CN109689155B - 植入式医疗设备中的用于磁场检测的霍尔传感器电路 - Google Patents

Abstract

本公开涉及植入式医疗设备中的用于磁场检测的霍尔传感器电路。描述了用于使用多个霍尔传感器和斩波器‑放大器电路进行磁场检测的技术。根据来自霍尔传感器中的一个的测量的对存在磁场的确定可以触发根据来自其他霍尔传感器中的一个或多个的测量的对磁场的存在的确认或确认以及再次确认。

Description

植入式医疗设备中的用于磁场检测的霍尔传感器电路

技术领域

本公开涉及植入式医疗设备(IMD)，并且更具体地，涉及利用IMD的磁场检测。

背景技术

植入式医疗设备(IMD)可暴露于电磁干扰(EMI)。例如，可能需要对为了诊断或治疗目的而在体内植入IMD的患者执行某些类型的医疗程序。携载植入的IMD的患者可能需要例如进行磁共振成像(MRI)扫描，计算机断层扫描(CT)扫描，电灼程序，透热程序，或产生磁场、电磁场、电场或其他类型的电磁能量的其他类型的医疗程序。由这种医疗程序产生的电磁能量可能干扰IMD的操作。例如，电磁能量可能干扰IMD的内部电路系统的操作和/或改变IMD的治疗的递送。

发明内容

本公开描述了用于确定磁场的存在的示例技术，诸如，从磁共振成像(MRI)场生成的磁场。在一些示例中，植入式医疗设备(IMD)可以至少部分地基于该确定选择性地进入安全模式。

在一个示例中，斩波器电路放大和解调在第一霍尔传感器的第一组端子处生成的电压，该电压是由于被施加通过该第一霍尔传感器的正交的第二组端子的经调制的电流而在该第一霍尔传感器的第一组端子处生成的。处理器电路系统基于斩波器电路的输出、在斩波器电路没有施加电流通过第一组端子以及放大和解调在第二组端子处生成的电压的情况下，确定磁场的存在。

根据斩波器电路的输出确定磁场的存在可以致使斩波器电路相对于第二和/或第三霍尔传感器重复上述技术，以确认磁场的存在。响应于确定磁场的存在或确定和确认磁场的存在，IMD可以将其自身配置成在MRI安全模式中。

在一个方面，本公开涉及一种磁场检测方法，该方法包括：以一频率调制被施加通过霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流；放大在所述霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成经放大的电压，其中至少部分地响应于被施加通过所述霍尔传感器的所述第一端子和第二端子的所述电流而生成所述电压；以相同的频率解调所述经放大的电压以生成经解调的信号；基于所述经解调的信号来确定磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述霍尔传感器的所述第三端子和第四端子以及没有放大在所述第一端子和第二端子两端的电压的情况下，确定所述磁场的存在；以及部分地基于确定所述磁场的存在而使植入式医疗设备进入安全模式中。

在另一方面，本公开涉及一种用于磁场检测的植入式医疗设备(IMD)，所述IMD包括：霍尔传感器；磁场检测电路，所述磁场检测电路被配置成以一频率调制被施加通过所述霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流，放大所述霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成经放大的电压，其中至少部分地响应于被施加通过所述霍尔传感器的所述第一端子和第二端子的所述电流而生成所述电压，以及以相同的频率解调所述经放大的电压以生成经解调的信号。所述IMD还包括处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：基于所述经解调的信号来确定磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述霍尔传感器的所述第三端子和第四端子以及没有放大在所述第一端子和第二端子两端的电压的情况下，确定所述磁场的存在；以及部分地基于确定所述磁场的存在而使所述IMD进入安全模式中。

在另一方面，本公开涉及一种用于磁场检测的植入式医疗设备(IMD)，所述IMD包括：用于以一频率调制被施加通过霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流的装置；用于放大在所述霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成经放大的电压的装置，其中至少部分地响应于被施加通过所述霍尔传感器的所述第一端子和第二端子的所述电流而生成所述电压；用于以相同的频率解调所述经放大的电压以生成经解调的信号的装置；用于基于所述经解调的信号来确定磁场的存在的装置，其中在没有施加电流通过所述霍尔传感器的所述第三端子和第四端子以及没有放大在所述第一端子和第二端子两端的电压的情况下，确定所述磁场的存在；以及用于部分地基于确定所述磁场的存在而使植入式医疗设备进入安全模式中的装置。

在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。通过本说明书和附图以及通过权利要求书，本公开的其他特征、目的、和优点将变得明显。

附图说明

图1是示出在治疗系统中的示例植入式医疗设备(IMD)的概念图，该IMD被配置成响应于检测到磁场而选择性地进入安全模式。

图2是示出示例医疗设备的部件的功能框图。

图3是示出磁场检测电路的示例的电路图。

图4是示出形成磁场检测电路的一部分的斩波器稳定化的(chopper-stabilized)混频器放大器的电路图。

图5A是示出形成磁场检测电路的一部分的示例霍尔传感器配置的框图。

图5B是示出形成磁场检测电路的一部分的另一示例霍尔传感器配置的框图。

图6是示出磁场检测的示例方法的流程图。

具体实施方式

本公开描述了如下的技术：植入式医疗设备(IMD)检测足够幅度的磁场，以响应于检测到足够幅度的磁场而选择性地进入安全模式，以及检测该磁场不再存在，并响应于确定该磁场不再存在而退出安全模式。在安全模式中，IMD可调整IMD的操作。在一些示例中，在安全模式中，可以保护IMD免受磁场对IMD的部件的一个或多个影响。例如，磁场可能影响IMD的某些方面的操作。磁场可以由磁共振成像(MRI)场引起，并且通过在安全模式中调整IMD的操作，IMD可以受到保护，或者使IMD对MRI场的影响更具抵抗力，从而允许对具有IMD的患者执行MRI或其他程序而不会显著影响IMD操作。

传感器(诸如，霍尔传感器)响应于垂直于霍尔传感器、被施加到霍尔传感器的磁场以及由于激励电流流过霍尔传感器(例如，AC电流通过霍尔传感器)，而在两个端子两端生成电势(电压)。如果端子两端的电压大于或小于阈值，则霍尔传感器周围存在磁场的可能性很高。例如，可以将霍尔传感器形成为矩形，其中每一侧形成端子。激励电流可以通过两个相对的端子进入和退出，并且在另外两个端子两端生成电压。

在本公开中描述的一些示例中，磁场检测电路包括多个霍尔传感器，所述多个霍尔传感器被配置成检测不同平面中的磁场，使得磁场检测电路能够检测在三维中的任何一维中的磁场。例如，磁场检测电路包括：被配置成检测X平面中的磁场的第一霍尔传感器，被配置成检测Y平面中的磁场的第二霍尔传感器，以及被配置成检测Z平面中的磁场中的第三霍尔传感器。可以将三个霍尔传感器一起形成在共同结构上，或者可以将每个霍尔传感器形成在单独的结构中。为了便于公开，描述了三个霍尔传感器，但是通常，本公开中描述的技术可以利用两个或更多个霍尔传感器来工作。

一个或多个斩波器-放大器可以被耦合到相应的霍尔传感器，并输出指示各个霍尔传感器的端子上的电压的电信号。在本公开中，为了便于描述，描述了选择性地耦合到不同霍尔传感器的一个斩波器-放大器；然而，在一些示例中，对于霍尔传感器中的每一个，可以存在一个斩波器-放大器，从而产生三个斩波器-放大器，或者一个或多个斩波器-放大器的任何组合。

使用霍尔传感器检测磁场可能受到霍尔传感器的固有偏移的影响。即使不存在磁场，霍尔传感器也可以响应于激励电流而在端子两端生成电压。该电压是偏移电压，并且可能会对净空(headroom)产生负面影响。例如，斩波器-放大器放大偏移电压，并且如果偏移电压足够高或放大器增益足够高，则斩波器-放大器的输出可能接近轨(rail)电压(例如，斩波器-放大器能够输出的最大电压)，从而使经放大的传感器输出饱和。净空可以是轨电压与斩波器-放大器的输出之间的差值。因为偏移电压可能导致斩波器-放大器的输出近似等于轨电压，所以少量的磁场可能导致斩波器-放大器的输出等于轨电压。

在这种情况下，斩波器-放大器的输出可能无法用于确定施加到霍尔传感器的磁场的量，因为由于偏移电压，几乎任何量的磁场都会导致斩波器-放大器的输出处于轨电压。例如，如果磁场处于相对低的水平、中等水平或高水平，则斩波器-放大器的输出可以近似等于轨电压，因为斩波器-放大器的输出对于所有三个水平将是相同的。

一些技术利用偏移校正技术来减轻偏移电压的影响。然而，偏移校正技术需要附加的功率，这在低功率设备或在其中保持低功率损耗来延长电池寿命是重要的设备(诸如，医疗设备)中可能是不期望的。

本公开中所描述的示例技术提供磁场检测，而无需补偿固有的霍尔传感器电压偏移。可以最初在不存在磁场的情况下利用激励电流来驱动多个霍尔传感器，并且将斩波器-放大器的输出或霍尔传感器自身生成的电压存储为基线测量。在操作中，被耦合到斩波器-放大器的电路可以基于检测到斩波器-放大器的输出相对于基线测量的移位来确定磁场的存在。

为了减轻净空问题，激励电流的幅度可以相对低。例如，激励电流的幅度可以是大约10微安到大约100微安而不是1mA。利用这种低幅度激励电流，由霍尔传感器响应于磁场而生成的电压可以相对低。即使具有偏移电压，斩波器-放大器的输出的幅度也可能不会接近轨电压，因为在霍尔传感器两端生成的电压相对低。通过将激励电流的幅度保持为低，电路可以能够基于与基线测量的比较来确定磁场水平。

虽然利用霍尔传感器和斩波器-放大器来检测磁场的存在可能是相对有效的，但由于低噪声和降低的净空，可能存在如下的可能性：错误检测到磁场或错误确定磁场不再存在。在本公开中描述的示例中，第一霍尔传感器的输出可以用于初步地检测磁场的存在，并且至少第二霍尔传感器可以用于确认磁场的存在。

而且，第一霍尔传感器可能无法检测来自所有角度的磁场。例如，如果患者相对于磁场以特定方式被定向，则第一霍尔传感器可能不会检测到该磁场。因此，具有第二霍尔传感器和可能的第三霍尔传感器，每个传感器在相对于彼此不同的平面中可以确保无论磁场的角度如何都会被检测到。

作为示例，Z平面霍尔传感器可以是相对灵敏的传感器。如果电路在斩波器-放大器被耦合到Z平面霍尔传感器时，确定斩波器-放大器的输出指示存在磁场，则电路可以在斩波器-放大器被耦合到X平面霍尔传感器和Y平面霍尔传感器中的至少一个时，确定斩波器-放大器的输出。如果电路基于X平面霍尔传感器的输出和Y平面霍尔传感器的输出中的一者或两者确定存在磁场(例如，确认由Z平面霍尔传感器的检测)，则电路可以致使IMD进入安全模式。一旦IMD进入安全模式，电路可依赖于斩波器-放大器的输出，以确定由霍尔传感器中的两个或多个生成的电压何时指示磁场不再存在。

在上面的示例中，电路可以周期性地轮询Z平面霍尔传感器(例如，周期性地输出激励电流通过Z平面霍尔传感器并确定耦合到Z平面霍尔传感器的斩波器电路的输出)。如果斩波器电路的输出指示存在磁场，则电路可以轮询X平面霍尔传感器和/或Y平面霍尔传感器，以确认磁场的存在。以这种方式，示例技术允许低功率和精确的磁场检测，以选择性地致使IMD响应于磁场的存在而进入安全模式并且响应于磁场不再存在而退出安全模式。

图1是示出在治疗系统10中的示例植入式医疗设备(IMD)16的概念图，该IMD 16被配置成响应于检测到磁场而选择性地进入安全模式。在一些示例中，治疗系统10可以向患者12递送治疗，以解决各种患者病况。患者12通常是人类患者。然而，在一些情况下，治疗系统10可应用于其他哺乳动物或非哺乳动物、非人类患者。

由IMD 16解决的患者病况的一个示例是运动障碍。运动障碍可以由一种或多种症状来表征，诸如，但不限于，肌肉控制损伤、运动损伤、或其他运动问题，诸如僵硬、运动徐缓、节律性运动机能亢奋、非节律性运动机能亢奋、肌张力障碍、震颤、以及运动不能。在一些情况下，运动障碍可以是帕金森病或亨廷顿病的症状。然而，运动障碍也可归结于其他患者病况。

作为其他示例，IMD 16可被配置成递送治疗，以管理除运动障碍之外或代替运动障碍的其他患者病况，诸如，但不限于，癫痫发作(例如，癫痫)、精神障碍、行为障碍、情绪障碍、记忆障碍、心理状态障碍、阿尔茨海默病、或其它神经或精神损伤。精神障碍的示例包括重性抑郁障碍(MDD)、双相障碍、焦虑障碍、创伤后应激障碍、心境恶劣障碍、和强迫症(OCD)。

还构想经由向脑部28或患者12体内的另一合适的目标治疗递送部位递送治疗的对其他患者疾病的治疗。在一些示例中，作为示例，IMD 16可以向患者12的脊髓递送刺激，以提供疼痛治疗。

