用于檢測磁共振成像場的設(shè)備和技術(shù)的制作方法
【專利摘要】一種設(shè)備包括被配置成植入到患者體內(nèi)的外殼。該設(shè)備還包括第一磁場方向傳感器、第二磁場方向傳感器以及磁場強度傳感器，第一磁場方向傳感器位于外殼內(nèi)的第一位置處并且被配置成生成表示磁場在該第一位置處的第一方向的信號，第二磁場方向傳感器位于外殼內(nèi)的第二位置處并且被配置成生成表示該磁場在該第二位置處的第二方向的信號，磁場強度傳感器被配置成生成表示該磁場的強度的信號。該設(shè)備還包括配置成基于表示該磁場的強度的信號和表示該磁場的第一和第二方向的信號中的至少一者來標(biāo)識該磁場的源的控制模塊。
【專利說明】用于檢測磁共振成像場的設(shè)備和技術(shù)

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本公開涉及用于檢測磁共振成像（MRI)設(shè)備的技術(shù)，尤其涉及能夠檢測MRI環(huán)境 的可植入醫(yī)療設(shè)備。
[0002] 背景
[0003] 磁共振成像（MRI)是一種醫(yī)學(xué)成像技術(shù)，被用于使患者的詳細(xì)內(nèi)部結(jié)構(gòu)可視化。 在MRI掃描期間，患者至少部分地處于MRI設(shè)備之內(nèi)。該MRI設(shè)備可以產(chǎn)生各種磁場和電 磁場，包括靜態(tài)磁場（在下文中被稱為"靜態(tài)MRI場"）、梯度磁場以及射頻（RF)場。靜態(tài) MRI場可由MRI設(shè)備內(nèi)的主磁體產(chǎn)生，且在MRI掃描開始前就可存在。梯度磁場可由電磁 體產(chǎn)生，并且可存在于MRI掃描期間。RF磁場可由發(fā)射/接收線圈產(chǎn)生，并且可存在于MRI 掃描期間。如果經(jīng)歷MRI掃描的患者具有可植入醫(yī)療設(shè)備（MD)，則MRI設(shè)備所產(chǎn)生的各種 場可能會干擾該IMD的操作。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0004] 為了降低在MRI掃描期間所產(chǎn)生的各種場對MD的影響，一些MD可以在MRI掃 描期間被編程為一種兼容MRI的操作模式（在本文中也被稱為MRI操作模式）。通常，臨床 醫(yī)師可以在計劃好的MRI掃描之前的某一時間點使用編程設(shè)備對這些IMD進(jìn)行編程。在患 者接收MRI掃描之后，臨床醫(yī)師可以對IMD進(jìn)行重新編程使其回到正常的設(shè)置。在掃描具 有IMD的患者之前和之后所進(jìn)行的重新編程過程可能對患者和臨床醫(yī)師而言都是不方便 的。在一些場景中，具有IMD的患者可能需要緊急MRI掃描。這種場景不能在MRI掃描前 后提供足夠大的時間窗口以允許對MD進(jìn)行重新編程。
[0005] 根據(jù)本公開的MD可以在MRI掃描開始之前自動地檢測MRI設(shè)備的存在（例如， 通過檢測靜態(tài)MRI場）。例如，IMD可基于磁場的強度和/或磁場方向性的散度中的一者或 兩者來檢測MRI設(shè)備。此外，頂D可以將靜態(tài)MRI場與其它磁場（比如由手持式磁設(shè)備（例 如，遙測頭磁體或其它手持式磁體）所產(chǎn)生的磁場）區(qū)分開，由此，改善了 MD至少部分基 于磁場的方向性的散度來標(biāo)識檢測到的磁場的源的特異性。
[0006] 在MRI掃描開始之前，響應(yīng)于MRI設(shè)備的檢測，頂D可以從在正常模式中操作轉(zhuǎn)變 為在MRI模式中操作。在MRI模式中操作時，頂D可以被配置成使得它較少受到MRI設(shè)備 所發(fā)射的梯度場和RF場的不利影響。頂D自動地檢測MRI設(shè)備并轉(zhuǎn)變?yōu)镸RI模式的能力可 以消除在MRI掃描之前對IMD進(jìn)行人工重新編程的需要，或者在人工重新編程未進(jìn)行的情 況下提供一種故障防護(hù)的重新編程模式。
[0007] 在根據(jù)本公開的一個示例中，一種設(shè)備包括配置成植入患者體內(nèi)的外殼。該設(shè)備 還包括第一磁場方向傳感器、第二磁場方向傳感器以及磁場強度傳感器，第一磁場方向傳 感器位于外殼內(nèi)的第一位置處并且被配置成生成表不磁場在該第一位置處的第一方向的 信號，第二磁場方向傳感器位于外殼內(nèi)的第二位置處并且被配置成生成表不該磁場在該第 二位置處的第二方向的信號，磁場強度傳感器被配置成生成表不該磁場的強度的信號。該 設(shè)備的控制模塊被配置成基于表示該磁場的強度的信號、表示該磁場的第一方向的信號、 以及表不該磁場的第二方向的信號中的至少一者來標(biāo)識該磁場的源。
[0008] 在根據(jù)本公開的另一示例中，一種方法包括獲得表示磁場在可植入醫(yī)療系統(tǒng)內(nèi)的 第一位置處的第一方向的信號，獲得表示磁場在所述可植入醫(yī)療系統(tǒng)內(nèi)的第二位置處的第 二方向的信號，獲得表不所述磁場的強度的信號，以及基于表不所述磁場的強度的信號、表 不所述磁場的第一方向的信號、以及表不所述磁場的第二方向的信號中的至少一者來標(biāo)識 所述磁場的源。
[0009] 在根據(jù)本公開的又一示例中，一種非暫態(tài)計算機可讀存儲介質(zhì)包括在被執(zhí)行時使 可編程處理器執(zhí)行下列操作的指令：獲得表示磁場在可植入醫(yī)療系統(tǒng)內(nèi)的第一位置處的第 一方向的信號，獲得表示磁場在所述可植入醫(yī)療系統(tǒng)內(nèi)的第二位置處的第二方向的信號， 獲得表不所述磁場的強度的信號，以及基于表不所述磁場的強度的信號、表不所述磁場的 第一方向的信號、以及表不所述磁場的第二方向的信號中的至少一者來標(biāo)識所述磁場的 源。
[0010] 該概述意在提供本發(fā)明所描述的技術(shù)主題的概覽。其并不意在對于技術(shù)給出排他 性或窮盡的說明，該技術(shù)結(jié)合如下附圖和描述而被詳細(xì)描述。在以下的附圖和描述中闡述 一個或多個示例的進(jìn)一步的細(xì)節(jié)。其它特征、目的、和優(yōu)點將從描述和附圖、以及從以下的 陳述中顯見。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0011] 圖1是包括磁共振成像（MRI)設(shè)備的示例MRI環(huán)境的概念圖。
[0012] 圖2是包含用于將刺激治療經(jīng)由可植入引線遞送至患者心臟的可植入醫(yī)療設(shè)備 (MD)的示例醫(yī)療系統(tǒng)的概念圖。
[0013] 圖3A和3B示出了 MD的示意圖。
[0014] 圖4示出了靜態(tài)MRI場以及遙測頭場相對于示例強度閾值的強度范圍。
[0015] 圖5A和5B是分別示出遙測頭磁體和MRI設(shè)備的主磁體的示例磁場線的概念圖。
[0016] 圖6是在靜態(tài)MRI場和遙測頭場之間進(jìn)行區(qū)分的示例方法的流程圖。
[0017] 圖7是在靜態(tài)MRI場和遙測頭場之間進(jìn)行區(qū)分的另一示例方法的流程圖。
[0018] 圖8是示出了 IMD的示例控制模塊的功能框圖。
[0019] 詳細(xì)描述
[0020] 圖1是示出包括磁共振成像（MRI)設(shè)備16的MRI環(huán)境10的概念圖。MRI設(shè)備16 可以包括在MRI掃描之前以及期間患者12被放置在其上的患者檢查臺。患者檢查臺被調(diào) 整成使患者12的至少一部分置于MRI設(shè)備16的孔（"MRI孔"）內(nèi)。在被置于MRI孔內(nèi)時， 患者12的被掃描的那一部分遭受多個磁場和RF場以產(chǎn)生身體結(jié)構(gòu)的圖像，以用于診斷損 傷、疾病和/或失調(diào)。
[0021] MRI設(shè)備16包括掃描部分，該掃描部分容納MRI設(shè)備16的生成靜態(tài)MRI場的主 磁體。靜態(tài)MRI場是大型的非時變的磁場，無論MRI程序是否進(jìn)行，該磁場一般總是存在于 MRI設(shè)備16周圍。MRI設(shè)備16還包括生成梯度磁場的多個梯度磁場線圈。梯度磁場是一 般僅在MRI程序在進(jìn)行中時才存在的脈沖磁場。MRI設(shè)備還包括生成RF場的一個或多個 RF線圈。RF場是一般僅在MRI程序在進(jìn)行中時才存在的脈沖高頻場。盡管MRI設(shè)備的結(jié) 構(gòu)可能變化，但是構(gòu)想了本文中用于檢測靜態(tài)MRI場的技術(shù)一般可應(yīng)用于各種其它MRI設(shè) 備配置，比如側(cè)邊敞開式MRI設(shè)備或其它配置。
[0022] 靜態(tài)MRI場、梯度磁場、和RF場的磁性、頻率、和其他特性可基于產(chǎn)生場的MRI設(shè) 備16的類型和執(zhí)行的MRI程序的類型而變化。例如，I. 5T的MRI設(shè)備將產(chǎn)生約1. 5特斯拉 (T)的靜磁場且具有約64兆赫茲（MHz)的對應(yīng)RF頻率，而3. OT的MRI設(shè)備將產(chǎn)生約3. 0 特斯拉的靜磁場且具有約128MHz的對應(yīng)RF頻率。然而，其他MRI設(shè)備可以生成不同的場。
