发明，但是这样的图示和描述要被视为说明性的或示范性的，而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、公开内容以及权利要求书，本领域技术人员在实践所要求保护的本发明时能够理解和实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求书中的任何附图标记不应被解读为对范围的限制。

Claims (8)

1.一种借助于磁共振对被定位于静磁场中的感兴趣人或动物对象(20)的至少部分进行成像的方法，所述方法包括：

-获取感兴趣对象(20)的心脏的心电图数据的测量结果；

-根据所述心电图数据生成向量心电图数据，包括确定所述心脏的电轴；

-根据所述向量心电图数据确定采集磁共振信号的采集时段的至少一个参数，以便将磁共振信号的测量结果与所述感兴趣对象(20)的所述心脏的周期性运动同步；其中，根据判别函数的实际值和预先确定的参考函数确定采集时段的所述至少一个参数，所述实际值基于在所确定的心脏的电轴与所述向量心电图的瞬时向量(50)之间的角关系，所述预先确定的参考函数基于所述判别函数的所述实际值的固定阈值，其中，为了确定所述采集时段的所述至少一个参数，取决于所述感兴趣人或动物对象(20)的呼吸状态，执行调整所述判别函数和所述预先确定的参考函数中的至少一个的步骤。

2.如权利要求1所述的方法，其中，调整的步骤包括修改在所确定的心脏的电轴与所述向量心电图的所述瞬时向量(50)之间的所述角关系。

3.如权利要求2所述的方法，其中，对在所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量(50)之间的所述角关系的所述修改包括：在对象的全呼气呼吸状态到对象的全吸气状态之间的过渡的情况下，将由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量(50)形成的角(ε)调节预先确定的量。

4.如前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量(50)形成的所述角(ε)被调节一量，所述量是关于来自采集时段的更早确定的参数的所确定的心脏的电轴从所述向量心电图的瞬时向量(50)的角位置导出的。

5.如前述权利要求中的任一项所述的方法，在确定所述采集时段的所述至少一个参数之前，还包括校准的步骤，其中，作为调整所述判别函数的步骤，根据在所述对象的全呼气呼吸状态和所述对象的全吸气状态下获取的向量心电图数据，针对所述感兴趣对象(20)，个体地确定用于调节所述角(ε)的预先确定的量，所述角由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量(50)形成。

6.如前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，调整所述判别函数的步骤包括：在对象的全呼气呼吸状态到对象的全吸气呼吸状态之间的过渡的情况下，在预先确定的量的范围内改变由所确定的心脏的电轴和所述向量心电图的所述瞬时向量(50)形成的所述角(ε)。

7.一种用于采集与感兴趣对象(20)的心脏的周期性运动同步的感兴趣人或动物对象(20)的至少部分的图像的磁共振成像系统(10)，包括：

-主磁体(14)，其用于生成静磁场；

-磁梯度线圈系统(22)，其用于生成被叠加到所述静磁场的梯度磁场；

-检查空间(16)，其被提供以将所述感兴趣对象(20)定位于其内部；

-控制单元(28)，其用于控制所述磁共振成像系统(10)的功能，其中，所述控制单元(28)被耦合到同步单元(40)，并且被配置为由来自所述同步单元(40)的触发信号(60)来同步，以生成针对生成所述梯度磁场的所述磁梯度线圈系统(22)的控制信号，并且其中，所述控制单元(28)被配置为在接收所述触发信号(60)后，生成多个序列，每个序列包括射频场和磁梯度场；

-图像处理单元(34)，其被提供用于处理所采集的磁共振信号以根据所述采集的磁共振信号确定所述感兴趣对象(20)的至少部分的图像；

-心电图设备(36)，其用于获取所述感兴趣对象(20)的所述心脏的心电图数据的测量结果，并且被配置为根据所述心电图数据生成向量心电图数据，包括确定所述心脏的电轴；

-同步单元(40)，其被耦合到所述心电图设备(36)，并且被配置用于根据所述向量心电图数据确定采集磁共振信号的采集时段的至少一个参数，其中，根据判别函数的实际值和预先确定的参考函数确定所述采集时段的所述至少一个参数，所述实际值基于在所确定的心脏的电轴与所述向量心电图的瞬时向量(50)之间的角关系，所述预先确定的参考函数基于所述判别函数的所述实际值的固定阈值，其中，所述同步单元(40)被配置为将指示所述采集时段的所确定的至少一个参数的所述触发信号(60)提供到所述控制单元(28)；并且

其中，所述同步单元(40)被配置为，取决于所述感兴趣人或动物对象(20)的呼吸状态，调整所述判别函数和所述预先确定的参考函数中的至少一个。

8.一种软件模块(46)，用于根据如权利要求1至6中的任一项所述的方法，将由磁共振成像系统(10)采集的磁共振信号的测量结果与感兴趣对象(20)的心脏的周期性运动同步，其中，步骤被转换为程序代码，所述程序代码能够实施在所述磁共振成像系统(10)的同步单元(40)的存储器单元(42)中，并且能够由所述同步单元(40)的处理器单元(44)执行。