尽管图1示出了IMD 16是神经刺激器的示例，但是技术不受限制。在一些示例中，IMD 16可以提供心脏刺激治疗(例如，IMD 16是起搏器和/或心脏复律除颤器)，以解决诸如心律失常、心脏纤颤等的病况。作为附加的示例，IMD 16可以提供用于诸如疼痛、尿失禁或大便失禁、性功能障碍之类的症状或病况的骨盆底刺激治疗，胃刺激(例如，用于肥胖或胃轻瘫)，用于疼痛或其他症状的外周神经刺激，以及可提供对控制至各种组织部位(诸如，患者的心脏、脑部、脊髓、骨盆神经、外周神经、或胃肠道)的电刺激或药物递送有用的信息。因此，本公开中描述的用于检测磁场的技术可以应用于各种IMD中的任何一种，包括刺激设备、药物递送设备和其他设备。此外，尽管利用IMD 16的示例描述了本公开，但是本公开中描述的技术可以适用于外部医疗设备的示例。

如更详细地描述的，本公开描述了磁场检测电路。电路可以是IMD 16的一部分、是单独的IMD的一部分、或者是外部医疗设备的一部分。通常，如本公开中描述的磁场检测电路可以与外部或植入式医疗设备集成、容纳在外部或植入式医疗设备中、耦合至外部或植入式医疗设备或以其他方式与外部或植入式医疗设备相关联，所述外部或植入式医疗设备诸如是，心脏复律器/除颤器、脊髓刺激器、骨盆神经刺激器、深部脑刺激器、胃肠刺激器、外周神经刺激器、或肌肉刺激器，并且如本公开中描述的磁场检测电路还可以与植入式或外部药物递送设备结合使用。例如，磁场检测电路可以驻留在植入式医疗设备壳体或耦合到这种设备的引线或导管内。

磁场检测电路可以与不同的治疗应用结合使用，所不同的述治疗应用诸如是，心脏刺激，深部脑刺激(DBS)，脊髓刺激(SCS)，用于骨盆疼痛、失禁、或性功能障碍的骨盆刺激，用于胃轻瘫、肥胖或其他障碍的胃刺激，或用于疼痛管理的外周神经刺激。刺激还可以用于肌肉刺激(例如，功能性电刺激(FES))以促进肌肉运动或防止萎缩。

为了便于理解，作为一个示例，以下描述了IMD 16提供深部脑刺激(DBS)的示例，如图1中所示的。在图1中所示的示例中，治疗系统10包括医疗设备编程器14、IMD 16、引线延长件18、以及具有相应的电极24、26组的一个或多个引线20A和20B(统称为“引线20”)。IMD 16包括治疗模块，该治疗模块包括刺激生成器，该刺激生成器被配置成生成电刺激治疗，并分别经由引线20A和20B的电极24、26子组向患者12的脑部28的一个或多个区域递送电刺激治疗。在图1中所示的示例中，治疗系统10可被称作DBS系统，因为IMD 16直接将电刺激治疗递送到脑部28内的组织(例如，在脑部28的硬脑膜下面的组织部位或者一个或多个分支或节点、或者纤维轨道(fiber tracks)的汇合)。在其他示例中，引线20可被定位成将治疗递送到脑部28的表面(例如，脑部28的皮层表面)。在一些示例中，IMD 16可将皮层刺激治疗提供给患者12(例如通过将电刺激递送到脑部28的皮质中的一个或多个组织部位)。在一些示例中，IMD 16可以通过向一个或多个迷走神经组织部位递送电刺激来向患者12提供迷走神经刺激(VNS)治疗。

在图1中所示的示例中，IMD 16可以被植入在患者12的胸部区域中的皮下袋内。在其他示例中，IMD16可以被植入在患者12的其他区域内，诸如，患者12的腹部或臀部中的皮下袋或患者12的颅骨附近。植入的导线延伸件18经由连接器块30(也被称为头部)被耦合到IMD 16，该连接器块30可以包括例如电耦合到引线延伸件18上的相应电触点的电触头。电触点将由引线20携载的电极24、26电耦合到IMD 16。引线延长件18从IMD 16在患者12的胸腔内的植入部位沿着患者12的颈部并穿过患者12的颅骨行进以进入脑部28。IMD 16可由抗体液腐蚀和降解的生物相容的材料构成。IMD 16可包括气密壳体34来基本上封围诸如处理器、治疗模块、以及存储器之类的部件。

在图1所示的示例中，引线20被分别植入在脑部28的右半球和左半球内以便向脑部28的一个或多个区域递送电刺激，该一个或多个区域可基于许多因素(诸如，实施治疗系统10以管理的患者病况的类型)来进行选择。构想引线20和IMD 16的其他植入部位。例如，IMD 16可被植入在颅骨32上或内，或引线20可被植入在同一半球内的多个目标组织部位处，或IMD 16可被耦合至单个引线，该单个引线被植入在脑部28的一个或两个半球中。

引线20可以被定位以将电刺激递送到大脑28内的一个或多个目标组织部位，以管理与患者12的疾病相关联的患者症状。可通过颅骨32中的相应的孔植入引线20，以将电极24、26定位在脑部28的所期望的位置处。可将引线20放置在脑部28内的任何位置处，使得电极24、26能够在治疗期间向脑部28内的目标组织部位递送电刺激。不同的神经系统障碍或精神障碍可能与脑部28的一个或多个区域中的活动(可在患者之间有所不同)相关联。例如，用于控制患者12的运动障碍的脑部28内的合适的目标治疗递送部位可以包括以下项中的一项或多项：脚桥核(PPN)，丘脑，基底神经节结构(例如，苍白球，黑质或丘脑底核)，未定带，纤维束，豆核束(及其分支)、豆状袢、和/或福雷尔区(Field of Forel)(丘脑束)。PPN也可被称作盖脚桥核(pedunculopontine tegmental nucleus)。

作为另一示例，在MDD、双相障碍、OCD、或其他焦虑性障碍的情况中，引线20可被植入成将电刺激递送至脑部28的内囊的前肢，并且仅内囊的前肢的腹侧部分(也被称为VC/VS)、扣带皮层的膝下部件(其可被称为CG25)、前扣带皮层布洛德曼(Brodmann)区域32和24、前额叶皮质的各部分，各部分包括背外侧和内侧前额叶皮质(PFC)(例如，布洛德曼区域9)、腹内侧前额叶皮质(例如，布洛德曼区域10)、外侧和内侧眶额叶皮质(例如，布洛德曼区域11)、内侧或伏隔核、丘脑、板内丘脑核、杏仁核、海马、外侧下丘脑、蓝斑核、中缝背核，腹侧被盖、黑质、丘脑底核、丘脑下脚、丘脑背内侧核、缰核、终纹床核、或它们的任意组合。还构想不位于患者12的脑部28中的目标组织部位。

作为另一示例，例如，在癫痫发作或阿尔茨海默病的情况中，引线20可被植入成向帕佩兹电路(Circuit of Papez)内的区域递送电刺激，这些区域诸如，例如，丘脑前核、内囊、扣带、穹隆、乳头体、乳头丘脑束(乳头丘脑纤维束)、和/或海马。例如，在癫痫发作的情况中，IMD 16可经由所选的电极24、26的子组向脑部28的区域递送治疗，以抑制与癫痫的发生(例如，脑部28的致痫灶)相关联的丘脑前核、海马、或其他脑区域内的皮层活动。相反地，在阿尔茨海默病的情况中，IMD 16可经由电极24、26向脑部28的区域递送治疗以增加与阿尔茨海默病相关联的丘脑前核、海马、或其他脑区域内的皮层活动。作为另一示例，在抑郁(例如，MDD)的情况中，IMD 16可经由电极24、26向脑部28的区域递送治疗以增加脑部28的一个或多个区域内的皮层活动，以有效地治疗患者障碍。作为另一示例，IMD 16可经由电极24、26向脑部28的区域递送治疗以减少脑部28的一个或多个区域(诸如，例如，额叶皮质)内的皮层活动，以治疗障碍。

虽然在图1中将引线20示为被耦合到共同的引线延长件18，但是，在其他示例中，引线20可经由单独的引线延长件被耦合到IMD 16或直接被耦合到IMD 16。此外，虽然图1将系统10示为包括经由引线延长件18被耦合到IMD 16的两个引线20A与20B，但是在一些实施例中，系统10可包括一个引线或不止两个引线。

可以经由任何合适的技术、诸如通过患者12的头骨中的相应钻孔或者通过颅骨32中的常见钻孔来将引线20植入在脑部28的期望位置内。引线20可以被放置在脑部28内的任何位置处，使得引线20的电极24、26能够在治疗期间向目标组织提供电刺激。从IMD 16的治疗模块内的刺激生成器(未示出)生成的电刺激可以诸如通过改善患者12的肌动任务(motor task)的执行(否则该肌动任务可能是困难的)来帮助减轻运动障碍的症状。这些任务可包括例如，发起运动、维持运动、抓持和移动物体、改善与窄转相关联的步态和平衡等等中的至少一个。有助于减轻运动障碍(或其他患者病况)的症状的电刺激治疗的确切治疗参数值可以对于所涉及的具体目标刺激部位(例如，脑部的区域)以及具体患者和患者病况是特定的。

在图1中所示出的示例中，引线20的电极24、26被示为环形电极。环形电极可相对容易编程，并且通常能够将电场递送到与引线20邻近的任何组织。在其他示例中，引线20的电极24、26可具有不同的配置。例如，引线20的电极24、26可具有能够产生成形的电场(包括交错的(interleaved)刺激)的复杂的电极阵列几何形状。复杂电极阵列几何形状的示例可以包括沿引线的长度被定位在不同轴向位置处的电极阵列，以及围绕引线的周边(例如，圆周)被定位在不同角度位置处的电极阵列。除了环形电极之外或者代替环形电极，复杂电极阵列几何形状可包括围绕每个引线20的外周界的多个电极(例如，部分环形或分段的电极)。以此方式，电刺激可以从引线20被导向特定方向，以增强治疗功效并且减少刺激大体积组织引起的可能的不良副作用。在其中将多个引线20围绕目标植入在相同半球上的一些示例中，可以在两个或更多个电极之间执行转向电刺激。

在一些示例中，IMD 16的壳体34可包括一个或多个刺激和/或感测电极。例如，壳体34可以包括导电材料，该导电材料在IMD 16被植入患者12体内时暴露于患者12的组织，或者电极可以附连到壳体34。在其他示例中，引线20可以具有除了如图1中所示的细长圆柱体之外的具有主动或被动尖端配置的形状。例如，引线20可以是贴片引线、球状引线、可弯曲引线、或在治疗患者12中有效的任何其他类型的形状。

IMD 16可以根据一个或多个刺激治疗程序向患者12的脑部28递送电刺激治疗。刺激治疗程序可为由IMD 16的治疗模块生成的并从IMD 16递送至患者12的脑部28的治疗定义一个或多个电刺激参数值。例如，在IMD 16以电脉冲的形式递送电刺激的情况下，电刺激参数可以包括幅度模式(恒定电流或恒定电压)、脉冲幅度、脉冲宽度、波形形状等。此外，如果不同的电极可用于刺激的递送，则可通过电极组合进一步表征治疗程序的治疗参数，该治疗参数可定义所选的电极及它们相应的极性。

在一些示例中，IMD 16可包括感测模块，该感测模块被配置成经由电极24、26的子组、另一电极组、或者两者来感测脑部28的一个或多个区域内的生物电信号。因此，在一些示例中，电极24、26可用于将电刺激从治疗模块递送到脑部28内的目标部位，以及用于感测脑部28内的脑部信号。然而，IMD 16还可使用单独的感测电极组来感测生物电脑部信号。在图1中所示的示例中，由电极24、26生成的信号经由相应引线20A、20B内的导体被传导到IMD16内的感测模块。在一些示例中，IMD 16的感测模块可经由电极24、26(也被用于将电刺激递送到脑部28)中的一个或多个电极来感测生物电信号。在其他示例中，电极24，26中的一个或多个电极可以在一个或多个不同电极24、26可被用于递送电刺激时用于感测生物电信号。

取决于由IMD 16所使用的具体刺激电极和感测电极，IMD 16可以监测生物电信号并在脑部28的相同区域处或在脑部28的不同区域处递送电刺激。在一些示例中，用于感测生物电信号的电极可以位于用于递送电刺激的相同引线上，而在其他示例中，用于感测生物电信号的电极可以位于与用于递送电刺激的电极不同的引线上。在一些示例中，可以利用外部电极(例如，头皮电极)监测患者12的生物电信号。此外，在一些示例中，感测脑部28的生物电信号的感测模块(例如，生成指示脑部28内的活动的电信号的感测模块)在与IMD16的外壳体34物理上分开的壳体中。然而，在图1中所示的示例以及在本文中为了便于描述而主要参考的示例中，IMD 16的感测模块和治疗模块被封围在共同的壳体34内。

由IMD 16所感测的生物电信号可反映由脑部组织两端的电势差的总和所产生的电流的变化。示例生物电脑部信号包括，但不限于，脑电图(EEG)信号、皮层脑电图(ECoG)信号、从患者的脑部的一个或多个区域内感测到的局部场电位(LFP)、和/或来自患者的脑部内的单个细胞的动作电位。在一些示例中，可同侧或对侧地测量LFP数据并且LFR数据被认为是平均值(例如，最大值或最小值或它们的启发式组合)或被认为是某个其他值。获得感测信号的位置可被调整至患者12的身体的疾病发作侧或症状的严重程度或疾病持续时间。可例如，基于所呈现的临床症状及它们的严重程度来作出调整，可利用所记录的LFP数据来对这些调整进行增强或注释。临床医生或IMD 16的处理器还可将启发式权重添加至同侧地和/或对侧地测得的LFP数据以供系统反馈所考虑。