[0023] 患者12被植入可植入醫(yī)療系統(tǒng)14。在一個示例中，可植入醫(yī)療系統(tǒng)14可包括連 接到一個或多個引線的頂D。MD可以是感測患者12的心臟的電活動和/或向患者12的 心臟提供電刺激治療的可植入心臟設(shè)備。例如，IMD可以是可植入起搏器、可植入心律轉(zhuǎn)變 去纖顫器（ICD)、心臟再同步治療去纖顫器（CRT-D)、心律轉(zhuǎn)變器設(shè)備、或上述組合?；蛘?， MD可以是可植入的非心臟醫(yī)療設(shè)備，諸如可植入神經(jīng)刺激器或提供電刺激治療或諸如給 藥等其他治療的其他設(shè)備。
[0024] MRI設(shè)備16所產(chǎn)生的各種類型的場中的一些或全部可對可植入醫(yī)療系統(tǒng)14具有 不合乎需要的影響。在一個示例中，在MRI程序期間生成的梯度磁場和/或RF場可以在引 線的導(dǎo)體上感生能量（例如，電流的形式）。引線上的感生能量可被傳導(dǎo)給頂D并被不適當(dāng) 地檢測為生理信號，這是通常被稱為過感測的現(xiàn)象。將引線上的感生能量檢測為生理信號 可使得IMD在不需要時給予治療（例如，觸發(fā)起搏脈沖）或在需要時拒給治療（例如，抑制 起搏脈沖）。
[0025] 在檢測到MRI設(shè)備16的存在后，頂D被配置成按MRI操作模式或即"MRI模式"來 操作。MD在"MRI模式"中的操作可以指MD的如下操作狀態(tài)：與"正常模式"的操作相比， 它更不易受MRI設(shè)備16所發(fā)出的梯度磁場和RF場的不利影響。如此，頂D在MRI模式中 的操作可以降低并且可能消除由MRI設(shè)備16的梯度磁場和RF場所造成的不合乎需要的效 果。與"正常模式"的操作相比，當(dāng)在MRI模式中操作時，頂D被配置成以不同的功能進(jìn)行操 作。在一個示例中，當(dāng)在MRI模式中操作時，IMD可以在非起搏模式（例如，純感測模式）或 異步起搏模式中操作。當(dāng)在MRI模式中操作時，頂D還可關(guān)閉高電壓治療（例如，去纖顫治 療）。當(dāng)在MRI模式中操作期間，MD還可關(guān)閉遙測功能，例如喚醒或其他遙測活動。在一 些示例中，MRI模式可以使用其他傳感器（例如，壓力或加速度傳感器）、不同的感測電路、 或不同的感測算法，以檢測患者的心臟活動。如本文所描述的，可以作出其他調(diào)整。以此方 式，已植入醫(yī)療系統(tǒng)14的患者12可在降低干擾MD的操作的可能性的情況下接收MRI程 序。
[0026] MD可響應(yīng)于檢測到MRI設(shè)備16而自動轉(zhuǎn)變到MRI模式。根據(jù)本公開的技術(shù)，頂D 可基于在IMD內(nèi)或其附近的至少兩個位置中測量的磁場的強度和/或磁場的方向性的散度 來檢測MRI設(shè)備16的存在。在其他情況下，IMD可以僅基于靜磁場的量級來檢測MRI設(shè)備 16的存在。在此將更詳細(xì)地描述這些技術(shù)。
[0027] 在MRI程序完成后，IMD可以轉(zhuǎn)換回正常操作模式，例如根據(jù)感測到的信號來重新 打開高電壓治療和/或觸發(fā)和/或抑制起搏。MD可響應(yīng)于不再檢測到MRI設(shè)備16的存 在、定時器期滿后、或響應(yīng)于某一其他預(yù)定義準(zhǔn)則或其組合而自動回到正常操作模式。或 者，MD可經(jīng)由通過無線遙測從外部設(shè)備（如，編程設(shè)備）接收到的命令而被手動地編程為 正常操作模式。
[0028] 圖2是更詳細(xì)的示例可植入醫(yī)療系統(tǒng)20的概念圖，可植入醫(yī)療系統(tǒng)20可對應(yīng)于 圖1的可植入醫(yī)療系統(tǒng)14?？芍踩脶t(yī)療系統(tǒng)20還結(jié)合編程器22和遙測頭24來示出。可 植入醫(yī)療系統(tǒng)20包括連接到引線28和30的MD 26。
[0029] MD 26可以是經(jīng)由引線28和30向心臟32提供電刺激的可植入起搏器、可植入 心律轉(zhuǎn)變?nèi)ダw顫器（ICD)、心臟再同步治療去纖顫器（CRT-D)、心律轉(zhuǎn)變器設(shè)備、或其組合。 MD 26包括外殼34和連接器塊36。外殼34和連接器塊36可以形成保護(hù)MD 26的各組 件的氣密式密封。在一些示例中，外殼34可以包括金屬或其它生物相容的外殼，它具有分 開的兩半。連接器塊36可以包括電饋通，通過這些電饋通，在引線28和30以及外殼34內(nèi) 所包括的電組件內(nèi)的導(dǎo)體之間進(jìn)行電連接。如本文將進(jìn)一步詳細(xì)描述的，外殼34可容納一 個或多個處理器、存儲器、發(fā)射機、接收機、傳感器、感測電路、治療電路以及其他適當(dāng)組件。 外殼34被配置成植入到患者（如患者12)體內(nèi)。
[0030] 引線28和30各自包括一個或多個電極。在圖2所示的示例中，引線28和30各 自包括位于它們相應(yīng)引線28和20的遠(yuǎn)端附近的相應(yīng)尖端電極38和40以及環(huán)形電極42 和44。當(dāng)被植入時，尖端電極38和40和/或環(huán)形電極42和44被放置得相關(guān)于所選組織、 肌肉、神經(jīng)或患者12體內(nèi)的其他位置或被放置在它們之中。在圖2所示的示例中，尖端電 極38和40是可伸長的螺旋形電極，以便于使引線28和30的遠(yuǎn)端固定到患者12體內(nèi)的目 標(biāo)位直。以此方式，尖端電路38和40被形成以限定固定機構(gòu)。在其他實施例中，尖端電極 38和40中的一者或兩者可被形成以限定其他結(jié)構(gòu)的固定機構(gòu)。在其他情況下，引線28和 30可包括與尖端電極38和40分開的固定機構(gòu)。固定機構(gòu)可以是任何合適的類型，包括抓 緊機構(gòu)、螺旋或螺紋機構(gòu)、藥物涂層（drug-coated)連接機構(gòu)，其中藥物（多個）用于減少 組織的感染和/或腫脹，或者其他附連機構(gòu)。
[0031] 一個或多個導(dǎo)體（圖2中未示出）在引線28和30內(nèi)從連接器塊36沿引線的長 度延伸，以接合相應(yīng)尖端電極38和40與環(huán)形電極42和44。以此方式，電極38、40、42和 44中的每一個電耦合到其相關(guān)聯(lián)的引線本體內(nèi)的相應(yīng)導(dǎo)體。例如，第一電導(dǎo)體可沿引線28 的本體長度從連接器塊36延伸并電耦合至尖端電極38,且第二電導(dǎo)體可沿引線28的本體 長度從連接器塊36延伸并電耦合至環(huán)形電極42。相應(yīng)導(dǎo)體可經(jīng)由連接器塊36中的連接來 電耦合到IMD 26的電路，如治療模塊或感測模塊。電導(dǎo)體將來自IMD 26內(nèi)的治療模塊的 治療傳送到電極38、40、42以及44中的一個或多個，并將來自電極38、40、42以及44中的 一個或多個的感測電信號傳送到MD 26內(nèi)的感測模塊。
[0032] MD 26可使用本領(lǐng)域已知的各種無線通信技術(shù)中的任一種與編程器22通信。例 如，通信技術(shù)的示例可以包括低頻感應(yīng)遙測或RF遙測，但也可考慮其它技術(shù)。編程器22可 以是手持式計算設(shè)備、臺式計算設(shè)備、聯(lián)網(wǎng)計算設(shè)備、或配置成與MD 26通信的其他計算 設(shè)備。編程器22可以包括具有指令的非暫態(tài)計算機可讀存儲介質(zhì)，這些指令在被執(zhí)行時使 編程器22的處理器提供屬于本公開的編程器22的功能。
[0033] 編程器22從MD 26檢索數(shù)據(jù)。使用編程器22從MD 26中檢索出的數(shù)據(jù)可以包 括由MD 26存儲的心臟EGM，這些EGM指示了心臟32的電活動。數(shù)據(jù)也可以包括標(biāo)記物通 道數(shù)據(jù)，該數(shù)據(jù)指示了與頂D 26相關(guān)聯(lián)的感測、診斷和治療事件的發(fā)生和時序。另外，數(shù)據(jù) 可以包括與頂D 26或可植入醫(yī)療系統(tǒng)20的其它組件（諸如引線28和30或者M(jìn)D 26的 電源）的性能或完整性有關(guān)的信息。
[0034] 編程器22還可將數(shù)據(jù)傳送給MD 26。例如，使用編程器22傳送到MD 26的數(shù) 據(jù)可以包括：操作參數(shù)的數(shù)值、用于傳遞電刺激的電極選擇、用于電刺激的波形選擇、檢測 算法的配置參數(shù)、或其他數(shù)據(jù)。如在此結(jié)合圖4-8所描述的，編程器22也可以傳送下閾值、 上閾值以及磁場散度閾值。這些上閾值、下閾值以及磁場散度閾值可以是可編程的值，這些 值可以逐個患者地進(jìn)行校準(zhǔn)，例如，基于患者中的MD的類型或MD的位置/取向。在其它 示例中，這些值可以是可編程的，以便與市場上可買到的各種MRI設(shè)備相兼容，因為不同的 MRI設(shè)備可能呈現(xiàn)出不同的磁場特征。然而，在一些情況下，這些值可被設(shè)置成使得MD 26 能夠使用相同參數(shù)來檢測一個以上MRI設(shè)備的存在。
[0035] 雖然在圖2中未示出，但MD 26可與未植入患者12體內(nèi)的其他設(shè)備通信，如患者 監(jiān)視器。患者監(jiān)視器可以是，包括與編程器22相似的功能的手持式計算設(shè)備、臺式計算設(shè) 備、聯(lián)網(wǎng)計算設(shè)備等。例如，患者監(jiān)視器可以是（例如，自動地或響應(yīng)于來自患者或其他用 戶的命令）從頂D 26讀取數(shù)據(jù)并向服務(wù)器上傳數(shù)據(jù)的設(shè)備。編程器22和患者監(jiān)視器可以 是共同定位的，但通常并不如此。例如，編程器22可以在臨床設(shè)置中被臨床醫(yī)生使用以與 MD 26進(jìn)行通信，并且在患者家里患者監(jiān)視器可以自動地或響應(yīng)于用戶命令與MD 26進(jìn) 行通信。
[0036] 在一個示例中，編程器22可以通過遙測頭24與MD 26進(jìn)行通信。遙測頭24可 包括遙測頭磁體46。遙測頭磁體46產(chǎn)生磁場（"遙測頭場"）。MD 26可以檢測遙測頭磁 體46 (例如，通過檢測遙測頭場）的存在，并且可以響應(yīng)于檢測到遙測頭磁體46而在遙測 頭模式中操作。頂D 26在"遙測頭模式"中的操作可以響應(yīng)于檢測到遙測頭磁體46而描述 MD 26的典型操作狀態(tài)，且可以與MRI模式或正常模式不同。例如，在MD 26檢測到遙測 頭磁體46后，MD26可以進(jìn)入遙測頭模式并且可經(jīng)由遙測頭24或RF遙測或其他遙測技術(shù) 通過無線遙測與編程器22或其他外部設(shè)備通信，以向編程器22傳送數(shù)據(jù)和/或從編程器 22接收數(shù)據(jù)。當(dāng)在遙測頭模式中操作時，MD 26也可以禁用心動過速檢測。
[0037] 在一些示例中，遙測頭磁體46可以包括永磁體。該永磁體可以具有的面積大致等 于MD 26的面積，使得當(dāng)遙測頭24被放置到MD 26頂部之上時該永磁體可以基本上覆蓋 MD 26。在一些示例中，遙測頭磁體46可以包括除了永磁體之外的手持式磁設(shè)備，比如用 于產(chǎn)生遙測頭場的電磁體。
[0038] 如以上參考圖1描述的，頂D 26還可響應(yīng)于檢測到與MRI設(shè)備16相關(guān)聯(lián)的靜磁 場而在MRI模式中操作。如此，頂D 26可響應(yīng)于檢測到來自不同源的磁場而開始在不同操 作模式中操作，例如響應(yīng)于檢測到靜態(tài)MRI場而在MRI模式中操作以及響應(yīng)于檢測到遙測 頭場而在遙測頭模式中操作。為此，IMD 26可被配置成基于與磁場相關(guān)聯(lián)的特性在來自不 同源的磁場之間進(jìn)行區(qū)分。
[0039] 通常，與MRI設(shè)備16相關(guān)聯(lián)的靜磁場的強度（或量級）遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于遙測頭磁體46 或患者12遇到的其他磁場的強度（或量級）。MRI設(shè)備16可具有如下靜磁場：該靜磁場具 有大于約0. 5特斯拉的量級。另一方面，遙測頭磁體46的強度通常在毫特斯拉（mT)范圍 內(nèi)。例如，遙測頭磁體46可具有約IOmT到IOOmT范圍內(nèi)的量級。
[0040] 然而，IMD 26可能不總是能夠僅基于檢測到的磁場的量級或強度來區(qū)分磁場的 源。例如，靜態(tài)MRI場的強度根據(jù)距MRI設(shè)備16的距離而降低。在MD26位于距MRI設(shè)備 16某一距離處時，例如患者12對他/她的腳踝進(jìn)行MRI掃描的情況，存在以下可能性：靜 態(tài)MRI場在MD 26處的強度與遙測頭磁體46所產(chǎn)生的磁場強度相關(guān)聯(lián)的強度范圍重疊。 在這種情況下，頂D 26不能確定該磁場是遙測頭場還是靜態(tài)MRI場。
[0041] 根據(jù)本公開的技術(shù)，在各個場不能僅基于磁場的量級被區(qū)分開時，IMD 26可以基 于如在MD 26內(nèi)或附近的至少兩個位置處測量的磁場的方向性的散度來區(qū)分遙測頭場與 靜態(tài)MRI場。如在本文中所使用的那樣，磁場的方向性的散度是指由磁場在磁場內(nèi)不同位 置處呈現(xiàn)出的方向性散度，例如，在磁場中的兩個點之間的方向性的差異。主要歸因于它們 的大小，例如約與頂D 26相同的面積，諸如編程器遙測頭磁體46等典型磁體產(chǎn)生具有相對 于靜態(tài)MRI場的方向性散度而言很大的方向性散度的磁場。另一方面，MRI設(shè)備16的永磁 體（它具有比遙測頭磁體46至少大一個數(shù)量級的物理尺寸）產(chǎn)生具有相對小方向性散度 的磁場。靜態(tài)MRI場的磁場線可以例如基本上與孔軸平行，從孔的開口到患者檢查臺的末 端。如本文將進(jìn)一步詳細(xì)描述的，MD 26可以使用磁場的方向性散度來標(biāo)識患者12在MRI 環(huán)境10內(nèi)，與遭受遙測頭磁體46形成對比。
[0042] 雖然在本文中描述了遙測頭磁體46的檢測，但遙測頭場的相對大的方向性散度 (例如，相對于靜態(tài)MRI場的散度）可由患者12通常遇到的手持式磁設(shè)備或其他磁體所生 成的其他磁場來展示出。例如，遙測頭中未包括的患者磁體（比如手持式永磁體）可以產(chǎn) 生與遙測頭磁體46所產(chǎn)生的相似的方向性散度。另外，用于產(chǎn)生與遙測頭磁體46相似的 磁場的其它設(shè)備可以靠近MD 26。這種設(shè)備可以包括但不限于除了患者磁體之外的永磁體 和電磁體。因此，遙測頭磁體46 -般可表示生成與遙測頭磁體46類似的磁場的任何磁設(shè) 備（例如，手持式磁設(shè)備）或其他磁場源。一般而言，大多數(shù)"環(huán)境"磁場源（僅舉幾例，如 焊機、電馬達(dá)、以及防盜檢測門）將展現(xiàn)出與遙測頭磁體46類似的磁場，而極少量磁場源可 展現(xiàn)出在規(guī)模上與MRI設(shè)備16的永磁體一樣大的磁場。
[0043] 盡管MD 26被示為可植入心臟刺激設(shè)備（比如起搏器、I⑶、CRT-D等），但是在其 它示例中，根據(jù)本公開用于檢測靜態(tài)MRI場并在MRI模式中操作的可植入設(shè)備可以包括可 植入的藥物泵或可植入的神經(jīng)刺激器，用于提供深腦刺激、迷走神經(jīng)刺激、胃刺激、骨盆底 刺激、脊髓刺激、或其它刺激中的至少一種。在其它示例中，用于檢測靜態(tài)MRI場并在MRI 模式中操作的可植入設(shè)備可以包括任何其它有源可植入醫(yī)療設(shè)備，它們包括MRI設(shè)備16所 產(chǎn)生的場可能干擾的電子器件。在其它示例中，用于檢測靜態(tài)MRI場并在MRI模式中操作 的設(shè)備可以包括外部設(shè)備。
[0044] 圖3A和3B示出了 MD 26的示意圖。MD 26的示意圖示出了在外殼34內(nèi)的MD 26的各組件。外殼34限定了其中容納MD 26的各組件的腔50。圖3B示出了從圖3A所 示的MD 26的底側(cè)來看在外殼34內(nèi)各組件的安排。
[0045] MD 26包括被容納在腔50之內(nèi)的電源52。電源52可以包括電池，例如，可再充 電或不可再充電的電池。頂D 26包括印刷電路板（PCB) 54,它包括MD26的各電組件。電 組件包括但不限于控制模塊56、第一和第二磁場方向傳感器58a和58b (統(tǒng)稱為"磁場方向 傳感器58"）以及磁場強度傳感器60。
[0046] PCB 54可以不限于典型的PCB結(jié)構(gòu)，而是可以表示在MD 26內(nèi)的任何結(jié)構(gòu)，該結(jié) 構(gòu)可被用于機械地支撐且電連接控制模塊56、場方向傳感器58、場強傳感器60、電源52和 外殼34內(nèi)的其它電組件。在一些不例中，PCB 54可包括提供控制模塊、場方向傳感器58、 場強傳感器60之間的電連接以及電源52和控制模塊56及場方向傳感器58之間的電連接 的一層或多層導(dǎo)電跡線和導(dǎo)電通孔，以使電源52可以提供給這些組件。引線28和30內(nèi)的 導(dǎo)體可以通過連接線62被連接到PCB 54上的控制模塊56。例如，連接線62可以在一端被 連接至引線28和30內(nèi)的導(dǎo)體（例如，經(jīng)由一個或多個饋通），而在另一端被連接至PCB 54 上的PCB連接點64。
[0047] 盡管MD 26的各個電組件被顯示成被包括在單個PCB上，但是可以構(gòu)想此處描述 的電組件可被包括在MD 26內(nèi)的其它地方，例如，位于MD 26內(nèi)的其他支撐結(jié)構(gòu)（諸如附 加的PCB(未示出））上。在其它示例中，頂D 26內(nèi)的電組件可以被安裝到外殼34之內(nèi)的 腔50內(nèi)，或者被安裝到外殼34之外且通過外殼34中的饋通（未示出）而連接到外殼34 內(nèi)的組件。在又一些其它示例中，電組件可以被安裝到連接器塊36之上或之內(nèi)，或者被連 接到引線28和30中的一個或多個。