外部编程器14按需被配置成无线地与IMD 16进行通信，以提供或检取治疗信息。编程器14是用户(例如，临床医生和/或患者12)可用来与IMD 16进行通信的外部计算设备。例如，编程器14可以是临床医生用来与IMD 16进行通信并为IMD 16编程一个或多个治疗程序的临床医生编程器。此外或替代，编程器14可以是允许患者12选择程序和/或查看并修改治疗参数值的患者编程器。临床医生编程器可包括比患者编程器多的编程特征。换言之，可以仅允许由临床医生编程器进行更加复杂或灵敏的任务，以防止未经训练的患者对IMD 16作出非期望的改变。

编程器14可以是具有可由用户查看的显示器和用于向编程器14提供输入的接口(即，用户输入机制)的手持式计算设备。例如，编程器14可包括向用户呈现信息的较小的显示屏幕(例如，液晶显示器(LCD)或发光二极管(LED)显示器)。另外，编程器14可包括触摸屏显示器、键区(keypad)、按钮、外围定点设备、或者允许用户通过编程器14的用户接口导航并提供输入的另一个输入机制。如果编程器14包括按钮和键区，则按钮可专用于执行特定功能(即，电源按钮)，按钮和键区可以是取决于由用户当前查看的用户接口的截面而改变功能的软键，或它们的任意组合。替代地，编程器14的屏幕(未示出)可以是允许用户将输入直接提供给在显示器上显示的用户接口的触摸屏。用户可使用手写笔或他们的手指来向显示器提供输入。

在其他示例中，编程器14可以是较大的工作站或在另一多功能设备内的单独的应用，而并非专用计算设备。例如，多功能设备可以是笔记本电脑、平板电脑、工作站、蜂窝电话、个人数字助理、或可运行能使计算设备作为安全医疗设备编程器14来操作的应用的另一计算设备。耦合到计算设备的无线适配器可使计算设备和IMD 16之间能进行安全通信。

当编程器14被配置成由临床医生使用时，编程器14可被用来向IMD 16传输初始编程信息。该初始信息可包括硬件信息(诸如，引线20的类型，引线20上的电极24、26的布置，脑部28内的引线20的位置)、定义治疗参数值的初始程序、以及可能有用的用于编程到IMD16中的任何其他信息。编程器14还能完成功能测试(例如，测量引线20的电极24、26的阻抗)。

临床医生还可借助于编程器14生成治疗程序并将治疗程序存储在IMD 16内。在编程会话期间，临床医生可确定一个或多个治疗程序，其可将有效的治疗提供给患者12以解决与运动障碍(或其他患者病况)相关联的症状。例如，临床医生可以选择用来将刺激递送给脑部28的一个或多个电极组合。在编程会话期间，患者12可以向临床医生提供关于正被评估的特定程序的功效的反馈，或者临床医生可以基于患者的一个或多个感测到的或可观察的生理参数(例如，肌肉活动)或基于经由一个或多个运动传感器检测到的运动来评估功效，所述一个或多个运动传感器生成指示患者12的运动的信号。编程器14可通过提供用于标识潜在地有益的治疗参数值的方法系统，来辅助临床医生创建/标识治疗程序。

编程器14还可被配置成供患者12使用。当配置作为患者编程器时，编程器14可具有受限功能(与临床医生编程器相比)，以便防止患者12改变IMD 16的关键功能或应用，这种改变可能对患者12有害。

无论编程器14被配置用于临床医生还是患者使用，编程器14被配置成经由无线通信与IMD 16以及任选地另一计算设备进行通信。编程器14，例如，可经由无线通信，使用本领域内已知的射频(RF)遥测技术来与IMD 16进行通信。编程器14还可使用各种本地无线通信技术(诸如，根据802.11或蓝牙规范集的RF通信、根据IRDA规范集的红外(IR)通信、或其他标准或专有遥测协议)中的任一种技术经由有线或无线连接与另一编程器或计算设备通信。编程器14还可经由可移除介质(诸如，磁盘或光盘、存储卡、或者存储棒)的交换与其他编程或计算设备进行通信。进一步地，编程器14可经由本领域内已知的远程遥测技术，经由例如，局域网(LAN)、广域网(WAN)、公用交换电话网(PSTN)、英特网、或蜂窝电话网络，与IMD16和另一编程器进行通信。

图1中所示的系统10仅是被配置成执行本公开中描述的技术的治疗系统的一个示例。具有引线、电极、和传感器的其他配置的系统是可能的。例如，在其他实施方式中，IMD16可被耦合至具有被定位于不同目标组织部位处的一个或多个电极的附加的引线或引线段，该不同目标组织部位可位于脑部28内或位于脑部外(例如，接近于患者12的脊髓、患者12的外周神经、患者12的肌肉、或任何其它合适的治疗递送部位)。这些附加的引线可被用于向患者12内的相应的刺激部位递送不同的刺激治疗或用于监测患者12的至少一个生理参数。

附加地，在其他示例中，系统可包括一个以上IMD。例如，系统可包括耦合至相应的一个或多个引线的两个IMD。在一些示例中，每个IMD可向患者12的相应侧面(lateralside)递送刺激。

作为另一示例配置，治疗系统可包括一个或多个无引线电刺激器(例如，具有比IMD 16更小的形成因子并且可以不被耦合到任何单独的引线的微刺激器)。无引线电刺激器可被配置成经由在电刺激器的外壳体上的一个或多个电极生成电刺激治疗并向患者12递送电刺激治疗。在包括多个无引线电刺激器的示例中，无引线电刺激器可被植入患者12体内的不同目标组织部位处。一个电刺激器可以充当“主”模块，其协调经由多个电刺激器向患者12递送刺激。

在一些示例中，IMD 16未被配置成向患者12的宝贝递送电刺激治疗，而是仅被配置成感测患者12的一个或多个生理参数，包括患者12的生物电脑部信号。这种类型的IMD16可以是患者监测设备，该患者监测设备对于诊断患者12、监测患者病况12、或用于训练IMD 16或另一IMD以用于治疗递送是有用的。

植入有IMD 16的患者12可以接受某些治疗或诊断程序，诸如，磁共振成像(MRI)扫描。MRI使用高频射频(RF)脉冲、静态磁场、和梯度磁场来创建关于患者12的图像数据。MRI可以具有每特斯拉大约42MHz的频率。一个示例MRI系统使用1.5特斯拉磁场并且具有大约64MHz的对应RF频率。

本公开中描述的技术不限于任何特定的MRI系统，并且本公开构想了其他MRI系统。本公开中描述的技术不应被视为限制用于MRI系统，并且可更一般地扩展到对磁场的检测，无论磁场是否是由MRI扫描引起的。为了便于描述，相对于MRI扫描来描述本公开。

MRI扫描的梯度磁场和RF脉冲可以在IMD 16、引线延伸件18和/或引线20内感应到电流。感应电流可能影响IMD 16内的一些电路相同的操作，以及引起其他可能的不希望的影响。因为MRI扫描或磁场更一般地可能引起不希望的影响，所以IMD 16可以被配置成检测磁场的存在，使得可以采取校正动作。根据本公开中所描述的技术，IMD 16可包括被配置成检测磁场的存在的磁场检测电路。响应于检测到磁场，IMD 16可以以MRI安全模式配置以保护IMD 16的电路系统，以及减轻其他影响。

检测磁场存在的一种示例方式是使用霍尔传感器。虽然霍尔传感器的形状可以是矩形，但不要求是矩形形状，并且霍尔传感器包括四个端子。作为示例，本公开使用三个霍尔传感器。在一些示例中，霍尔传感器中的一个可以是方形，而另外两个霍尔传感器是矩形，或者霍尔传感器中的两个是方形，而霍尔传感器中的一个是方形。所有三个霍尔传感器可以是方形，或者所有三个霍尔传感器可以是矩形。其他形状和组合也是可能的。

霍尔传感器的端子中的两个端子用于致使激励电流流过霍尔传感器。如果存在通过霍尔传感器的垂直于霍尔传感器的磁场，则磁场致使在另外两个端子两端生成电压。在两个端子两端的所得电压与磁场水平成比例。在霍尔传感器的两个端子两端的所得电压具有相对低的幅度，并且可以使用放大器来放大该电压。

激励电流流过霍尔传感器以确定磁场的存在的每个实例导致IMD 16消耗功率。因为用于IMD 16的针对磁场的存在的常规测试是可取的，所以本公开中描述的技术提供了针对磁场检测消耗降低的功率的方式。

为了最小化功率，激励电流的幅度可以相对低。使用低幅度激励电流的一种可能结果是所得电压的幅度相对低。因此，仪表放大器被耦合到霍尔传感器以放大电压。

本公开中描述的仪表放大器可被配置用于极低的功率应用。例如，IMD 16的特征在于需要持续数月或数年的有限功率源。因此，为了促进设备寿命，IMD 16的感测和治疗电路通常被设计成消耗非常小的功率水平。作为示例，如本公开中所描述的，包括霍尔传感器和仪表放大器的磁场检测电路的操作可能需要小于2.0微安的供应电流。在一些示例中，这种磁场检测电路可以消耗在大约100纳安到1.0微安的范围中的供应电流。霍尔传感器以激励电流操作，2.0微安或100纳安至1.0微安的供应电流不包括激励电流。在一些示例中，激励电流可以是大约10微安，但是激励电流不是一直被递送的(例如，递送激励电流达一持续时间内的短时间)。因此，平均而言，激励电流不会对总操作电流增加太多。

尽管出于说明的目的描述了医疗设备，但是磁场检测电路可以用于各种医疗和非医疗测试和测量应用中。在每种情况下，磁场检测电路可以被配置成汲取非常低的功率，但是提供精准和精确的测量。

诸如仪表放大器之类的低功率设备可能易受混叠(aliase)、放大器内的DC偏移以及诸如1/f噪声之类的噪声的影响。在本公开内容中所描述的示例中，仪表放大器可以是斩波器-放大器，斩波器-放大器是低功率放大器但不易受混叠、内部DC偏移和噪声的影响。斩波器-放大器包括调制器、放大器和解调器。在放大之前调制器以斩波器频率调制输入信号(例如，霍尔传感器两端的电流)，斩波器-放大器的放大器放大经调制的输入信号，并且解调器解调经放大的信号。低通滤波器或积分器对放大器的输出进行滤波，使得经放大的信号返回基带(例如，测量带)处。该过程将由放大器生成的噪声和偏移限制到斩波器频带，从而防止其进入测量带。

使用斩波器-放大器允许放大自低激励电流电平(例如，微安培范围)生成的低电压信号。将低激励电流电平施加到霍尔传感器并在霍尔传感器两端生成低电压信号可以允许在不需要偏移电压校正的情况下检测磁场，尽管施加偏移校正是可能的。

霍尔传感器输出中可能存在一些固有的电压偏移。即使不存在磁场，向霍尔传感器施加激励电流也会导致在霍尔传感器两端生成产生电压。该电压被称为霍尔传感器DC偏移。不应将该霍尔传感器DC偏移与以上针对斩波器-放大器所描述的DC偏移相混淆。以上针对斩波器-放大器所描述的DC偏移是斩波器-放大器本身内的DC偏移。霍尔传感器DC偏移是指被添加到由于磁场而生成的任何实际电压的偏移。

在霍尔传感器或IMD 16的制造期间，技术人员可以确定霍尔传感器DC偏移，该霍尔传感器DC偏移可以形成基线测量。由磁场引起的实际电压可以是测得的电压加/减基线测量。例如，假设响应于100高斯磁场的存在而在霍尔传感器两端生成的经放大的电压为486毫伏，并且假设霍尔传感器DC偏移为481毫伏。在该示例中，指示磁场水平的电压是486毫伏减去481毫伏。

作为另一示例，假设响应于100高斯磁场(但是在与先前的示例的100高斯磁场相反的方向上)的存在而在霍尔传感器两端生成的经放大的电压为476毫伏。保持霍尔传感器CD偏移为481毫伏，指示磁场水平的电压为481毫伏减去476毫伏。通常，指示磁场的电压可以是(霍尔传感器的基线DC偏移减去在霍尔传感器两端生成的经放大的电压)的绝对值，或者(在霍尔传感器两端生成的经放大的电压减去霍尔传感器的基线DC偏移)的绝对值。

在以上的示例中，在制造期间，诸如，生产水平、技术人员、一些自动计算机化系统、或组合可以为IMD 16定义某些校准值。此时，技术人员可以确定霍尔传感器的基线测量。当存在磁场时，基于磁场和IMD 16位置，霍尔传感器输出的电压可以正向移位或负向移位。如果在磁场的正向侧，则存在正(plus)磁场，但是如果改变磁场的极性，则移位是负向的。

在一些示例中，除了霍尔传感器之外，对于偏移还可能存在附加的原因。基线测量可包括所有的偏移源。如更详细描述的，来自霍尔传感器和放大器的测量被转换为数字值(例如，在不存在磁场的制造期间，激励电流在霍尔传感器两端输出，并测量数字值)。该数字值是与实际测量进行比较的基线测量。例如，基线测量的数字值与实际值的数字值之间的比较可以是50个最低有效位(LSB)的移位，并且可以用于确定该移位是否足够大以指示磁场的存在。

LSB的移位是指基线测量与实际测量之间的差值。例如，基线测量的数字值可以被转换为第一基数10值，并且实际测量的数字值可以被转换为第二基数10值。LSB的移位是指第一基数10值和第二基数10值之间的差异。例如，第一基数10值和第二基数10值之间的差异的绝对值可以是50。

在该示例中，如果基线测量与实际测量之间的差异的绝对值大于阈值，则IMD 16可以确定存在磁场。如果基线测量与实际测量之间的差异的绝对值小于或等于阈值，则IMD16可以确定不存在磁场。

霍尔传感器DC偏移的一个影响是降低斩波器-放大器的净空。可能存在斩波器-放大器的最大输出电压电平，被称为轨电压。斩波器-放大器的净空是指当输入是霍尔传感器DC偏移时，轨电压与斩波器-放大器输出的电压之间的差异。

斩波器-放大器的净空量是设定能够被检测到的磁场水平的范围的一个因素。IMD16可能能够分辨(resolve)不会导致斩波器-放大器输出轨电压的所有磁场的磁场水平，并且可能不能分辨大于导致斩波器-放大器输出轨电压的磁场水平的任何磁场的磁场水平。

例如，假设净空为200mV，并且具有阈值磁场水平的磁场导致霍尔传感器输出等于200mV加上霍尔传感器DC偏移的电压。在该示例中，对于具有在阈值磁场水平以下的磁场水平的磁场，IMD 16可以能够确定实际磁场水平。对于具有大于阈值磁场水平的磁场水平的所有磁场，IMD 16可能不能确定实际磁场水平，因为斩波器-放大器的输出将处于轨电压。例如，如果第一磁场水平和第二磁场水平两者都导致斩波器-放大器输出轨电压，则IMD 16可能不能准确地确定磁场是第一磁场水平还是第二磁场水平。

在本公开内容中所描述的示例技术中，因为激励电流相对低(例如，10到100微安而不是1mA)，所以在霍尔传感器两端生成的电压相对低。因为在霍尔传感器两端生成的电压相对低，所以IMD 16能够分辨的磁场水平范围相对大。例如，假设磁场水平每增加100高斯，在霍尔传感器两端生成的电压增加1mV。如果净空是20mV，则IMD 16能够分辨的磁场水平的范围是大约2000高斯。另一方面，如果每增加100高斯，在霍尔传感器两端生成的电压增加10mV，诸如在使用更高激励电流的示例中，则IMD 16能够分辨的磁场水平范围是大约200高斯。

在本公开内容中所描述的示例技术中，在制造期间或植入之后，IMD 16可执行校准过程。在校准过程中，患者12可能不在磁场中。IMD 16可以施加激励电流，该激励电流导致霍尔传感器生成霍尔传感器DC偏移。斩波器-放大器接收并放大霍尔传感器DC偏移。IMD16可以将得到的来自斩波器-放大器的输出存储为基线测量。随后，在操作期间，如果斩波器-放大器输出大于或小于基线测量达一定阈值的电压，则IMD 16可以检测到磁场的存在。例如，如果斩波器-放大器输出的电压与基线测量之间的差异的绝对值大于阈值，则IMD 16可以检测到磁场的存在。

因此，IMD 16可以被配置成：在不需要通过使用低电平激励电流将霍尔传感器两端生成的电压保持相对低来补偿霍尔传感器DC偏移的情况下，检测磁场的存在。一些其他技术试图补偿霍尔传感器DC偏移以增加净空。然而，与本公开内容中所描述的示例技术相比，这种技术可能需要附加的功率。

作为一个示例，为了补偿霍尔传感器DC偏移，设备输出激励电流(可能在mA范围中，如1mA)通过霍尔传感器的第一端子和第二端子，并放大第三端子与第四端子两端的电压。随后，该设备输出激励电流通过霍尔传感器的第三端子和第四端子，并放大第三端子与第四端子两端的电压。基于这两个经放大的电压，该设备形成反馈路径以消除霍尔传感器DC偏移的影响。

然而，这种技术需要两次激励电流(例如，一次通过第一端子和第二端子，以及一次通过第三端子和第四端子)以及两次放大(例如，一次用于第三端子与第四端子两端的电压，以及一次用于用于第一端子与第二端子两端的电压)。在本公开内容中所描述的示例技术中，IMD 16可被配置成：在不需要施加电流通过霍尔传感器的第三端子和第四端子以及不需要放大霍尔传感器的第一端子与第二端子两端的电压的情况下，基于施加激励电流通过霍尔传感器的第一端子和第二端子并放大第三端子与第四端子两端的电压来确定磁场的存在。以这种方式，IMD 16可以确定磁场的存在，同时消耗降低的功率以供磁场检测。

此外，在一些示例中，IMD 16可以利用多个霍尔传感器来确定磁场的存在，而不是仅使用一个霍尔传感器来确定磁场的存在。在这种示例中，被耦合到霍尔传感器中的一个的斩波器-放大器的输出可以指示磁场的存在，并且被耦合到其他霍尔传感器中的一个或多个的斩波器-放大器的输出可以确认磁场的存在。

多个霍尔传感器可以包括Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器和X平面霍尔传感器。Z平面霍尔传感器可被定向成基本上在患者12的背-腹(dorsal-ventral)平面中。Y平面霍尔传感器可被定向成基本上在患者12的上-下(superior-inferior)平面中。X平面霍尔传感器可被定向成基本上在患者12的内-外(medial-lateral)平面中。

在本公开内容中所描述的示例技术中，IMD 16可在第一霍尔传感器(例如，Z平面霍尔传感器)两端施加激励电流，并且基于第一霍尔传感器两端的经放大的电压，IMD 16可确定磁场存在还是不存在。如果IMD 16基于来自第一霍尔传感器的测量而确定存在磁场，则IMD 16可以在第二霍尔传感器(例如，Y平面霍尔传感器或X平面霍尔传感器)两端施加激励电流并且基于第二霍尔传感器两端的经放大的电压，IMD 16可确认磁场存在还是不存在。IMD 16可以利用第三霍尔传感器(例如，Y平面霍尔传感器或X平面霍尔传感器中的另一个)重复这些步骤。

在这种示例中，如果所有三个测量都指示存在磁场，则IMD 16可以将其自身配置成安全模式。在一些示例中，不是依赖于所有三个测量来指示存在磁场，IMD 16可以依赖于三个测量中的两个。

尽管上述示例将测量的顺序描述为Z平面霍尔传感器，随后是Y平面霍尔传感器，以及随后是X平面霍尔传感器，但是本公开内容中所描述的示例技术不限于此。在一些示例中，用于确定和确认磁场的存在的来自霍尔传感器的测量的任何顺序都是可能的。因为当患者12接近MRI系统(例如，朝向MRI机器行走)时，Z平面霍尔传感器可以最直接地接收磁场，本公开内容中所描述的示例是在首先利用Z平面霍尔传感器来确定磁场的存在并随后利用Y平面霍尔传感器和X平面霍尔传感器中的一个或多个来进行确认的情况下描述的。然而，更一般地，示例技术可以利用来自第一霍尔传感器(例如，Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器、或X平面霍尔传感器中的一个)的测量来用于确定磁场的存在，并利用来自第二霍尔传感器和/或第三霍尔传感器(例如，Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器、或X平面霍尔传感器中的其他霍尔传感器)的测量来用于确认磁场的存在。

在一些示例中，哪个传感器是第一霍尔传感器、第二霍尔传感器和第三霍尔传感器可以变化。例如，如果IMD 16确定患者12是俯卧的(例如，经由加速度计)，则第一霍尔传感器可以是Y平面霍尔传感器，并且如果IMD 16确定患者12是直立的(例如，经由加速度计)，则第一霍尔传感器可以是Z平面霍尔传感器。用于改变IMD 16测量霍尔传感器的顺序的其他情况可能是可能的，并且可以通过本公开内容中所描述的示例技术来构想。

为了确保IMD 16检测到磁场的存在，IMD 16可以周期性地从第一霍尔传感器轮询测量。例如，IMD 16可周期性地(例如，每10秒)施加激励电流通过第一霍尔传感器，并确定斩波器-放大器的输出是否大于或小于阈值(例如，斩波器-放大器的输出的变化大于阈值)如果IMD 16确定斩波器-放大器的输出大于或小于阈值(例如，斩波器-放大器的输出的变化大于阈值)，则IMD 16可以利用第二霍尔传感器和第三霍尔传感器两者中的一个或多个来重复这些步骤。如果IMD 16确定斩波器-放大器的输出小于或等于阈值(例如，斩波器-放大器的输出的变化小于或等于阈值)，则IMD 16可以等待并在一时间时段(例如，10秒)之后检查磁场的存在。

第一霍尔传感器可被配置具有高灵敏度和/或低阈值，以用于在第一霍尔传感器可能是低的情况下确定磁场的存在。例如，甚至轻微的磁场也可能在第一霍尔传感器两端生成电压，或者当斩波器-放大器被耦合到第一霍尔传感器时，甚至来自斩波器-放大器的轻微的输出电平也可能导致IMD 16确定磁场是存在的。为了避免错误检测到磁场，IMD 16则可以使用其他霍尔传感器(多个)。第二霍尔传感器和第三霍尔传感器可以被配置用于低灵敏度和/或高阈值，以用于在第二霍尔传感器和第三霍尔传感器可能比第一霍尔传感器更高的情况下不会确认磁场的存在。

霍尔传感器包括固有的灵敏度。对于更高的输出，可能需要更高的激励或更高的磁场。通过针对第二霍尔传感器和第三霍尔传感器使用更高的激励电流，来导致更高的输出。

在一些示例中，对于第一霍尔传感器，阈值可以是大约20至50高斯和高灵敏度霍尔传感器。第二霍尔传感器和第三霍尔传感器可以具有较低的灵敏度并且具有大约500高斯的阈值。

在IMD 16确定或确认存在磁场的情况下，IMD 16可以进入安全模式。在安全模式中，IMD 16可以将IMD 16内的电路系统与电极24、26中的一个或多个断开。这样，电极24、26可能不能将从磁场生成的任何电流传导回到IMD 16内的电路系统。在安全模式中，IMD 16还可以暂停或限制治疗的递送，以避免来自磁场的干扰。在一些示例中，除了将电极24、26中的一个或多个与IMD 16内的电路系统断开之外，IMD 16还可以将断开的电极24、26耦合到地，以避免电极24、26构建电荷。可能存在IMD 16可以将其自身配置在安全模式中的其他方式，并且以上仅是用于安全模式配置的几个示例。在一些示例中，在安全模式中，IMD 16可以在电极来两端执行主动再充电，并且继续以这种方式提供治疗。

一旦处于安全模式中，IMD 16仍然可以周期性地轮询来自霍尔传感器中的一个或多个的测量，可能按照比用于确定磁场的存在的轮询周期更小的周期。IMD 16可以保持在安全模式中，直到来自霍尔传感器中的一个或多个指示不存在磁场，并且如果来自两个或更多个霍尔传感器的测量指示不存在磁场，则返回到正常模式(例如，在该正常模式中，IMD16能够安全地递送治疗)中。在该示例中，IMD 16可以首先轮询较不灵敏的霍尔传感器中的一者或两者(例如，第二霍尔传感器和第三霍尔传感器两者中的一个或多个)。如果来自第二霍尔传感器和第三霍尔传感器两者中的一个或多个的测量指示不存在磁场，则IMD 16的处理器电路系统可以轮询灵敏的霍尔传感器(例如，第一霍尔传感器)以确认不存在磁场。

以这种方式，IMD 16可以被配置成基于确定存在磁场或者不再存在磁场来选择性地进入和退出安全模式。确定磁场的存在或确定不存在磁场的技术可以包括根据在两个或更多个霍尔传感器上生成的相应电压来确定磁场的存在。为了确定在两个或更多个霍尔传感器上生成的电压是否足够高以指示存在磁场，IMD 16可以在相应的霍尔传感器的第一对端子两端施加激励电流并且放大在相应的霍尔传感器的第二对端子两端的电压，而不需要施加激励电流至相应的霍尔传感器的第二对端子或放大相应的霍尔传感器的第一对端子两端的电压。激励电流的幅度可以相对低(例如，10微安到100微安)。

图2是示出示例IMD 16的部件的功能框图。在图2中所示的示例中，IMD 16包括处理器60、存储器62、刺激发生器64、感测模块66、开关模块68、遥测模块70、电源72、以及磁场检测电路73。如更详细描述的，磁场检测电路73可输出处理器60接收并用于确定磁场存在或不再存在的数字值。

存储器62以及本文中所描述的其他存储器可包括任何易失性或非易失性介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器等。存储器62可存储计算机可读指令，当由处理器60执行时，这些指令导致IMD 16执行本文中所描述的各种功能。

在图2中所示的示例中，存储器62存储治疗程序74、以及操作指令78(例如，在存储器62内的单独的存储器或者存储器62内的单独的区域中)。每个存储的治疗程序74限定治疗在电刺激参数的相应值(诸如，刺激电极组合、电极极性、电流或电压幅度)方面的特定程序，并且如果刺激发生器64生成并递送刺激脉冲，则治疗程序可限定脉冲宽度的值、以及刺激信号的脉冲速率。