[0048] 控制模塊56以及控制模塊56內(nèi)所包括的模塊表示可能被包括在本公開的MD 26 中的功能。本公開的模塊可包括任何分立的和/或集成的電子電路組件，其實現(xiàn)了能產(chǎn)生 屬于本文的模塊的功能的模擬和/或數(shù)字電路。例如，這些模塊可包括模擬電路，如放大 電路、濾波電路、和/或其他信號調(diào)節(jié)電路。這些模塊也可包括數(shù)字電路，如組合邏輯電路 或順序邏輯電路、存儲器設(shè)備等。存儲器可以是任何非暫態(tài)計算機可讀介質(zhì)，包括任何易 失性、非易失性、磁、光、或電介質(zhì)，如隨機存取存儲器（RAM)、只讀存儲器（ROM)、非易失性 RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、閃存、或任何其它存儲設(shè)備。此外，存儲器可以 包括指令，在被一個或多個處理電路執(zhí)行時，這些指令使這些模塊執(zhí)行屬于本文的模塊的 各種功能。
[0049] 屬于本文的模塊的功能可具體實施為一個或多個處理器、硬件、固件、軟件、或其 任何組合。將不同的特征描繪為模塊旨在強調(diào)不同的功能方面，并且不一定暗示這些模塊 必須通過單獨的硬件或軟件組件來實現(xiàn)。相反，與一個或多個模塊相關(guān)聯(lián)的功能可由單獨 的硬件或軟件組件執(zhí)行，或者集成在共同或單獨的硬件或軟件組件內(nèi)。
[0050] 場強傳感器60生成根據(jù)磁場的強度而變化的信號。場強傳感器60可以例如生成 并輸出根據(jù)磁場的強度而變化的電壓信號。在另一不例中，場強傳感器60可以只在磁場超 過閾值場強時輸出信號，如響應(yīng)于被暴露到足夠量級的磁場而閉合的Reed開關(guān)或其他磁 開關(guān)的情況。場強傳感器60可以例如表示一個或多個類型的磁場傳感器，它們包括但不限 于霍耳效應(yīng)傳感器、基于巨磁阻（GMR)的傳感器、基于各向異性磁阻（AMR)的傳感器、基于 隧穿磁阻（TMR)的傳感器、或適于測量它被暴露到的磁場的量級的任何其它類型的磁場傳 感器。
[0051] 場方向傳感器58中的每一個生成根據(jù)所施加的磁場的方向而變化的信號。因而， 場方向傳感器58所生成的信號表不在場方向傳感器58的相應(yīng)位置處的磁場的方向性。具 體而言，第一場方向傳感器58a生成表不在第一場方向傳感器58a的位置處的磁場的方向 的信號。以類似的方式，第二場方向傳感器58b生成表不在第二場方向傳感器58b的位置 處的磁場的方向的信號。在其他情況下，IMD 26可包括兩個以上的場方向傳感器58,這些 場方向傳感器各自生成指不在相應(yīng)場方向傳感器58的位置處的磁場方向的信號。
[0052] 場方向傳感器58可以是能夠生成表不磁場的方向性的信號的任何類型的磁場傳 感器。例如，場方向傳感器58可以表不一個或多個類型的磁場傳感器，它們包括但不限于 霍耳效應(yīng)傳感器、基于巨磁阻（GMR)的傳感器、基于各向異性磁阻（AMR)的傳感器、基于隧 穿磁阻（TMR)的傳感器、或適于檢測它被暴露到的磁場的方向性的任何其它類型的磁場傳 感器。
[0053] -個這樣的可在市場購得的基于TMR的傳感器是可從明尼蘇達(dá)州EdenPrairie的 NVE Corporation?購得的AAT001-10E TMR角度傳感器。AAT001-10ETMR角度傳感器是在 封裝中以90度間隔旋轉(zhuǎn)并按橋形結(jié)構(gòu)連接的四個TMR元件的獨特陣列。傳感器元件中的 每一個包含兩個磁層：（1) "鎖定"或固定方向?qū)右约埃?)活動方向或"自由"層。傳感器元 件的活動或自由層與外部磁場對齊。隨著自由層與鎖定層之間的角度變化，TMR元件的阻 抗變化，這改變該傳感器的輸出電壓。以此方式，TMR角度傳感器的輸出電壓與固定方向或 鎖定層和活動方向或自由層之間的角度相對應(yīng)，它表示磁場的方向。NVE Corporation?還 提供使用類似上述技術(shù)操作的基于GMR的傳感器。然而，其他在市場上可購得的傳感器也 可與本文描述的技術(shù)一起使用。
[0054] 場方向傳感器58和/或場強傳感器60中的每一個可包括一個或多個靈敏度軸。 例如，場方向傳感器58和/或場強傳感器60可包括一個靈敏度軸、兩個靈敏度軸、或者三 個靈敏度軸，并且因此，場方向傳感器58可以沿一個、兩個或三個軸指示磁場方向，且場強 傳感器60可以沿一個、兩個或三個軸指不磁場強度。在一些不例中，場方向傳感器58和/ 或場強傳感器60中的每一個可以是單軸傳感器。在其他不例中，場方向傳感器58和/或 場強傳感器60中的每一個可以是多軸傳感器，例如，場方向傳感器58和/或場強傳感器60 中的每一個可在兩個或更多個軸上對磁場敏感。在其它不例中，場方向傳感器58中的一些 可以是多軸傳感器，而場方向傳感器58中的其余一些可以是單軸傳感器。
[0055] 可以構(gòu)想各種配置和數(shù)目的磁場傳感器可以被實現(xiàn)在MD 26之內(nèi)。盡管示出了 兩個場方向傳感器58,但是IMD 26可以包括多于或少于兩個場方向傳感器58。在一些不 例中，MD 26可以只包括一個場方向傳感器58,而在其它示例中，MD 26可以包括三個或 更多個場方向傳感器58。
[0056] 場方向傳感器58的配置（例如，場方向傳感器58的位置、場方向傳感器58的數(shù) 目以及每個場方向傳感器58的軸的數(shù)目）都可以基于各種準(zhǔn)則來進(jìn)行選擇。一般而言，每 個場方向傳感器58的靈敏度軸的數(shù)目越大，磁場的檢測就越可靠，因為具有任何取向的磁 場都可以被檢測，而單軸傳感器可能只測量磁場的單個軸分量。
[0057] 在使用單軸傳感器的示例中，具有不被該單軸傳感器感測的取向的磁場可能在該 單軸傳感器的位置處不被測量。因此，在某些示例中，將多個三軸傳感器用作場方向傳感器 58可以提供用于感測任何存在的磁場的最完整的方案，而不管方向如何。然而，多軸傳感 器可能比單軸傳感器更貴，可能消耗比單軸傳感器更多的電能，并且在輪詢多軸傳感器時 并且在基于來自多軸傳感器的信號來確定磁場方向時控制模塊56可能使用更多的處理電 能。相應(yīng)地，在一些示例中，多軸傳感器與單軸傳感器可以被安排在MD 26之內(nèi)，以便可靠 地檢測靜態(tài)MRI場，同時使成本和能耗達(dá)到最小。
[0058] 場方向傳感器58被安裝在PCB 54上，使得場方向傳感器58中的每一個被定向在 相同方向上。換言之，場方向傳感器58中的每一個被定向成使得場方向傳感器58所生成 的信號表不該磁場相對于相同固定方向的方向性。在來自NVE Corporation的基于GMR或 TMR的角度傳感器的情況下，場方向傳感器58可被安裝成使得傳感器中每一個的鎖定或固 定方向?qū)又赶蚧旧舷嗤较颉Ｒ源朔绞?，傳感?8的輸出表不相對于該相同的鎖定或固 定方向的方向性（例如，測量到的角度）。
[0059] 雖然場方向傳感器58a和58b被不為安裝在PCB 54的同一側(cè)上，但構(gòu)想了場方向 傳感器58在MD 26內(nèi)的其他安排。例如，場方向傳感器58a和58b可被安排在PCB 54的 相對側(cè)上（例如，場方向傳感器58a被安裝在PCB 54的頂面上而場方向傳感器58b被安裝 在PCB 54的底面上）。在其中MD 26包括兩個以上場方向傳感器58的實例中，場方向傳 感器58可被安排在PCB 54的同一側(cè)或PCB 54的不同側(cè)上。各傳感器的放置和間隔將取 決于傳感器的分辨率以及MD 26將需要區(qū)分的場的散度差。在其他示例中，場方向傳感器 58可以被包括在同一集成電路基板上，并且因此被封裝在同一集成電路封裝之內(nèi)。在一些 示例中，場方向傳感器58可以連同其它電子組件一起被包括在集成電路封裝之內(nèi)（例如， 在具有其它集成電路的基板上），或者與其它集成電路一起被封裝在多芯片封裝之內(nèi)。
[0060] MD 26可能經(jīng)受具有不同特性的各種磁場源的影響。例如，頂D 26可能經(jīng)受遙測 頭磁體46的遙測頭場或MRI設(shè)備16的靜態(tài)MRI場的影響?？刂颇K56可以基于從一個 或多個場方向傳感器58、場強傳感器60或其組合接收到的信號來標(biāo)識檢測到的磁場的源。 例如，基于從場方向傳感器58和/或場強傳感器60中的一者或多者接收到的信號，控制模 塊56可以將檢測到的磁場的源標(biāo)識為MRI設(shè)備16的主磁體或遙測頭磁體46?？刂颇K 56的處理器隨后可以在源被標(biāo)識為MRI設(shè)備16的主磁體時使MD 26在MRI模式中操作， 或者在源被標(biāo)識為遙測頭磁體46時使MD 26在遙測頭模式中操作。
[0061] 在一些情況下，控制模塊56可以響應(yīng)于磁場的量級超過強度閾值使MD26在一般 磁體模式中操作，并隨后在源被標(biāo)識為MRI設(shè)備16的主磁體時轉(zhuǎn)變到MRI模式以使MD 26 在MRI模式中操作，或在源被標(biāo)識為遙測頭磁體46時轉(zhuǎn)變到遙測頭模式。在一個示例中， 一般磁體模式可以與遙測頭模式相同。