在一些示例中，存储器62还可以存储由感测模块66基于经由以下电极接收的信号生成的脑部信号数据：电极24、26中的至少一个，以及在一些情况下，IMD 16的外部壳体34的至少一部分、IMD 16的外部壳体34上的电极、或另一参考电极。另外，在一些示例中，处理器60可以将时间和日期戳附加到存储器62中的脑部信号数据。操作指令78在处理器60的控制下引导IMD 16的一般操作，并且可包括用于经由电极24、26监测一个或多个脑部区域内的脑部信号并将电刺激治疗递送到患者12的指令。在处理器60的控制下，刺激发生器64生成用于经由电极24、26的所选组合来递送给患者12的刺激信号。在一些示例中，刺激发生器64基于一个或多个存储的治疗程序74经由电极24、26的所选组合来生成刺激信号并将刺激信号递送到脑部28的一个或多个目标区域(图1)。脑部28内的刺激信号的或其他类型的治疗的目标组织部位与刺激参数值可取决于实施治疗系统10以进行管理的患者病况。虽然描述了刺激脉冲，但是刺激信号可以具有诸如连续时间信号(例如，正弦波)等之类的任何形式。

本公开内容中所描述的处理电路系统(包括处理器60)可包括各种固定功能中的任何一种，和/或可编程电路系统，诸如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、场可编程逻辑阵列(FPGA)、或其它等效的集成逻辑电路系统或分立逻辑电路系统、或它们的组合。归属于本文所描述的处理器的功能可通过硬件设备来被提供并被体现为软件、固件、硬件、或其任意组合。处理器60被配置成根据由存储器62存储的治疗程序74控制刺激发生器64施加由一个或多个程序所指定的特定的治疗参数值。

在图2中所示的示例中，引线20A的电极24的组包括电极24A、24B、24C、以及24D，引线20B的电极26的组包括电极26A、26B、26C、以及26D。处理器60可控制开关模块68将由刺激发生器64所生成的刺激信号施加到电极24、26的所选组合。具体而言，开关模块68可将刺激信号耦合到引线20内的所选导体，而导体进而在所选电极24，26两端递送刺激信号。开关模块68可以是开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或任何其他类型的被配置成选择性地将刺激能量耦合到所选电极24、26并选择性地利用所选择的电极24、26来感测生物电脑部信号的开关模块。因此，刺激发生器64经由开关模块68和引线20内的导体，被耦合到电极24、26。然而，在一些示例中，IMD 16不包括开关模块68。

开关模块68仅被示为一个示例。在一些示例中，IMD 16可能不包括开关模块68。而是，IMD 16可能包括多个刺激源，诸如，吸收(sink)或汇集(source)电流的电流源和/或输出正电压或负电压的电压源。在这种示例中，电极24、26中的每一个可以被耦合到刺激源中的单独的刺激源。在一些示例中，电极24、26中的一些可以被耦合到同一刺激源，而其他电极被耦合到另一刺激源，有可能的是，一个刺激源耦合到多个电极24、26。在IMD 16不包括开关模块68的示例中，处理器60和/或刺激发生器64可以选择性地启用刺激源来递送刺激。在一些示例中，除了包括用于一个或多个电极24、26的多个刺激源之外，IMD 16可以包括开关模块68。

刺激发生器64可以是单通道或多通道刺激发生器。具体而言，刺激发生器64可能够经由单个电极组合在给定时间处递送单个刺激脉冲、多个刺激脉冲、或包括多个频率分量的连续信号，或经由多个电极组合在给定时间处递送多个刺激脉冲。然而，在一些示例中，刺激发生器64和开关模块68可被配置成在时间交错的基础上递送多个通道。例如，开关模块68可用于在不同的时间处在不同的电极组合两端对刺激发生器64的输出进行时间分割，以将多个程序或多个通道的刺激能量递送给患者12。

感测模块在处理器60的控制下被配置成经由电极24、26的所选子组或者利用一个或多个电极24、26与IMD 16的导电外部壳体34的至少一部分、IMD 16的外部壳体上的电极或另一参考来感测患者12的生物电信号。处理器60可控制开关模块68将感测模块66电连接到所选电极24、26。以此方式，感测模块66可利用电极24、26(和/或除了电极24,26之外的参考)的不同组合来选择性地感测生物电脑部信号。处理器60可以经由感测到的生物电脑部信号来监测IMD 16的治疗递送的功效，并确定治疗递送的功效是否已经改变，并且作为响应，生成通知(例如，给患者12或患者看护人)。虽然在图2中感测模块66与刺激发生器64和处理器60一起被并入共同的壳体34中，但在其他示例中，感测模块66是在与IMD 16的外部壳体34分开的外部壳体中并且经由有线或无线通信技术与处理器60通信。

遥测模块70被配置成在处理器60的控制下支持IMD 16与外部编程器14或另一计算设备之间的无线通信。IMD 16的处理器60可以经由遥测模块70从编程器14接收各种刺激参数(诸如，振幅和电极组合)的值作为对程序的更新。可以将对治疗程序的更新存储在存储器62的治疗程序74部分内。IMD 16中的遥测模块70，以及诸如编程器14之类的本文所描述的其他设备和系统中的遥测模块，可通过RF通信技术来实现通信。另外，遥测模块70可经由IMD 16与编程器14的近侧感应交互，来与外部医疗设备编程器14进行通信。因此，遥测模块70可连续地、以周期性的间隔、或应来自IMD 16或编程器14的请求，将信息发送到外部编程器14。例如，处理器60可以经由遥测模块70将脑部状态信息传输到编程器14。

电源72将操作功率递送给IMD 16的各个部件。电源72可包括小的可再充电的或非可再充电电池、以及用于产生操作功率的功率发生电路。可通过在外部充电器与IMD 16内的感应充电线圈之间的近侧感应交互来完成再充电。在一些示例中，功率要求可能足够小，以允许IMD 16利用患者运动并实施动能采集(scavenging)设备，以对可再充电电池进行涓流充电。在其他示例中，传统的电池可用于有限的时间段。

根据本公开内容中所描述的示例技术，磁场检测电路73被配置成输出处理器60用以确定磁场的存在的信息。尽管磁场检测电路73被示出为在处理器60外部，但是磁场检测电路73中的一个或多个部件可以是处理器60的一部分。仅为了便于描述，磁场检测电路73被描述为在处理器60外部。

磁场检测电路73可包括激励电流源、多个霍尔传感器(例如，Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器和X平面霍尔传感器)、斩波器-放大器、可选的模数转换器(ADC)、以及用于控制斩波器-放大器的调制和解调的时钟源。组织阻抗测量电路和遥测模块70内的一些电路系统也可以使用类似的部件，诸如，磁场检测电路73中的那些。因此，在一些示例中，磁场检测电路73中的部件也可以用于组织阻抗测量或其他功能。作为示例，当IMD 16要执行组织阻抗测量时，处理器60可以利用磁场检测电路73中的部件(诸如，激励电流源、斩波器-放大器和用于组织阻抗测量的时钟源)，并且随后在需要时使用这些部件以用于磁场检测。为了便于描述，磁场检测电路73被描述为其自己的单独的电路系统。

在不存在磁场时的制造或植入后期间，在Z平面霍尔传感器被耦合到斩波器-放大器时、在Y平面霍尔传感器被耦合到斩波器-放大器时、以及在X平面霍尔传感器被耦合到斩波器-放大器时，处理器60可以向磁场检测电路73输出指令，以致使磁场检测电路73从斩波器-放大器输出电压。在磁场检测电路73包括ADC的示例中，处理器60接收表示由斩波器-放大器所输出的电压的数字值。在磁场检测电路73不包括ADC的示例中，处理器60可以包括用于将斩波器-放大器的输出转换为数字值的ADC，或者可以使用由斩波器-放大器所输出的电压的模拟值来操作。下面利用磁场检测电路73包括ADC的示例进行描述，但是，这些技术类似地在磁场检测电路73不包括ADC的示例中起作用。

处理器60针对当Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器和X平面霍尔传感器中的每一个被耦合到斩波器-放大器并且当不存在磁场时的情况，从磁场检测电路73接收数字值。这些值表示Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器和X平面霍尔传感器的相应霍尔传感器DC偏移。处理器将Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器和X平面霍尔传感器的相应霍尔传感器DC偏移存储为基线测量。

处理器60可以周期性地致使磁场检测电路73将第一霍尔传感器(例如，Z平面霍尔传感器)耦合到斩波器-放大器电路并输出数字值。在一些示例中，处理器60可以将第一霍尔传感器的接收到的数字值与第一霍尔传感器的基线测量进行比较。如果数字值的移位(例如，可以是正向的或负向的)大于第一阈值，则处理器60可以确定存在磁场。

例如，基于磁场的极性，霍尔传感器的接收到的数字值与第一霍尔传感器的基线测量之间的差异可以是正值或负值。因此，如果霍尔传感器的接收到的数字值下降到阈值以下(因为磁场处于第一极性中)，则处理器60可以确定存在磁场。如果霍尔传感器的接收到的数字值上升到阈值以上(因为磁场处于第二极性中)，则处理器60可以确定存在磁场。换句话说，如果霍尔传感器的接收到的数字值与基线测量之间的差异的绝对值大于阈值，则处理器60可以确定存在磁场，并且如果霍尔传感器的接收到的数字值与基线测量之间的差异的绝对值小于或等于阈值，则处理器60可以确定不存在磁场。

处理器60可以将基于来自第一霍尔传感器的测量的存在磁场的确定用作致使IMD16进入安全操作模式的因素。在一些示例中，在致使IMD 16进入安全操作模式之前，处理器60可以确认磁场的存在。

例如，响应于基于来自第一霍尔传感器的测量的存在磁场的确定，处理器60可以指令磁场检测电路73将第二霍尔传感器耦合到斩波器-放大器并接收第二霍尔传感器的数字值。处理器60可以将第二霍尔传感器的接收到的数字值与第二霍尔传感器的基线测量进行比较。如果差异的绝对值大于第二阈值(与第一阈值不同或相同)，则处理器60可以最初地确认存在磁场。使用来自利用第二霍尔传感器的测量的对磁场的确认可能足以使处理器60将IMD 16配置成处于安全模式中。

然而，在一些示例中，处理器60可以利用第三霍尔传感器来重复这些步骤，以再次确认磁场的存在。处理器60可以指令磁场检测电路73将第三霍尔传感器耦合到斩波器-放大器并接收第三霍尔传感器的数字值。处理器60可以将第三霍尔传感器的接收到的数字值与第三霍尔传感器的基线测量进行比较。如果差异的绝对值大于第三阈值(与第一阈值和/或第二阈值不同或相同)，则处理器60可以再次确认存在磁场。

在处理器60确定或确定并确认存在磁场之后，处理器60可将IMD 16配置成安全模式。在安全模式中，磁场的存在可能不会影响IMD 16的电路系统。为了将IMD 16配置成安全模式，处理器60可以致使开关模块68将刺激发生器64和感测模块66两者与引线20A、20B断开(例如，解耦合)，使得从磁场生成的电流不能流入IMD 16中。另外，处理器60可以致使开关模块68将电极24、26耦合到地，以最小化在电极24、26上建立的电荷。处理器60不一定需要执行这些示例操作中的所有来将IMD 16放置在安全模式中，并且可能存在处理器60可以执行以将IMD 16放置在安全模式中的附加操作。

当IMD 16在安全模式中时，处理器60可以配置磁场检测电路73以将第一霍尔传感器、第二霍尔传感器或第三霍尔传感器中的一个耦合到斩波器-放大器，并且处理器60可以接收所得到的数字值。处理器60将接收到的数字值与第一霍尔传感器、第二霍尔传感器或第三霍尔传感器的相应基线测量进行比较。如果接收到的数字值与第一霍尔传感器、第二霍尔传感器和/或第三霍尔传感器的相应基线测量之间的差异的绝对值小于或等于相应的阈值，则处理器60可确定不再存在磁场。在一些示例中，处理器60可以基于来自用于确定不再存在磁场的霍尔传感器之外的其他霍尔传感器中的一个或多个的测量，来确认不存在磁场。

在处理器60确定或确定并确认不存在磁场之后，处理器60可将IMD 16配置成安全操作模式。在正常操作模式中，IMD 16被配置成在适用时递送治疗以及感测信号。例如，在正常操作模式中，开关模块68可选择性地将刺激发生器64和感测模块66耦合到电极24、26，以用于治疗递送和感测。

在以上的示例中，为了确定并确认磁场的存在以及确定并确认磁场不再存在，处理器60被描述为致使磁场检测电路73选择性地将第一霍尔传感器、第二霍尔传感器和第三霍尔传感器耦合到斩波器-放大器。在一些示例中，不是仅使用一个磁场检测电路73，而是可以存在两个或更多个磁场检测电路。这些磁场检测电路中的每一个可以被耦合到第一霍尔传感器、第二霍尔传感器和第三霍尔传感器中的相应的霍尔传感器。在这种示例中，处理器60可以接收来自磁场检测电路中的一个或多个的输出，以确定并确认磁场的存在，以及确定并确认磁场不再存在。因此，如图2中所示的，磁场检测电路73和处理器60的配置仅作为一个示例被提供，不应视为限制。

图3是示出磁场检测电路73的示例的电路图。如所示的，磁场检测电路73包括前端110，多路复用器(MUX)105A、105B，霍尔传感器107，MUX 105C、105D，电容器106A、106B，电容器112A、112B，混频器放大器116，反馈路径118，低通滤波器(LPF)120和模数转换器(ADC)122。前端110和混频器放大器116的组合一起形成斩波器-放大器，该斩波器-放大器放大霍尔传感器107两端生成的电压。

通常，斩波器-放大器操作包括利用高频载波(例如，斩波器频率)调制低频(几乎DC)信号。一旦经调制的信号被放大，就利用相同的斩波器频率同步解调经放大的信号。经解调-经放大的信号包括高频分量和低频分量，该经解调-经放大的信号被低通滤波以获得感兴趣的信号(DC)。

在图3中所示的示例中，如果存在垂直于霍尔传感器107的磁场，则前端110可以被配置成输出由霍尔传感器107生成的经调制的电压，该经调制的电压被馈送到混频器放大器116中，混频器放大器116放大并解调经放大的信号。霍尔传感器107可以是第一霍尔传感器、第二霍尔传感器或第三霍尔传感器(例如，Z平面霍尔传感器、Y平面霍尔传感器或X平面霍尔传感器)中的一个。MUX 105A、105B可以选择性地将霍尔传感器107的第一对端子耦合到前端110的激励电流源，并且MUX 105C、105D可以选择性地将霍尔传感器107的第二对端子耦合到混频器放大器116的输入。

分别通过开关104A和104B(被统称为“开关104”)将前端110的激励电流源和前端110的接地电压电平(例如，0V)连接到霍尔传感器107。由系统时钟(未示出)所提供的时钟信号驱动开关104，并且开关104彼此交叉耦合以抑制共模信号。

开关104在打开状态和闭合状态之间拨动(toggle)，其中按照时钟频率将激励电流源耦合到MUX 105A、105B，以将激励电流源的输出调制(斩波)到载波(时钟)频率。激励电流源可以输出具有低幅度(例如，10微安到100微安)的低频电流(例如，DC电流)。载波频率可以按照特定频率(例如，在大约3kHz至大约10kHz的范围内)切换电流。

对于磁场检测，处理器60可以致使MUX 105A、105B将前端110耦合到霍尔传感器107和致使MUX 105C、105D将霍尔传感器107耦合到混频器放大器116。具体地，处理器60可以致使MUX 105A、105B耦合到霍尔传感器107的刺激端子(例如，四个端子中的两个)，并且致使MUX 105C、105D耦合到霍尔传感器107的测量端子(例如，四个端子中的另外两个)。刺激端子被称为第一刺激端子和第二刺激端子，并且测量端子被称为第一测量端子和第二测量端子。

在该示例中，在第一时钟相位，开关104彼此同相拨动，以将来自激励电流源的激励电流提供通过第一刺激端子和第二刺激端子。在第二时钟相位，开关104彼此同相拨动，以将来自激励电流源的激励电流提供通过第二刺激端子和第一刺激端子。

在每个时钟相位期间，通过第一刺激端子和第二刺激端子的电流的流动或反之亦然以及磁场的存在导致在霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端生成电压。在霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端生成的电压是由磁场引起的电压和霍尔传感器107的霍尔传感器DC偏移的组合。

如果激励电流在没有按照调制频率被开关104斩波的情况下流动通过霍尔传感器107，则霍尔传感器107两端的电压将是第一测量端子和第二测量端子两端的DC电压。然而，因为开关104斩波激励电流，所以霍尔传感器107按照调制频率生成经斩波的电压信号，混频器放大器116随后接收并放大该经斩波的电压信号。例如，在第一时钟相位期间，混频器放大器经由电容器106A、106B在霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端接收正电压。在第二时钟相位期间，混频器放大器116经由电容器106A、106B在霍尔传感器107的第二测量端子和第一测量端子两端接收负电压。

电容器106的一端被耦合到MUX 105C、105D中的对应的一个，并且另一端被耦合到混频器放大器116的对应的输入。具体地，电容器106A被耦合到混频器放大器116的正输入，并且电容器106B被耦合到放大器116的负输入，从而提供差分输入。

电阻器108A和108B(被统称为“电阻器108”)提供DC传导路径，该DC传导路径控制混频器放大器116的输入处的电压偏置。换句话说，可以选择电阻器108以提供用于保持偏置阻抗为高的等效电阻。例如，可以选择电阻器108以提供5GΩ等效电阻器，但是其他等效电阻也是可能的。通常，增加阻抗改善噪声性能和对谐波的抑制，但延长自过载的恢复时间。为了提供参考框架，5GΩ等效电阻器会产生大约20nV/rt Hz的参考输入(RTI)噪声，其中输入电容(Cin)大约为25pF。

电阻器108仅仅是示例性的，并且用于说明用于控制输入到混频器放大器116的信号的许多不同偏置方案中的一个。通常，可以将电阻器108和输入电容器106的时间常数选择为比斩波频率的倒数长大约100倍。

混频器放大器116可以在施加到其输入的差分信号中产生噪声和偏移。出于这个原因，差分输入信号(例如，霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端的电压)经由开关104A、104B和电容器106A、106B被斩波，以将感兴趣的信号放置在与噪声和偏移不同的频带中。随后，混频器放大器116第二次斩波经放大的信号，以将感兴趣的信号向下解调到基带，同时将噪声和偏移向上调制到斩波频带。混频器放大器116和反馈路径118处理有噪声的经调制的输入信号，以按照低功率操作时实现指示磁性水平的稳定测量。

在一些示例中，按照低功率操作往往限制混频器放大器116的带宽并且在输出信号中创建失真(纹波)。混频器放大器116和反馈路径118通过分别在低阻抗节点和AC反馈处的斩波的组合，基本上消除了斩波器稳定化的动态限制。

在图3中，为简单起见，利用放大器的电路符号来表示混频器放大器116。然而，应该理解的是，可以根据各种电路图来实施混频器放大器116，诸如，图4中提供的示例。因此，混频器放大器116提供相对于前端110的同步解调并且基本上消除1/f噪声、爆米花(popcorn)噪声、和来自信号的偏移(例如，在霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端生成的电压)，以输出信号，该信号是在霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端产生的差分电压的经放大的表示。

在没有反馈路径118所提供的负反馈的情况下，由于放大器在低功率下的有限带宽，混频器放大器116的输出可能包括叠加在所需信号上的尖峰。然而，由反馈路径118提供的负反馈抑制了这些尖峰，使得处于稳定状态中的混频器放大器116的输出是在霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端产生的差分电压的经放大的表示，该输出具有非常小的噪声。

图3中的反馈路径118可以包括提供差分到单端接口(differential-to-singleended interface)的两个反馈路径。顶部反馈路径分支调制混频器放大器116的输出，以向混频器放大器116的正输入端子提供负反馈。反馈路径分支包括电容器112A和开关114A。类似地，反馈路径118的底部反馈路径分支包括电容器112B和开关114B，电容器112B和开关114B调制混频器放大器116的输出以向混频器放大器116的负输入端子提供负反馈。分别地，电容器112A和112B的一端被连接到开关114A和114B，并且另一端被连接到混频器放大器116的正输入端子和负输入端子。

开关114A和114B在参考电压(Vref)与混频器放大器116的输出之间拨动，以分别在电容器112A和112B上放置电荷。参考电压可以是例如放大器116的最大轨电压与地之间的中间轨电压。例如，如果放大器电路由0到2伏的电源供电，则中间轨Vref电压可以在1伏或略低于1伏的量级上，以用于电路偏置(如果需要的话)。在图3中，开关114A和114B可以彼此异相180度，以确保在时钟周期的每一半期间存在负反馈路径。开关114中的一个还应该与混频器放大器116同步，使得负反馈抑制到混频器放大器116的输入信号的幅度，以保持信号在稳定状态中变化小。通过保持信号变化小并且在混频器放大器116的低阻抗节点处切换(例如，如图4的电路图中所示的)，在切换节点处发生唯一显著的电压转换。因此，在混频器放大器116的输出处基本上消除或减少了毛刺(纹波)。

开关104和114以及混频器放大器116的低阻抗节点处的开关可以是CMOS SPDT开关。CMOS开关提供使切换能够被视作连续过程的快速切换动态。可以由以下的等式(1)中提供的传递函数来定义通过具有反馈路径118的混频器放大器116的传递函数，其中Vout是混频器放大器116的输出的电压，Cin是输入电容器106的电容，ΔVin是到混频器放大器116的输入处的差分电压(例如，霍尔传感器107两端的电压)，Cfb是反馈电容器112的电容，并且Vref是开关114与混频器放大器116的输出混合的参考电压。

Vout＝Cin(ΔVin)/Cfb+Vref   (1)

通过以上的等式(1)，由输入电容器Cin和反馈电容器Cfb(即，电容器106和电容器112)的比率来设定具有反馈路径118的混频器放大器116的增益。Cin/Cfb的比率可以被选择为在100的量级上。电容器112可以是多聚(poly-poly)、片上电容器或其他类型的MOS电容器，并且应该良好地被匹配。

放大器116的输出被耦合到LPF 120。LPF 120对放大器116的输出进行低通滤波，以滤除来自混频器放大器116的输出的高频带，以保持感兴趣的值(例如，指示磁场加上霍尔传感器DC偏移的放大的低频值)。LPF 120的输出是能够用于确定磁场的存在的模拟值。ADC 122将模拟值转换为数字值，使得处理器60能够使用数字值来用于比较和检测磁场。在一些示例中，ADC 122是增量ADC，诸如高精度过采样Δ-ΣADC。

在本公开内容中所描述的示例技术中，在当不存在磁场时的制造期间或植入之后，处理器60可控制MUX 105A、105B、105C和105D，以将前端110和混频器放大器116耦合到第一霍尔传感器。在这种情况下，霍尔传感器107是第一霍尔传感器。处理器60可以致使时钟系统拨动开关104和114，以致使混频器放大器116接收通过调制到第一霍尔传感器中的电流而导致的在第一霍尔传感器的第一测量端子和第二测量端子两端生成的经调制的电压。混频器放大器116可以放大和解调该经调制的电压。LPF 120对放大器116的输出进行低通滤波，并且ADC 122将LPF 120的输出转换为数字值。因此，LPF 120和ADC 122一起将混频器放大器116输出的经解调的信号转换为表示经解调的信号的幅度的值(例如，在该示例中为数字值)。在不需要数字转换的示例中，混频器放大器116的输出或混频器放大器116的输出的低通滤波版本可以是表示经解调的信号的幅度的值。

处理器60从ADC 122接收数字值并将该值存储为第一霍尔传感器的基线测量。当不存在磁场时，处理器60可以利用第二霍尔传感器和第三霍尔传感器重复这些步骤，并且将结果值存储为第二霍尔传感器和第三霍尔传感器的基线测量。

在IMD 16的操作期间，处理器60可以致使MUX 105A、105B、105C和105D周期性地将第一霍尔传感器(例如，霍尔传感器107是第一霍尔传感器)耦合到前端110和混频器放大器116。处理器60接收来自ADC 122的输出，并将接收到的数字值与第一霍尔传感器的基线测量进行比较，以确定是否存在磁场。

当第一霍尔传感器被耦合到前端110和混频器放大器116时，激励电流在第一时钟相位期间流动通过第一刺激端子和第二刺激端子，并随后在第二时钟相位期间流动通过第二刺激端子和第一刺激端子。电流的流动导致在第一测量端子和第二测量端子两端生成电压。

如果接收到的数字值与基线测量的差异的绝对值大于第一阈值，则处理器60可以确定存在磁场存在的可能性。在一些示例中，处理器60可以在不致使激励电流流动通过第一刺激端子和/或第二刺激端子以及不依赖于在第一测量端子和第二测量端子两端生成的电压的情况下，确定可能存在磁场。例如，MUX 105A、105B可以不将前端110耦合到第一霍尔传感器的第一测量端子和/或第二测量端子，并且MUX 105C、105D可以不将混频器放大器116耦合到第一刺激端子和/或第二刺激端子。

处理器60可以利用存在磁场的确定来致使IMD 16进入安全操作模式。然而，在一些示例中，处理器60可以首先确认并且可能再次确认磁场的存在。例如，处理器60可以致使MUX 105A、105B将第二霍尔传感器(例如，霍尔传感器107是第二霍尔传感器)耦合到前端110，并致使MUX 105C和105D将第二霍尔传感器耦合到混频器放大器116。

类似于利用第一霍尔传感器，处理器60可以确定当霍尔传感器107是第二霍尔传感器时接收到的数字值与第二霍尔传感器的基线测量的差异的绝对值是否大于第二阈值。如果差异大于第二阈值，则处理器60可以确认存在磁场。作为响应，处理器60可以致使IMD16进入安全操作模式。

在一些示例中，处理器60通过在致使IMD 16进入安全模式之前执行类似的操作来再次确认磁场的存在。例如，处理器60可以确定当霍尔传感器107是第三霍尔传感器时接收到的数字值与第三霍尔传感器的基线测量之间的绝对值的差异是否大于第三阈值。如果差异大于第三阈值，则处理器60可以再次确认存在磁场。作为响应，处理器60可以致使IMD 16进入安全操作模式。

一旦在安全模式中，处理器60可以周期性地确定是否不再存在磁场。例如，处理器60可以致使MUX 105A、105B将霍尔传感器中的一个(例如，不一定必须是用于确定磁场的存在的第一霍尔传感器)耦合到前端110并且致使MUX 105C、105D将该霍尔传感器耦合到混频器放大器。如果接收到的数字值之间的绝对差异小于或等于对应的阈值，则处理器60可以确定不再存在磁场并且致使IMD 16返回到正常模式。在一些示例中，处理器60可以通过以下操作来确认和/或再次确认不再存在磁场：在其他霍尔传感器通过MUX 105被耦合作为霍尔传感器107时接收数字值并将接收到的数字值与它们相应的基线测量进行比较。