[0062] 在一些示例中，控制模塊56可以基于在MD 26之內(nèi)或附近的至少兩個位置處測 量到的檢測到的磁場的強度和該磁場的方向性的散度來標(biāo)識檢測到的磁場的源。在其他 示例中，控制模塊56可以基于磁場的方向性的散度以及檢測到的與磁場強度不同的參數(shù) (如，檢測到的MD 26所遭受的RF場的頻率、檢測到的MD 26所遭受的梯度磁場、變壓器 芯的飽和等）來標(biāo)識檢測到的磁場的源。
[0063] 現(xiàn)在參考圖4討論基于靜態(tài)MRI場及遙測頭場的強度和方向性的散度來檢測各種 場。遙測頭場以及靜態(tài)MRI場的強度在圖4中分別被示為陰影框和#紋框，并示出了控制 模塊56用來確定檢測到的磁場的源的可編程閾值（例如，下/上閾值）。
[0064] 遙測頭場的強度可以在與遙測頭磁體46最接近的點處達(dá)到最大值。遙測頭場的 強度可以隨著離遙測頭磁體46的距離增大而（例如，指數(shù)地）減小。在圖4中，遙測頭場 的強度被顯示成從OT到標(biāo)定的"最大遙測頭場"的范圍。最大遙測頭場可以是遙測頭場的 最大強度，例如，在與遙測頭磁體46最接近的點處。
[0065] 在離遙測頭磁體46的短距離處（例如，在數(shù)英寸之內(nèi)），遙測頭場的強度顯著下 降，例如有時低至0-lmT。例如，在數(shù)英寸之內(nèi)（例如，小于10英寸），遙測頭場可以下降到 小于0. 5mT。單色陰影區(qū)域在OT處的左邊緣指示了遙測頭場不能被場強傳感器60檢測到 的場景。換言之，單色陰影區(qū)域在OT處的最左邊緣指示了如下場景：MD 26相對于遙測頭 磁體46定位成使得遙測頭磁體46所產(chǎn)生的場不能被場強傳感器60檢測到。隨著遙測頭 磁體46和MD 26之間的距離減?。ㄟb測頭磁體46更接近MD 26)，可由場強傳感器60檢 測的遙測頭場的強度可以最多增加到最大遙測頭場。
[0066] 在一些示例中，可由場強傳感器60之一檢測到的最大遙測頭場的強度可能約為 IOOmT,例如，當(dāng)MD 26緊密靠近遙測頭磁體46的時候。盡管最大遙測頭場可以約為IOOmT, 但是在一些情況下，在其它示例中，最大遙測頭場可以大于或小于100mT。
[0067] 靜態(tài)MRI場的強度可以在MRI設(shè)備的MRI孔之內(nèi)（例如，接近主磁體）達(dá)到最大 值，并且在MRI孔之外的區(qū)域中朝著值OT逐漸變小。一般而言，隨著距MRI孔的距離不斷增 大，靜態(tài)MRI場在強度方面逐漸減小。#紋區(qū)域在OT處的左邊緣指示了靜態(tài)MRI場不能被 場強傳感器60檢測到的場景。換言之，#紋區(qū)域在OT處的最左邊緣指示了如下場景：MD 26相對于MRI孔定位成使得MRI設(shè)備所產(chǎn)生的靜態(tài)MRI場不能被場強傳感器60檢測到。 隨著MRI孔與MD 26之間的距離減?。∕D 26更接近MRI孔），可由場強傳感器60檢測到 的靜態(tài)MRI場的強度可最多增加到靜態(tài)MRI場的最大強度，該最大強度通常大于0. 5T且在 當(dāng)今市場上大多數(shù)MRI設(shè)備的情況下，大約是I. 5T或3. OT (但具有大于和小于這些值的靜 態(tài)MRI場的MRI設(shè)備是可獲得的）。圖4中#紋區(qū)域的最右邊部分示出了在MD 26被放置 成靠近MRI孔或者處于MRI孔之內(nèi)時可由場強傳感器60檢測到的磁場。
[0068] 在圖4中標(biāo)記為"下閾值"和"上閾值"的值可以是存儲在控制模塊56中的可編 程值或存儲在IMD 26內(nèi)的存儲器中的可由控制模塊56使用的可編程值。下閾值可以是指 示最小磁場強度的值，控制模塊56可將其標(biāo)識為遙測頭場或靜態(tài)MRI場。當(dāng)檢測到的磁場 比下閾值弱時，控制模塊56可以使MD 26在正常模式中操作。下閾值可被設(shè)置成可靠地 指示MD 26被暴露到磁場的值，如遙測頭磁體46接近MD 26或MRI設(shè)備16接近MD 26 的可靠指示。換言之，下閾值可以被設(shè)置成使得控制模塊56忽略比指示遙測頭磁體46或 MRI設(shè)備16的磁場弱的那些磁場。下閾值可被編程為使得控制模塊56拒絕與遙測頭磁體 46或MRI設(shè)備16不同的源所產(chǎn)生的"噪聲"或磁場。在一些不例中，下閾值可以被設(shè)為大 約 l-2mT。
[0069] 上閾值指示了最大磁場強度，控制模塊56可以將其識別為由遙測頭磁體46所產(chǎn) 生的磁場。當(dāng)檢測到的磁場大于上閾值時，控制模塊56可以確定IMD 26處于靜態(tài)MRI場 的存在之中。例如，上閾值可以被設(shè)置成使得上閾值大于可由遙測頭磁體46產(chǎn)生的磁場或 任何其他常見環(huán)境磁場源。相應(yīng)地，檢測到在上閾值之上的磁場可以以很高的概率指示檢 測到的磁場是由MRI設(shè)備16的主磁體所生成的，而非遙測頭磁體46所生成的。因此，在控 制模塊56檢測到強度比上閾值大的磁場的示例中，控制模塊56可以可靠地將檢測到的磁 場的源標(biāo)識為MRI設(shè)備16的主磁體?？刂颇K56隨后可以使MD 26在MRI模式中操作。
[0070] 在一些示例中，上閾值可以被設(shè)為大約200-500mT，例如，常規(guī)遙測頭磁體不可能 產(chǎn)生的磁場強度范圍，或者，至少在植入MD 26的位置處常規(guī)遙測頭磁體通常不可能產(chǎn)生 的磁場強度范圍。然而，遙測頭場的強度可以在多個遙測頭磁體中不一樣，相應(yīng)地，在一些 示例中，將上閾值設(shè)置為僅稍稍大于最大遙測頭場（例如，大200-500mT)的值可能不足以 可靠地排除遙測頭場。因此，將上閾值選擇為充分地大于大多數(shù)常規(guī)遙測頭磁體可產(chǎn)生的 磁場（例如，大2倍）就可以僅基于檢測到的磁場在單個位置處的大小來更可靠地檢測靜 態(tài)MRI場。
[0071] 取決于IMD 26相對于磁場源的位置，靜態(tài)MRI場的強度可能相似于遙測頭場的強 度。例如，當(dāng)頂D 26位于遠(yuǎn)離MRI孔一段距離處時（例如，在1-2英尺的量級上），根據(jù)永 磁體的強度，該靜態(tài)MRI場可以具有與遙測頭磁體46所產(chǎn)生的場相似的強度（例如，IOOmT 或更?。Ｔ谶@種情況下，控制模塊56可能不能僅基于檢測到的磁場的強度來可靠地區(qū)分 靜態(tài)MRI場與遙測頭場。包括可能指示遙測頭場或靜態(tài)MRI場的磁場強度的上閾值和下閾 值之間的值范圍可以被稱為"重疊區(qū)域"，正如圖4所示那樣。
[0072] 在其他情況下，場強傳感器60可能只能產(chǎn)生二元輸出，例如，在沒有檢測到磁場 的情況下產(chǎn)生第一輸出，并在檢測到超過閾值的磁場的情況下產(chǎn)生第二輸出。例如，磁場強 度傳感器60可以是只能夠確定磁場是否超過單個閾值（如，下述下閾值）的Reed開關(guān)或其 他磁傳感器。在這種情況下，控制模塊56將不能夠僅基于量級或強度來區(qū)分磁場的源。然 而，控制模塊56將能夠確定具有超過磁場傳感器的閾值的量級的外部磁場的存在，該閾值 可能等于下閾值、上閾值、或所描述的下閾值和上閾值之間的閾值。在這樣的示例系統(tǒng)中， "重疊區(qū)域"可對應(yīng)于單個閾值（如圖4中所示的下閾值）之上的整個區(qū)域。
[0073] 雖然靜態(tài)MRI場和遙測頭場可能在重疊區(qū)域中具有類似強度，但在MD26之內(nèi)或 附近的兩個或更多個位置處測量到的、靜態(tài)MRI場和遙測頭場所產(chǎn)生的磁場的方向性的散 度可能彼此不同。圖5A和5B分別示出了遙測頭磁體46和MRI設(shè)備16的示例磁場模式。 圖5A和5B是作為示例性場模式來提供的并且不是按比例繪制的。如以上參考圖2所描述 的，遙測頭磁體46通常具有約等于MD 26的面積的面積，使得在遙測頭46被置于MD 26 上方時，遙測頭磁體46基本上覆蓋MD 26。另一方面，MRI設(shè)備16的靜態(tài)磁體在尺寸上大 得多，例如通常至少比遙測頭磁體46大一個數(shù)量級且在大多數(shù)情況下大兩個或更多個數(shù) 量級。例如，MRI掃描儀的孔可以在60-72厘米（cm)之間，而典型遙測頭磁體是約6cm。主 要歸因于磁體的物理尺寸的差異，在IMD 26被暴露到遙測頭磁體46時場方向傳感器58a 和58b處的方向性的散度遠(yuǎn)大于在MD 26被暴露到靜態(tài)MRI場時場方向傳感器58a和58b 處的方向性的散度。
[0074] 從MRI設(shè)備16的孔到患者檢查臺的末端的磁場線可基本上平行于孔軸并且因此 基本上彼此平行。如此，當(dāng)患者在患者檢查臺上時的散度將相當(dāng)小。在靠近MRI設(shè)備16處 存在場的方向性的散度可能很大的區(qū)域，如靠近掃描儀孔開口的區(qū)域。然而，在這些區(qū)域 中，靜態(tài)場的量級也將很大。另一方面，遙測頭磁體46的磁場線在小得多的面積內(nèi)改變方 向，從而導(dǎo)致在MD 25之內(nèi)或附近測量到的方向性散度大得多。