以这种方式，处理器60可以将第一霍尔传感器用作用于磁场检测的触发器。处理器60可以周期性地基于在第一霍尔传感器上生成的电压来确定是否存在磁场存在的可能性(例如，通过将由ADC 122生成的数字值与第一霍尔传感器的基线测量进行比较)。处理器60可以基于根据由第一霍尔传感器生成的电压的对磁场的确定而致使IMD 16进入安全操作模式。作为一个示例，基于确定存在磁场，处理器60可以使用第二霍尔传感器和第三霍尔传感器来确认和/或再次确认磁场的存在。

然而，如果ADC 122的在第一霍尔传感器是霍尔传感器107时的输出与第一霍尔传感器的基线测量的绝对差异小于或等于第一阈值，则处理器60可能不会致使IMD 16进入安全模式，并且保持周期性地轮询(例如，周期性地将来自ADC 122的在霍尔传感器107是第一霍尔传感器时的输出与第一霍尔传感器的基线测量进行比较)以确定是否存在磁场。在一些示例中，来自第一霍尔传感器的测量可以指示存在磁场的可能性，但是处理器60可能未基于来自第二霍尔传感器和/或第三霍尔传感器的测量来确认或再次确认磁场的存在。在这种示例中，处理器60可以保持周期性地轮询来自第一霍尔传感器的测量。然而，处理器60可以增大其轮询来自第一霍尔传感器的测量的周期，以便避免重复地触发来自第二霍尔传感器和/或第三霍尔传感器的测量。

图4是示出形成磁场检测电路73的一部分的斩波器稳定化的混频器放大器116的电路图。如先前所描述的，混频器放大器116放大有噪声的经调制的输入信号(例如，在霍尔传感器107的第一测量端子和第二测量端子两端生成的电压)，以产生经放大的信号并解调该经放大的信号。混频器放大器116还基本上消除来自经解调的信号的噪声，以生成LPF120接收的输出信号。在图4的示例中，混频器放大器116是在低阻抗节点处进行切换的改进的折叠共源共栅(folded-cascode)放大器。该改进的折叠共源共栅架构允许对电流进行分区以最大化噪声效率。通常，在图4中通过添加两个开关组来修改折叠共源共栅架构。在图4中将一个开关组示出为开关130A和130B(被统称为“开关130”)，另一个开关组包括开关132A和132B(被统称为“开关132”)。

由斩波逻辑驱动开关130，以支持对经放大的信号的斩波，以供按照斩波频率进行解调。特别地，开关130解调经放大的信号并调制前端偏移和1/f噪声。开关132被嵌入由晶体管M6、M7、M8和M9形成的自偏置共源共栅镜内，并由斩波逻辑驱动，以向上调制来自晶体管M8和M9的低频误差。通过来自晶体管M8和M9的源极退化(source degeneration)来衰减晶体管M6和M7中的低频误差。放大器116的输出处于基带，从而允许由晶体管M10和电容器133(Ccomp)形成的积分器稳定化反馈路径118(图4中未示出)并滤波经调制的偏移。例如，由晶体管M10和Ccomp电容器133形成的积分器是图3的LPF 120的示例。

混频器放大器116可包括三块：跨导器(transconductor)、解调器、和积分器。核类似于折叠共源共栅。在跨导器部分中，晶体管M5是用于差分对输入晶体管M1和M2的电流源。在一些示例中，晶体管M5可以通过大约800nA，该800nA在晶体管M1和M2之间分开，例如，每个400nA。晶体管M1和M2是到放大器116的输入。小的电压差以典型的差分对方式将差分电流引流(steer)到晶体管M1和M2的漏极中。晶体管M3和M4用作低侧电流吸收器，并且可以各自吸收大约500nA，该500nA是固定的、通常是非变化的电流。晶体管M1、M2、M3、M4和M5一起形成差分跨导器。

在该示例中，将大约100nA的电流拉出通过解调器部分的每个支路(leg)。来自晶体管M1和M2的处于斩波频率的AC电流也流动通过解调器的各支路。开关130在解调器的各支路之间来回交替电流，以将测量信号解调回到基带，而来自跨导器的偏移被向上调制到斩波器频率。晶体管M6、M7、M8和M9形成自偏置共源共栅镜，并在进入由晶体管M10和电容器133(Ccomp)形成的输出积分器之前使信号是单端的(single-ended)。被放置在共源共栅(M6-M9)内的开关132向上调制来自晶体管M8和M9的低频误差，而通过从晶体管M8和M9看到的源极退化来抑制晶体管M6和晶体管M7的低频误差。源极退化还抑制了来自偏置N2晶体管66的误差。

输出直流信号电流、经向上调制的误差电流传递到积分器，该积分器由晶体管M10、电容器133和底部NFET电流源晶体管M11形成。同样，该积分器用于稳定化反馈路径以及滤除经向上调制的误差源两者。晶体管M10的偏置可以为大约100nA，并且与晶体管M8相比，晶体管M10的偏置被缩放。低侧NFET M11的偏置也可以为大约100nA(吸收)。结果，积分器被平衡，没有信号。如果需要更多电流驱动，则可以使用标准集成电路设计技术适当地增加积分尾部中的电流。图4的示例中的各种晶体管可以是场效应晶体管(FET)，并且更具体地是CMOS晶体管。

图5A是示出形成磁场检测电路73的一部分的示例霍尔传感器配置的框图。如图5A中所示的，磁场检测电路73包括第一霍尔传感器140、第二霍尔传感器142、和第三霍尔传感器144。第一霍尔传感器140(例如，Z平面霍尔传感器)沿着Z轴和X轴驻留。Z轴是患者12的背-腹轴，并且X轴是患者12的外-内轴。第二霍尔传感器142(例如，Y平面霍尔传感器)沿着Y轴和Z轴驻留。Y轴是患者12的上-下轴。第三霍尔传感器144沿着X轴和Y轴驻留。通常，第一霍尔传感器140驻留在第一平面中，第二霍尔传感器142驻留在与第一平面正交的第二平面中，第三霍尔传感器144驻留在与第一平面和第二平面两者正交的第三平面中。

可存在各种方式来形成第一霍尔传感器140、第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144。在2014年6月10日公告并转让给美敦力公司的美国专利No.8,750,961中描述了各种示例方式。可存在各种其他方式来形成第一霍尔传感器140、第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144。

第一霍尔传感器140、第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144中的每一个包括成对的刺激端子和成对的测量端子。例如，第一霍尔传感器140包括刺激端子146A、146B和测量端子148A、148B。第二霍尔传感器142包括刺激端子150A、150B和测量端子152A、152B。第三霍尔传感器144包括刺激端子154A、154B和测量端子156A、156B。

在本公开内容中描述的一个或多个示例中，为了确定磁场的存在、确定不再存在磁场、和/或确定第一霍尔传感器140的基线测量，处理器60可以致使MUX 105A、105B将第一霍尔传感器140的刺激端子146A、146B耦合到前端110，以允许激励电流在第一时钟相位中从刺激端子146A流到刺激端子146B并且在第二时钟相位中从刺激端子146B流到刺激端子146A。处理器60可以致使MUX 105C、105D将测量端子148A、148B耦合到混频器放大器116的输入。在该示例中，处理器60可以不致使MUX 105A、105B将测量端子148A、148B耦合到前端110或将刺激端子146A、146B耦合到混频器放大器116的输入。

为了确认磁场的存在、确定不再存在磁场、和/或确定第二霍尔传感器142的基线测量，处理器60可以致使MUX 105A、105B将第二霍尔传感器142的刺激端子150A、150B耦合到前端110，以允许激励电流在第一时钟相位中从刺激端子150A流到刺激端子150B并且在第二时钟相位中从刺激端子150B流到刺激端子150A。处理器60可以致使MUX 105C、105D将测量端子152A、152B耦合到混频器放大器116的输入。在该示例中，处理器60可以不致使MUX105A，105B将测量端子152A、152B耦合到前端110或将刺激端子150A、150B耦合到混频器放大器116的输入。

为了再次确认磁场的存在、确定不再存在磁场、和/或确定第三霍尔传感器144的基线测量，处理器60可以致使MUX 105A、105B将第三霍尔传感器144的刺激端子154A、154B耦合到前端110，以允许激励电流在第一时钟相位中从刺激端子154A流到刺激端子154B并且在第二时钟相位中从刺激端子154B流到刺激端子154A。处理器60可以致使MUX 105C、105D将测量端子156A、156B耦合到混频器放大器116的输入。在该示例中，处理器60可以不致使MUX 105A，105B将测量端子156A、156B耦合到前端110或将刺激端子154A、154B耦合到混频器放大器116的输入。

图5B是示出形成磁场检测电路的一部分的另一示例霍尔传感器配置的框图。如图5B中所示的，磁场检测电路73包括第一霍尔传感器160、第二霍尔传感器166、和第三霍尔传感器172。第一霍尔传感器160可以是Z平面霍尔传感器。第二霍尔传感器166和第三霍尔传感器172可以分别是X平面霍尔传感器和Y平面霍尔传感器，反之亦然。

在所示的示例中，箭头示出了激励电流的流动。例如，由于垂直磁场(例如，进入和离开示出图5B的页面)，在第一霍尔传感器160中，响应于在刺激端子164A、164B之间流动的电流，在测量端子162A、162B两端测得电压。由于垂直磁场，对于第二霍尔传感器166，响应于在刺激端子168A、168B之间流动的电流，在测量端子170A、170B两端测得电压。由于垂直磁场，对于第三霍尔传感器172，响应于在刺激端子174A、174B之间流动的电流，在测量端子176A、176B两端测得电压。

对于第二霍尔传感器166和第三霍尔传感器172，电流从一个端子进入页面到另一个端子。如所示的，第二霍尔传感器166和第三霍尔传感器172被放置成与参考成45度。在这种情况下，第二霍尔传感器166和第三霍尔传感器172彼此成90度。

图6是示出磁场检测的示例方法的流程图。图6中所示的示例提供了用于确定患者12是否处于强度足以潜在地影响IMD 16的电路系统的磁场内的一种方式。仅为了便于描述，参考图5A描述了图6的示例，但是这些技术适用于图5B中所示的示例。

基于参考图6所描述的示例技术，IMD 16可以将其自身配置为安全模式(例如，MRI安全模式)。在该示例中，处理器60可以致使MUX 105A、105B将第一霍尔传感器(例如，霍尔传感器107是第一霍尔传感器)耦合到前端110，以及致使MUX 105C、105D将第一霍尔传感器耦合到混频器放大器116。

对于磁场检测，磁场检测电路73的前端110的开关104可以调制被施加通过第一对端子(例如，第一端子和第二端子)的激励电流(180)。作为示例，开关104可以调制激励电流，使得电流在第一时钟相位中从霍尔传感器140的刺激端子146A流到146B，并且在第二时钟相位中从霍尔传感器140的刺激端子146B流到146A。

被施加通过霍尔传感器140的刺激端子146A、146B的电流至少部分地导致在霍尔传感器140的第二对端子(例如，第三端子和第四端子)上生成电压。磁场的存在也有助于在第二对端子两端的电压的生成。例如，流动通过刺激端子146A、146B的电流可以部分地导致在测量端子148A、148B两端生成电压。如果存在磁场，则磁场也有助于在测量端子148A、148B两端的电压的生成。

混频器放大器116放大在第一霍尔传感器140的第二对端子两端生成的电压(182)。例如，混频器放大器116放大测量端子148A、148B两端的电压。开关114与混频器放大器一起解调经放大的电压以生成经解调的信号(184)。

处理器60在没有施加激励电流通过第二对端子(例如，第三端子和第四端子或测量端子148A、148B)以及没有放大在第一对端子(例如，第一端子和第二端子或刺激端子146A、146B)两端的电压的情况下，基于经解调的信号来确定磁场的存在(186)。以这种方式，该技术可以在无需校正偏移的情况下确定磁场的存在。例如，LPF 120和ADC 122一起将经解调的信号转换为表示经解调的信号的幅度的值(例如，处理器60接收的数字值)。处理器60可确定该值与第一霍尔传感器140的基线测量之间的差异。在该示例中，处理器60可以基于该差异大于或小于阈值(例如，该差异的绝对值大于阈值)来确定磁场的存在。

例如，基线测量可以是在不存在磁场时的制造期间生成的数字值。该基线测量可以包括霍尔传感器的偏移和来自任何其他部件的偏移。作为一个示例，基线测量可以是14位数字值。处理器60可以确定基线测量与测得的数字值之间是否存在差异。例如，假设利用50微安的激励电流，第一霍尔传感器140的基线测量是6450。在该示例中，表示14位数字值的6450是基数10值。例如，基线测量的数字值可以是01100100110010。

如果利用相同的激励电流，存在20高斯磁场，则基于磁场的极性，第一霍尔传感器的测得的数字值可以是大约6440或6460(例如，对于6440为01100100101000或对于6460为01100100111100)在该示例中，基线测量与在存在20高斯时的测得的数字值之间的差异的绝对值可以被认为是大约10到15LSB移位。这里，LSB移位是指基线测量与测得的数字值的基数10值的差异(例如，6450减去6440或6450减去6460)。然而，值6460、6450、和6440是数字值的基数10表示。