[0075] 控制模塊56可以基于從場方向傳感器58獲得的信號來確定指不IMD 26被暴露 到的磁場的方向性的參數(shù)。例如，控制模塊56可基于磁場傳感器所輸出的信號來為場方向 傳感器中的每一個確定該磁場相對于固定方向的角度。在可從NVE Corporation?1購得的 基于GMR或TMR的角度傳感器的情況下，控制模塊56可基于該傳感器所輸出的電壓信號來 為每一場方向傳感器58確定"鎖定"或固定方向?qū)优c活動方向或"自由"層之間的角度。在 其他不例中，控制模塊56可以確定與相對于固定方向的角度不同的、指不磁場的方向性的 一個或多個參數(shù)。
[0076] 控制模塊56基于測量到的指不磁場的方向性的參數(shù)來確定磁場的方向性的散 度。在一個不例中，控制模塊56可以確定在場方向傳感器58的各相應(yīng)位置處測量到的各 角度之間的絕對差。一般而言，在場方向傳感器58的各相應(yīng)位置處測量到的遙測頭磁體46 的磁場的方向性之間的差異大于在場方向傳感器58的各相應(yīng)位置處測量到的靜態(tài)MRI場 的磁場的方向性之間的差異。換言之，遙測頭磁體46的方向性散度大于MRI設(shè)備16的永 磁體的方向性散度。在檢測到的磁場的強度處于重疊區(qū)域內(nèi)時，尤其如此。
[0077] 控制模塊56可以將所確定的絕對差與可靠地區(qū)分指示靜態(tài)MRI場的磁場散度值 的范圍與指示遙測頭場的磁場散度值的范圍的場散度閾值進(jìn)行比較。例如，磁場散度閾值 可被選擇成使得小于磁場散度閾值的測量到的磁場散度值指不靜態(tài)MRI場，而大于磁場散 度閾值的測量到的磁場散度值指示遙測頭場。在一些示例中，磁場散度閾值可以由用戶使 用編程器22來設(shè)置。
[0078] 在一個示例中，控制模塊56可以使用磁場的方向性中的散度以在重疊區(qū)域中區(qū) 分靜態(tài)MRI場和遙測頭場。在控制模塊56檢測到具有以上參考圖4討論的重疊區(qū)域中的 強度的磁場時，控制模塊5 6可以確定感測到的磁場的方向性的散度，例如在各場方向傳感 器58處感測到的磁場的方向性的差異。隨后，控制模塊56可以將所確定的磁場的方向性 的散度與場散度閾值進(jìn)行比較。控制模塊56可以在磁場的方向性的散度大于場散度閾值 時將檢測到的磁場的源標(biāo)識為遙測頭磁體46并且在磁場的方向性的散度小于或等于場散 度閾值時將檢測到的磁場的源標(biāo)識為MRI設(shè)備16的主磁體。在一些情況下，重疊區(qū)域可以 是閾值磁場強度之上的整個區(qū)域，如不能區(qū)分單個閾值之上的不同強度的磁場的磁場強度 傳感器60的情況。
[0079] 在一些情況下，場方向傳感器58可以只在檢測到超過下閾值的磁場時被利用。例 如，場方向傳感器58可響應(yīng)于檢測到超過下閾值的磁場而被打開?？刂颇K56可包括用 于向場方向傳感器58選擇性地提供功率的電路。在檢測到超過下閾值的磁場之前，場方向 傳感器58可保持關(guān)閉，使得不消耗功率。以此方式，只有場強傳感器60是打開或活動的， 直至檢測到磁場為止，從而降低了傳感器58的功耗并減少了處理場方向傳感器58的輸出 所必需的處理資源。在另一示例中，控制模塊56可以只在確定磁場的源不能只使用測量到 的磁場強度來檢測后（例如響應(yīng)于確定磁場落入重疊區(qū)域內(nèi)）才向場方向傳感器58提供 功率。
[0080] 圖6是示出了根據(jù)本公開的一個方面的用于標(biāo)識磁場的源的示例方法的流程圖。 一開始，控制模塊56確定超過磁場強度閾值的磁場（70)?？刂颇K56可以基于從場強傳 感器60接收到的信號來確定磁場的強度。
[0081] 響應(yīng)于確定磁場的強度超過強度閾值，控制模塊56可啟用場方向傳感器58以測 量磁場的方向性（71)。在圖3A和3B的示例IMD 26中，它們具有兩個場方向傳感器58,第 一場方向傳感器58a生成表不在第一場方向傳感器58a的位置處的磁場的方向的信號且第 二場方向傳感器58b生成表不在第二場方向傳感器58b的位置處的磁場的方向的信號。在 其他情況下，頂D 26可包括兩個以上的場方向傳感器58,這些場方向傳感器各自生成指示 在相應(yīng)場方向傳感器58的位置處的磁場方向的信號。
[0082] 控制模塊56可以確定檢測到的磁場的方向性的散度（72)?？刂颇K56獲得場方 向傳感器58所生成的信號并基于從各場方向傳感器58中的每一個獲得的信號來確定在磁 場傳感器的各位置中的相應(yīng)位置處的磁場的方向性。在一個不例中，控制模塊56確定在場 方向傳感器58中的每一個的位置處磁場相對于固定方向的角度。使用所確定的磁場在各 位置處的角度（或指示磁場在這些位置處的方向性的其他參數(shù)），控制模塊56例如通過計 算磁場傳感器58a處的角度與磁場傳感器58b處的磁場的角度之間的絕對差來確定檢測到 的磁場的散度。
[0083] 在其中IMD 26包括兩個以上場方向傳感器58的一些實例中，控制模塊56可以確 定在所有磁場傳感器的位置處測量到的各角度中的每一個之間的絕對差。在例如三個場方 向傳感器58的情況下，控制模塊56可以確定在第一傳感器處測量到的角度與在第二傳感 器處測量到的角度之間的絕對差，在第一傳感器處測量到的角度與在第三傳感器處測量到 的角度之間的絕對差，以及在第二傳感器處測量到的角度與在第三傳感器處測量到的角度 之間的絕對差。控制模塊56可以基于這些絕對差中的一個或多個來確定磁場的散度。在 一個示例中，控制模塊56可以選擇計算得到的最大絕對差作為磁場的方向性的散度。在另 一示例中，控制模塊56可以取計算得到的絕對差的平均值，并且使用該平均值作為磁場的 方向性的散度。
[0084] 控制模塊56將所確定的磁場的散度與散度閾值進(jìn)行比較（74)。如上所述，在一 些示例中，磁場散度閾值可以是由用戶使用編程器22來編程的。在所確定的磁場散度大于 或等于散度閾值時，控制模塊56將磁場標(biāo)識為遙測頭場（76)且控制模塊56將MD 26從 在正常模式中操作轉(zhuǎn)變到在遙測頭模式（78)中操作。在所確定的磁場散度不大于或等于 (即，小于）散度閾值時，控制模塊56將磁場標(biāo)識為靜態(tài)MRI場（80)且控制模塊56將IMD 26從在正常模式中操作轉(zhuǎn)變到在MRI模式中操作（82)。
[0085] 圖7是示出了根據(jù)本公開的另一方面的用于標(biāo)識磁場的源的另一示例方法的流 程圖。最初，控制模塊56可以確定IMD 26身處其中的磁場的強度（90)?？刂颇K56可以 基于從磁場傳感器60接收到的一個或多個信號來確定磁場的強度。例如，磁場傳感器60 可以是輸出根據(jù)磁場的強度而變化的電壓的霍爾效應(yīng)傳感器且控制模塊56可以基于來自 該傳感器的電壓來確定磁場的強度。
[0086] 控制模塊56確定在框（90)中確定的磁場強度是否大于下閾值（92)。如以上參考 圖4描述的，下閾值可以是指示最小磁場強度的值，控制模塊56可將其標(biāo)識為遙測頭場或 靜態(tài)MRI場。在框（90)中，如果磁場強度不大于下閾值，則控制模塊56繼續(xù)監(jiān)視MD 26 身處其中的磁場的強度，直到磁場強度大于下閾值。
[0087] 如果框（90)中所確定的磁場強度大于下閾值，則控制模塊56確定磁場強度是否 大于上閾值（94)。上閾值指示了最大磁場強度，控制模塊56可以將其識別為由遙測頭磁體 46所產(chǎn)生的磁場。如果磁場的強度大于上閾值，則控制模塊56將磁場標(biāo)識為靜態(tài)MRI場 (104)，并且控制模塊56可以使MD26從在正常模式中操作轉(zhuǎn)變?yōu)樵贛RI模式中操作以使 MD 26為MRI掃描做好準(zhǔn)備（106)。
[0088] 如果磁場的強度不大于上閾值并且因此在下閾值和上閾值之間（S卩，在重疊區(qū)域 中），則控制模塊56可以啟用（例如，通電）場方向傳感器58以測量磁場的方向性（95)。 在圖3A和3B的不例IMD 26中，它們具有兩個場方向傳感器58,第一場方向傳感器58a生 成表不在第一場方向傳感器58a的位置處的磁場的方向的信號且第二場方向傳感器58b 生成表不在第二場方向傳感器58b的位置處的磁場的方向的信號。在其他情況下，IMD 26 可包括兩個以上的場方向傳感器58,這些場方向傳感器各自生成指不在相應(yīng)場方向傳感器 58的位置處的磁場的方向的信號。
[0089] 控制模塊56確定檢測到的磁場的方向性的散度（96)。如上所述，控制模塊56獲 得來自場方向傳感器58的信號并基于從各場方向傳感器58中的每一個獲得的信號來確定 在磁場傳感器的各位置中的相應(yīng)位置處的磁場的方向性。在一個不例中，控制模塊56確定 在場方向傳感器58中的每一個的位置處磁場相對于固定方向的角度。使用所確定的磁場 在各位置處的角度（或指示磁場在這些位置處的方向性的其他參數(shù)），控制模塊56例如通 過計算磁場傳感器58a處的角度與磁場傳感器58b處的磁場的角度之間的絕對差來確定檢 測到的磁場的散度。
[0090] 在其中IMD 26包括兩個以上場方向傳感器58的一些實例中，控制模塊56可以確 定在所有磁場傳感器的位置處測量到的各角度中的每一個之間的絕對差。在例如三個場方 向傳感器58的情況下，控制模塊56可以確定在第一傳感器處測量到的角度與在第二傳感 器處測量到的角度之間的絕對差，在第一傳感器處測量到的角度與在第三傳感器處測量到 的角度之間的絕對差，以及在第二傳感器處測量到的角度與在第三傳感器處測量到的角度 之間的絕對差。控制模塊56可以基于這些絕對差中的一個或多個來確定磁場的散度。在 一個示例中，控制模塊56可以選擇計算得到的最大絕對差作為磁場的方向性的散度。在另 一示例中，控制模塊56可以取計算得到的絕對差的平均值，并且使用該平均值作為磁場的 方向性的散度。
[0091] 控制模塊56將在框（96)確定的散度與磁場散度閾值進(jìn)行比較（98)。如上所述， 在一些示例中，磁場散度閾值可以是由用戶使用編程器22來編程的。在磁場散度大于或等 于磁場散度閾值時，控制模塊56將磁場標(biāo)識為遙測頭場（100)且控制模塊56將IMD 26從 在正常模式中操作轉(zhuǎn)變到在遙測頭模式中操作（102)。在磁場散度不大于或等于（即，小 于）磁場散度閾值時，控制模塊56將磁場標(biāo)識為靜態(tài)MRI場（104)且控制模塊56將IMD 26從在正常模式中操作轉(zhuǎn)變到在MRI模式中操作（106)。
[0092] 在一些情況下，控制模塊56可以響應(yīng)于磁場的量級超過強度閾值使MD26在一般 磁體模式中操作，并隨后在源被標(biāo)識為MRI設(shè)備16的主磁體時轉(zhuǎn)變到MRI模式以使MD 26 在MRI模式中操作，或在源被標(biāo)識為遙測頭磁體46時轉(zhuǎn)變到遙測頭模式。例如，控制模塊 56可以在磁場超過下閾值但沒有超過上閾值時開始在一般磁體模式中操作。在一個示例 中，一般磁體模式可以與遙測頭模式相同。
[0093] 圖8是詳細(xì)示出了 MD 26的示例控制模塊56的框圖。控制模塊56包括處理模 塊110、存儲器112、治療模塊114、感測模塊116、通信模塊118以及場區(qū)分模塊120。
[0094] 處理模塊110可以與存儲器112進(jìn)行通信。存儲器112可以包括計算機可讀指令， 在處理模塊110執(zhí)行這些指令時，使處理模塊110執(zhí)行屬于本文的處理模塊110的各種功 能。存儲器112可以是任何非易失性計算機可讀介質(zhì)，包括任何易失性、非易失性、磁的或 電的介質(zhì)，比如RAM、ROM、NVRAM、EEPR0M、閃存、或任何其它數(shù)字介質(zhì)。
[0095] 處理模塊110也可與治療模塊114和感測模塊116通信。治療模塊114和感測模 塊116電耦合到引線28和30的電極38、40、42以及44。感測模塊116被配置成分析來自 引線28和30的電極38、40、42以及44的信號，以便監(jiān)視心臟102的電活動，比如心臟102 的去極化和復(fù)極化。基于從電感測模塊110接收到的信號，處理模塊110可以檢測心臟活 動。在一些示例中，基于從感測模塊116接收到的信號，處理模塊110可以例如使用任何合 適的快速性心律失常檢測算法來檢測快速性心律失常。
[0096] 處理模塊110可以基于檢測到的心臟活動來產(chǎn)生EGM波形。處理模塊110也可以 基于檢測到的心臟活動來產(chǎn)生標(biāo)記物通道數(shù)據(jù)。例如，標(biāo)記物通道數(shù)據(jù)可以包括用于指示 與MD 26相關(guān)聯(lián)的感測、診斷和治療事件的發(fā)生和時序的數(shù)據(jù)。另外，標(biāo)記物通道數(shù)據(jù)可 包括與MD 26或引線28和30的各組件的性能或完整性有關(guān)的信息。處理模塊110可以 將EGM波形以及標(biāo)記物通道數(shù)據(jù)存儲到存儲器112中。隨后，例如，在通過通信模塊118從 編程器22作出請求的時候，處理模塊110可以從存儲器112中檢索出已存儲的EGM。
[0097] 治療模塊114被配置成生成并向心臟102或其他所需位置給予治療，如電刺激治 療。處理模塊110可控制治療模塊114,以根據(jù)可被存儲在存儲器112內(nèi)的一個或多個治療 程序向心臟102給予電刺激治療。例如，處理模塊110可以控制治療模塊114,以基于一個 或多個治療程序以及從感測模塊116中接收到的信號向心臟102給予起搏脈沖。
[0098] 治療模塊114還可被配置成生成復(fù)律和/或除顫電擊并向心臟102給予復(fù)律和/ 或除顫電擊，以作為起搏脈沖的補充或替換。處理模塊110可以控制治療模塊114,以向心 臟102給予復(fù)律和除顫脈沖。例如，在處理模塊110檢測到心房或心室快速性心律失常的 情況下，處理模塊110可以從存儲器112中加載反快速性心律失常起搏方案，并且控制治療 模塊114以實現(xiàn)該反快速性心律失常起搏方案。在治療模塊114被配置成生成除顫脈沖并 向心臟12給予除顫脈沖時，例如在ATP治療不能有效消除快速性心律失常的情況下，治療 模塊114可包括高電壓充電電路和高電壓輸出電路。
[0099] 通信模塊118包括任何合適的硬件、固件、軟件、或其任意組合，以便通過無線遙 測與諸如編程器22和/或患者監(jiān)視器之類的另一設(shè)備進(jìn)行通信。在處理模塊110的控制 下，在MD 26中的天線（未示出）的幫助下，通信模塊118可以接收來自編程器22和/或 患者監(jiān)視器的下行鏈路遙測并且向編程器22和/或患者監(jiān)視器發(fā)送上行鏈路遙測。處理 模塊110可提供將被上行鏈路至編程器22的數(shù)據(jù)以及用于通信模塊118內(nèi)的遙測電路的 控制信號。
[0100] 在一些不例中，IMD 26可包括與場方向傳感器58或場強傳感器60不同的附加傳 感器，處理模塊110可以與這些附加傳感器通信。例如，頂D26可以包括下列傳感器中的一 個或多個：運動傳感器（例如，加速度計或壓電元件）、心聲傳感器、或用于感測心臟內(nèi)的或 其它心血管壓力的壓力傳感器（例如，電容傳感器）。一個或多個附加傳感器可位于外殼34 之內(nèi)、位于外殼34之外、附連到引線28或30中的一者或多者、或經(jīng)由通信模塊118無線耦 合到控制模塊56。在一些不例中，場方向傳感器58或場強傳感器60可位于外殼34之外、 附連到引線28或30中的一者或多者、或經(jīng)由通信模塊118無線耦合到控制模塊56。
[0101] 場區(qū)分模塊120與場方向傳感器58、場強傳感器60以及處理模塊110通信。場區(qū) 分模塊120可包括與場方向傳感器58和場強傳感器60對接的電路。例如，場區(qū)分模塊120 可以包括向場方向傳感器58和場強傳感器60提供功率的電路，或者用于處理從場方向傳 感器58和場強傳感器60接收到的信號的放大電路、濾波電路、和/或其它信號調(diào)節(jié)電路。 在一些示例中，場區(qū)分模塊120也可以包括用于使經(jīng)調(diào)節(jié)的信號數(shù)字化并將數(shù)字化的信號 發(fā)送到處理模塊110的電路。
[0102] 場區(qū)分模塊120接收來自場強傳感器60的信號并確定磁場的強度。場區(qū)分模塊 120還接收來自場方向傳感器58的信號并確定在場方向傳感器58的相應(yīng)位置處的磁場的 方向性。如本文詳細(xì)描述的，場區(qū)分模塊120可以基于使用從場方向傳感器58和場強傳感 器60接收到的信號所確定的強度和/或方向性來將檢測到的磁場的源標(biāo)識為MRI設(shè)備的 主磁體或遙測頭磁體46。隨后，場區(qū)分模塊120可以向處理模塊110指示檢測到的磁場的 源。在場強傳感器60沒有感測到磁場的示例中，場區(qū)分模塊120可以向處理模塊110指示 沒有感測到磁場。
[0103] 根據(jù)由場區(qū)分模塊120所指示的磁場的源，處理模塊110可以將MD 26從在正常 模式中操作轉(zhuǎn)變?yōu)樵谶b測頭模式或MRI模式之一中操作。在沒有檢測到磁場的時候，處理 模塊110可以在正常模式中操作。在正常模式中操作的時候，處理模塊110可以提供典型 的感測、起搏以及除顫功能，而不用準(zhǔn)備好與遙測頭24進(jìn)行通信或者使MD 26準(zhǔn)備好進(jìn)入 MRI環(huán)境中。然而，當(dāng)MD 26從在正常模式中操作轉(zhuǎn)變?yōu)樵谶b測頭模式或MRI模式中操作 時，處理模塊110的操作可以發(fā)生改變。
[0104] 響應(yīng)于來自場區(qū)分模塊120的指示（即，磁場的源是遙測頭磁體46)，處理模塊 110可以使MD 26從在正常模式中操作轉(zhuǎn)變?yōu)樵谶b測頭模式中操作。在遙測頭模式中的時 候，處理模塊110可以控制通信模塊118以與遙測頭進(jìn)行通信，例如，從遙測頭122下載數(shù) 據(jù)以及將數(shù)據(jù)上傳到遙測頭122。