在该示例中，如果阈值小于10LSB，则处理器60可以确定存在磁场。然而，如果阈值大于20LSB，则处理器60可能不确定存在磁场。

虽然处理器60可以基于来自第一霍尔传感器140的测量来确定磁场的存在，但是处理器60可以基于来自第二霍尔传感器142和/或第三霍尔传感器144的测量来确认或确认以及再次确认磁场的存在(188)。例如，磁场检测电路73和处理器60可以重复类似于以上所描述的那些的操作，诸如，基于第一霍尔传感器140调制、放大、解调和确定磁场的存在，但是使用第二霍尔传感器142和/或第三霍尔传感器144以用于确认和/或再次确认磁场的存在。

在该示例中，第二霍尔传感器和第三霍尔传感器的基线测量可以分别是在不存在磁场时的制造期间生成的数字值。第二霍尔传感器和第三霍尔传感器中的每一个的该基线测量可以包括第二霍尔传感器和第三霍尔传感器的偏移以及来自任何其他部件的偏移。处理器60可以确定基线测量与测得的数字值之间是否存在差异。对于第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144，针对100微安激励电流，基线测量可以是6160。对于大约400高斯，基于磁场的极性在100微安下，来自第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144的测量可以是+20LSB的移位。

如果对于第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144将阈值设置为20LSB，则利用400高斯，处理器60可以确认存在磁场。然而，如果对于第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144将阈值设置为大于20LSB，则利用400高斯，处理器60可以确定不存在磁场。在一些示例中，MRI的磁场可以是1.5至3特斯拉。因此，对于第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144，假设100微安的激励电流和示例基线测量，阈值可以更接近40LSB。

以上提供的阈值仅仅是辅助理解的一个示例，并且可以在不同情况的基础上选择不同的阈值。类似地，提供激励电流幅度和测量值作为用于理解目的的示例，并且不应被视为限制。

处理器60可以至少部分地基于磁场存在的确定以及进一步基于磁场存在的确认/再次确认而致使IMD 16进入安全模式(190)。例如，因为基于来自第一霍尔传感器140的测量的对磁场的确定触发确认和再次确认，所以处理器60部分地基于磁场的存在的确定而致使IMD 16进入安全模式。在一些示例中，处理器60基于磁场的存在的确定以及磁场的存在的确认或确认和再次确认而致使IMD 16进入安全模式。

在IMD 16处于安全模式之后，处理器60可以以与以上类似的方式确定不再存在磁场，但是确定表示经解调的信号的幅度的值与相应的基线测量的差异小于或等于相应的阈值。例如，处理器60可以基于在多个霍尔传感器中的一个或多个(例如，第一霍尔传感器140、第二霍尔传感器142和第三霍尔传感器144中的一个或多个)两端生成的电压来确定不再存在磁场。

本公开内容中所描述的技术可至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合来实现。例如，所述技术的各个方面可以在一个或多个处理器中实施，包括一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或者任何其他等效集成的或离散的逻辑电路，以及此类部件的任何组合，所述部件在编程器(诸如内科医生或患者编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)中被具体化。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种、或任何其他等效电路系统。

这种硬件、软件、固件可被实施在相同的设备内，或被实施在分开的设备内以支持本公开内容中描述的各种操作和功能。此外，所描述的单元、模块或部件中的任一个可一起被实施，或分开地实施为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由单独的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或单独的硬件或软件部件内。

当在软件中实施时，授予本公开内容中描述的系统、设备和技术的功能可以被具体化为计算机可读介质(诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失型随机存取存储器(NVRAM)、静态RAM(SRAM)、电可擦可编程只读存储器(EEPROM)、闪存存储器、磁性数据存储介质、光学数据存储介质等)上的指令。可执行该指令以支持本公开内容中描述的功能的一个或多个方面。

已经描述了各个示例。这些以及其他示例在以下权利要求的范围内。

Claims (21)

1.一种磁场检测方法，所述方法包括：

按照一频率调制被施加通过霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流；

放大在所述霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成经放大的电压，其中至少部分地响应于被施加通过所述霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流而生成所述电压；

按照相同的频率解调所述经放大的电压，以生成经解调的信号；

基于所述经解调的信号来确定磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，确定所述磁场的存在；以及

部分地基于确定所述磁场的存在而使植入式医疗设备进入安全模式。

2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述霍尔传感器包括第一霍尔传感器，所述方法进一步包括：

响应于基于所述经解调的信号确定所述磁场的存在：

按照所述频率调制被施加通过第二霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流；

放大所述第二霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压，以生成所述第二霍尔传感器的经放大的电压，其中至少部分地根据被施加通过所述第二霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流生成在所述第二霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子两端的所述电压；

解调所述第二霍尔传感器的所述经放大的电压，以生成所述第二霍尔传感器的经解调的信号；

基于所述第二霍尔传感器的所述经解调的信号来确认所述磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述第二霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第二霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，确认所述磁场的存在，

其中进入所述安全模式包括基于确定所述磁场的存在和确认所述磁场的存在两者来进入所述安全模式。

3.如权利要求2所述的方法，进一步包括：

响应于基于所述第二霍尔传感器的所述经解调的信号确认所述磁场的存在：

按照所述频率调制被施加通过第三霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流；

放大所述第三霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压，以生成所述第三霍尔传感器的经放大的电压，其中至少部分地根据被施加通过所述第三霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流生成在所述第三霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子两端的所述电压；

解调所述第三霍尔传感器的所述经放大的电压，以生成所述第三霍尔传感器的经解调的信号；

基于所述第三霍尔传感器的所述经解调的信号来再次确认所述磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述第三霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第三霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，再次确认所述磁场的存在，

其中进入所述安全模式包括基于确定所述磁场的存在、确认所述磁场的存在、以及再次确认所述磁场的存在来进入所述安全模式。

4.如权利要求3所述的方法，其特征在于，所述第一霍尔传感器驻留在第一平面中，其中，所述第二霍尔传感器驻留在与所述第一平面正交的第二平面中，并且其中，所述第三霍尔传感器驻留在与所述第一平面和所述第二平面两者正交的第三平面中。

5.如权利要求1所述的方法，进一步包括：

将所述经解调的信号转换成表示所述经解调的信号的幅度的值；以及

确定所述值与所述霍尔传感器的基线测量之间的差异的绝对值，

其中确定所述磁场的存在包括基于所述差异的所述绝对值大于阈值来确定所述磁场的存在。

6.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述霍尔传感器包括多个霍尔传感器中的一个，所述方法进一步包括：

基于在所述多个霍尔传感器中的一个或多个两端生成的电压来确定不再存在所述磁场。

7.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述电流包括10微安至100微安的幅度。

8.一种用于磁场检测的植入式医疗设备IMD，所述IMD包括：

霍尔传感器；

磁场检测电路，所述磁场检测电路被配置成：

按照一频率调制被施加通过所述霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流；

放大在所述霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成经放大的电压，其中至少部分地响应于被施加通过所述霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流而生成所述电压；以及

按照相同的频率解调所述经放大的电压，以生成经解调的信号；以及

处理电路系统，所述处理电路系统被配置成：

基于所述经解调的信号来确定磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，确定所述磁场的存在；以及

部分地基于确定所述磁场的存在而使所述IMD进入安全模式。

9.如权利要求8所述的IMD，其特征在于，所述霍尔传感器包括第一霍尔传感器，所述IMD进一步包括第二霍尔传感器，并且其中，所述磁场检测电路被配置成：

响应于所述处理电路系统基于所述经解调的信号确定所述磁场的存在：

按照所述频率调制被施加通过第二霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流；

放大所述第二霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压，以生成所述第二霍尔传感器的经放大的电压，其中至少部分地根据被施加通过所述第二霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流生成在所述第二霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子两端的所述电压；以及

解调所述第二霍尔传感器的所述经放大的电压，以生成所述第二霍尔传感器的经解调的信号，

其中所述处理电路系统被配置成：

基于所述第二霍尔传感器的所述经解调的信号来确认所述磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述第二霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第二霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，确认所述磁场的存在；以及

基于确定所述磁场的存在和确认所述磁场的存在两者来进入所述安全模式。

10.如权利要求9所述的IMD，进一步包括：

第三霍尔传感器，

其中，响应于所述处理电路系统基于所述第二霍尔传感器的所述经解调的信号确认所述磁场的存在，所述磁场检测电路系统被配置成：

按照所述频率调制被施加通过所述第三霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流；

放大所述第三霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压，以生成所述第三霍尔传感器的经放大的电压，其中至少部分地根据被施加通过所述第三霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流生成在所述第三霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子两端的所述电压；以及

解调所述第三霍尔传感器的所述经放大的电压，以生成所述第三霍尔传感器的经解调的信号，

其中所述处理电路系统被配置成：

基于所述第三霍尔传感器的所述经解调的信号来再次确认所述磁场的存在，其中在没有施加电流通过所述第三霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第三霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，再次确认所述磁场的存在；以及

基于确定所述磁场的存在、确认所述磁场的存在、以及再次确认所述磁场的存在来进入所述安全模式。

11.如权利要求10所述的IMD，其特征在于，所述第一霍尔传感器驻留在第一平面中，其中，所述第二霍尔传感器驻留在与所述第一平面正交的第二平面中，并且其中，所述第三霍尔传感器驻留在与所述第一平面和所述第二平面两者正交的第三平面中。

12.如权利要求8所述的IMD，进一步包括：

模数转换器，所述模数转换器被配置成将所述经解调的信号转换为表示所述经解调的信号的幅度的值，

其中所述处理电路系统被配置成：

确定所述值与所述霍尔传感器的基线测量之间的差异的绝对值，以及

其中为了确定所述磁场的存在，所述处理电路系统被配置成基于所述差异的所述绝对值大于或小于阈值来确定所述磁场的存在。

13.如权利要求8所述的IMD，其特征在于，所述霍尔传感器包括多个霍尔传感器中的一个，并且其中，所述处理电路系统被配置成：

基于在所述多个霍尔传感器中的一个或多个两端生成的电压来确定不再存在所述磁场。

14.如权利要求8所述的IMD，其特征在于，所述电流包括10微安至100微安的幅度。

15.一种用于磁场检测的植入式医疗设备IMD，所述IMD包括：

用于按照一频率调制被施加通过霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流的装置；

用于放大在所述霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成经放大的电压的装置，其中至少部分地响应于被施加通过所述霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流而生成所述电压；

用于按照相同的频率解调所述经放大的电压以生成经解调的信号的装置；

用于基于所述经解调的信号来确定磁场的存在的装置，其中在没有施加电流通过所述霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，确定所述磁场的存在；以及

用于部分地基于确定所述磁场的存在而使植入式医疗设备进入安全模式的装置。

16.如权利要求15所述的IMD，其特征在于，所述霍尔传感器包括第一霍尔传感器，所述设备进一步包括：

响应于基于所述经解调的信号确定所述磁场的存在：

用于按照所述频率调制被施加通过第二霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流的装置；

用于放大所述第二霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成所述第二霍尔传感器的经放大的电压的装置，其中至少部分地根据被施加通过所述第二霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流生成在所述第二霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子两端的所述电压；

用于解调所述第二霍尔传感器的所述经放大的电压以生成所述第二霍尔传感器的经解调的信号的装置；

用于基于所述第二霍尔传感器的所述经解调的信号来确认所述磁场的存在的装置，其中在没有施加电流通过所述第二霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第二霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，确认所述磁场的存在，

其中用于进入安全模式的装置包括用于基于确定所述磁场的存在和确认所述磁场的存在两者来进入所述安全模式的装置。

17.如权利要求16所述的IMD，进一步包括：

响应于基于所述第二霍尔传感器的所述经解调的信号确认所述磁场的存在：

用于按照所述频率调制被施加通过第三霍尔传感器的第一端子和第二端子的电流的装置；

用于放大所述第三霍尔传感器的第三端子和第四端子两端的电压以生成所述第三霍尔传感器的经放大的电压的装置，其中至少部分地根据被施加通过所述第三霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子的所述电流生成在所述第三霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子两端的所述电压；

用于解调所述第三霍尔传感器的所述经放大的电压以生成所述第三霍尔传感器的经解调的信号的装置；

用于基于所述第三霍尔传感器的所述经解调的信号来再次确认所述磁场的存在的装置，其中在没有施加电流通过所述第三霍尔传感器的所述第三端子和所述第四端子以及没有放大在所述第三霍尔传感器的所述第一端子和所述第二端子两端的电压的情况下，再次确认所述磁场的存在，

其中用于进入安全模式的所述装置包括用于基于确定所述磁场的存在、确认所述磁场的存在、以及再次确认所述磁场的存在来进入所述安全模式的装置。

18.如权利要求17所述的IMD，其特征在于，所述第一霍尔传感器驻留在第一平面中，其中，所述第二霍尔传感器驻留在与所述第一平面正交的第二平面中，并且其中，所述第三霍尔传感器驻留在与所述第一平面和所述第二平面两者正交的第三平面中。

19.如权利要求15所述的IMD，进一步包括：

用于将所述经解调的信号转换成表示所述经解调的信号的幅度的值的装置；以及

用于确定所述值与所述霍尔传感器的基线测量之间的差异的绝对值的装置，

其中用于确定所述磁场的存在的所述装置包括用于基于所述差异的所述绝对值大于或小于阈值来确定所述磁场的存在的装置。

20.如权利要求15所述的IMD，其特征在于，所述霍尔传感器包括多个霍尔传感器中的一个，所述IMD进一步包括：

用于基于在所述多个霍尔传感器中的一个或多个两端生成的电压来确定不再存在所述磁场的装置。

21.如权利要求15所述的IMD，其特征在于，所述电流包括10微安至100微安的幅度。

Images