[0105] 響應(yīng)于來自場區(qū)分模塊120的指示（S卩，磁場的源是MRI設(shè)備的主磁體），處理模 塊110可以使MD 26從在正常模式中操作轉(zhuǎn)變?yōu)樵贛RI模式中操作。在MRI模式中的時 候，處理模塊110可以執(zhí)行用于使頂D 26準(zhǔn)備好要暴露于MRI環(huán)境的命令。例如，處理模 塊110可以通過通信模塊118來通知操作人員已經(jīng)檢測到了 MRI場并且MD 26被配置成 在MRI掃描期間進(jìn)行操作。在其他示例中，處理模塊110可以在MRI模式中操作期間禁用遙 測功能。對于起搏功能，處理模塊110可以控制治療模塊114以在非同步模式中操作，其中 起搏是根據(jù)設(shè)定的定時（即，固定的、預(yù)定的定時）而提供的，并且可以不響應(yīng)于感測模塊 116所感測到的事件（比如感測到的心臟P或R波）。在其他示例中，處理模塊110可以控 制IMD 26在純感測模式中操作，其中不提供起搏治療。當(dāng)治療模塊114包括除顫功能時， 在MRI模式中，處理模塊110可以禁用心動過速檢測和除顫，使得在引線28或30中感生的 任何電噪聲可以不被誤解釋為心動過速事件。處理模塊110也可以不在存儲器112中繼續(xù) 存儲EGM波形，并且可以禁用診斷功能，因為梯度場和RF場可能破壞這些EGM波形。在一 些示例中，處理模塊110可以使用其他傳感器（例如，壓力或加速度傳感器）、不同的感測 電路、或不同的感測算來檢測患者的心臟活動。在其它示例中，處理模塊110可以指令感測 模塊116濾除由MRI場所感生的信號。可以構(gòu)想，根據(jù)本文未描述的另外的設(shè)置，處理模塊 110可以控制感測模塊116和治療模塊114,以確保MD 26在MRI掃描期間能正確地操作。
[0106] 場區(qū)分模塊120可以包括可編程的設(shè)置，這些設(shè)置被用于標(biāo)識檢測到的磁場。如 上所述，這些設(shè)置可以包括下閾值、上閾值、以及磁場散度閾值。在一些示例中，用戶可以對 所述下閾值、上閾值、以及磁場散度閾值進(jìn)行編程。在這些示例中，用戶可以將下閾值、上閾 值、以及磁場散度閾值輸入到編程器22中，編程器22隨后可以通過通信模塊118將下閾 值、上閾值、以及磁場散度閾值轉(zhuǎn)移到處理模塊110。隨后，處理模塊110可以將下閾值、上 閾值、以及磁場散度閾值轉(zhuǎn)移到場區(qū)分模塊120,以供場區(qū)分模塊120在標(biāo)識檢測到的磁場 時使用。另外，在一些示例中，用戶可以使用編程器22查詢當(dāng)前的下閾值、上閾值、以及磁 場散度閾值。
[0107] 在一些示例中，場區(qū)分模塊120可以包括用于啟用場區(qū)分功能的各部分的設(shè)置。 例如，場區(qū)分模塊120可以響應(yīng)于檢測到具有超過特定閾值（如下閾值）強度的磁場而啟 用場方向傳感器58,例如向場方向傳感器58提供功率。以此方式，在沒有檢測到超過下閾 值的磁場時，不向場方向傳感器58提供功率，從而節(jié)省MD 26的電源。在檢測到超過下閾 值的磁場時，場方向傳感器58可被通電以測量磁場的方向性的散度。在其他實例中，場方 向傳感器58可響應(yīng)于檢測到磁場強度處于重疊區(qū)域中而被啟用（通電）。以此方式，在場 區(qū)分模塊120能夠只基于強度來標(biāo)識磁場的源時，場方向傳感器58保持關(guān)閉。
[0108] 在一些示例中，處理模塊110可以被配置成當(dāng)檢測到了靜態(tài)MRI場時通過通信模 塊118向外部計算設(shè)備進(jìn)行指示。例如，外部計算設(shè)備可以包括編程器22或在MRI設(shè)備身 處其中的成像室之內(nèi)的任何其它計算設(shè)備。在檢測到靜態(tài)MRI場時，處理模塊110可以通過 通信模塊118向外部計算設(shè)備指示該患者具有能夠檢測靜態(tài)MRI場的MD和/或靜態(tài)MRI 場被檢測到了。隨后，外部計算設(shè)備可以例如在顯示器上向臨床醫(yī)師顯示指示符，指示MD 26已檢測到MRI設(shè)備并且為MRI掃描做好了準(zhǔn)備。
[0109] 作為另一個示例，在檢測到靜態(tài)MRI場時，處理模塊110可以通過通信模塊118向 外部通信設(shè)備指示檢測到了靜態(tài)MRI場。隨后，響應(yīng)于從通信模塊118接收到的指示，外部 計算設(shè)備可以向頂D 26發(fā)送確收。響應(yīng)于接收到該確收，處理器110可以使MD 26在MRI 模式中操作。
[0110] 已描述了各種示例。這些和其他示例在所附權(quán)利要求的范圍內(nèi)。
【權(quán)利要求】
1. 一種設(shè)備，包括： 外殼，所述外殼被配置成植入到患者體內(nèi)； 第一磁場方向傳感器，所述第一磁場方向傳感器位于所述外殼中的第一位置處并且被 配置成生成表不磁場在所述第一位置處的第一方向的信號； 第二磁場方向傳感器，所述第二磁場方向傳感器位于所述外殼中的第二位置處并且被 配置成生成表示所述磁場在所述第二位置處的第二方向的信號； 磁場強度傳感器，所述磁場強度傳感器被配置成生成表示所述磁場的強度的信號；以 及 控制模塊，所述控制模塊被配置成基于表示所述磁場的強度的信號、表示所述磁場的 第一方向的信號、以及表不所述磁場的第二方向的信號中的至少一者來標(biāo)識所述磁場的 源。
2. 如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成確定所述第一方向 與所述第二方向之間的絕對差并至少基于所述第一方向和所述第二方向之間的絕對差來 標(biāo)識所述磁場的源。
3. 如權(quán)利要求1或2中的任一項所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成： 基于所述磁場強度傳感器所生成的信號來確定所述磁場的強度； 將所述磁場的強度與強度閾值進(jìn)行比較； 將所述第一方向與所述第二方向之間的絕對差與散度閾值進(jìn)行比較； 在所述磁場的強度大于所述強度閾值且所述第一方向與所述第二方向之間的絕對差 小于所述散度閾值時將所述磁場的源標(biāo)識為磁共振成像設(shè)備的主磁體。
4. 如權(quán)利要求1-3中的任一項所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成在所 述磁場的強度大于所述強度閾值且所述第一方向與所述第二方向之間的絕對差大于或等 于所述散度閾值時將所述磁場的源標(biāo)識為手持式磁設(shè)備。
5. 如權(quán)利要求1-4中的任一項所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成響應(yīng) 于將所述磁場的源標(biāo)識為所述MRI設(shè)備的主磁體而在MRI模式中操作，且響應(yīng)于將所述磁 場的源標(biāo)識為所述手持式磁設(shè)備而在遙測頭模式中操作。
6. 如權(quán)利要求1-5中的任一項所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成響應(yīng) 于所述磁場的強度超過所述強度閾值而對所述第一和第二磁場方向傳感器通電。
7. 如權(quán)利要求1-6中的任一項所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成： 將所述磁場的強度與強度閾值進(jìn)行比較； 響應(yīng)于所述磁場的量級超過所述強度閾值而在磁體模式中操作； 將所述第一方向與所述第二方向之間的絕對差與散度閾值進(jìn)行比較；以及 在所述第一方向與所述第二方向之間的絕對差小于所述散度閾值時轉(zhuǎn)變到MRI模式。
8. 如權(quán)利要求1-7中的任一項所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成： 基于所述磁場強度傳感器所生成的信號來確定所述磁場的強度； 將所述磁場的強度與上強度閾值進(jìn)行比較；以及 當(dāng)所述磁場的強度大于所述上強度閾值時，將所述磁場的源標(biāo)識為磁共振成像（MRI) 設(shè)備的主磁體。
9. 如權(quán)利要求1-8中的任一項所述的設(shè)備，其特征在于，所述控制模塊被配置成： 在所述磁場的強度不大于所述上強度閾值時確定所述第一和第二方向之間的絕對 差； 將所述絕對差與散度閾值進(jìn)行比較； 當(dāng)所述絕對差小于所述散度閾值時，將所述磁場的源標(biāo)識為所述MRI設(shè)備的主磁體； 以及 當(dāng)所述絕對差大于或等于所述散度閾值時，將所述磁場的源標(biāo)識為手持式磁設(shè)備。
10.如權(quán)利要求1-9中任一項所述的設(shè)備，其特征在于， 還包括第三磁場方向傳感器，所述第三磁場方向傳感器位于所述外殼中的第三位置處 并且被配置成生成表示所述磁場在所述第三位置處的第三方向的信號， 其中所述控制模塊被配置成： 確定所述第一和第二方向之間的第一絕對差； 確定所述第一和第三方向之間的第二絕對差； 確定所述第二和第三方向之間的第三絕對差； 將所述絕對差中的每一個與散度閾值進(jìn)行比較； 當(dāng)所述絕對差中的任一個大于或等于所述散度閾值時，將所述磁場的源標(biāo)識為手持式 磁設(shè)備；以及 當(dāng)所述絕對差中沒有一個大于或等于所述散度閾值且所述磁場的強度大于強度閾值 時，將所述磁場的源標(biāo)識為所述MRI設(shè)備的主磁體。
【文檔編號】A61N1/36GK104379211SQ201380022239
【公開日】2015年2月25日 申請日期:2013年4月17日 優(yōu)先權(quán)日:2012年4月26日
【發(fā)明者】T·A·杰克遜, L·C·麥克盧爾, C·C·斯坦瑟 申請人:美敦力公司