CN119997899A - 定位设备和方法 - Google Patents

Abstract

一种用于确定定位设备的位置和取向的方法，定位设备具有附接至振荡元件的磁体。该方法包括：使用外力或扭矩中的一个来激励磁体，导致磁体的复合振荡运动。所述复合运动包括磁体的磁矩绕旋转轴线的旋转和平移，并且旋转轴线位于相对于磁体的磁矩的中心的偏移距离处。该方法包括：使用至少一个传感器来感测由磁体产生的磁场。该方法包括：根据感测来确定定位设备的位置和取向。

Description

定位设备和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2022年8月12日提交的德国专利申请10 2022 120 495.2的优先权。德国专利申请10 2022 120 495.2的全部公开内容在此通过引用并入本文中。

技术领域

本发明涉及用于确定定位设备的位置和取向的系统和方法。

背景技术

医疗机器人或工具的定位和跟踪对于体内外科手术和诊断的成功是需要的。特别地，可以在不特别注意来自生物组织的噪声干扰或信号吸收的情况下使用的方法和设备是当前研究的焦点。

诸如内窥镜胶囊和组织标记器的无线生物医学设备需要利用具有高空间和时间分辨率的跟踪器的可靠定位和跟踪，以增加医疗过程或诊断的成功。

多年来，已经开发了许多定位方法。然而，这些定位方法存在许多缺点。例如，来自X射线或计算机断层扫描(CT)的有害辐射或容易受干扰的磁共振成像(MRI)是用于医疗机器人和工具的良好建立的定位技术。然而，它们不能在典型的外科操作期间使用，因为它们需要特殊的房间、大型机械和精心的准备。毫米尺寸的电磁(EM)跟踪器可以在局部成像引导下嵌入例如患病组织中，并且在3D中被跟踪，以进行更高效的放射治疗。例如具有嵌入式传感器的跟踪器的其他跟踪器可以提供高的空间分辨率，但它们对于人类身体中的可行应用而言通常太大。

从毫米级到纳米级，由于越来越精密的制造技术(包括多功能材料和设计方法)，机器人在过去几十年中获得了极大的关注。这些机器人已经在医疗应用中使用。当前的研究旨在多功能、小型化、设备自主性、能量效率和生物相容性。虽然诸如内窥镜和导管的高度开发的宏观设备处于临床上日常使用中，但由于不足的位置反馈和不准确控制，无线的毫米级到纳米级的设备被谨慎对待。

超声(US)系统也已经成功地被证明用于小型设备的定位。这样的US系统的体内应用由于不同生物材料(例如，骨骼、器官、肌肉)的不均匀波传播性质而遭受失真，不提供完整的空间信息，并且US源难以实现到毫米级的设备中。

低频率下的电磁(EM)波和几kHz至GHz之间的射频(RF)下的电磁波在生物材料中具有很低的衰减，并且没有表现出有害影响，这使得它们适合用作人类应用中的跟踪器。利用多个嵌入式线圈已经实现了低于2mm的空间分辨率以及10Hz的时间分辨率，嵌入式线圈各自具有8mm长度的相对大尺寸。使用高度精密的芯片设计，已经设计了集成传感器电路以在10Hz下以亚毫米分辨率测量板上的3D磁场梯度。然而，尽管RF方法有大穿透深度和高精度，但它们易受跟踪器附近的磁性对象的影响。当前，嵌入跟踪器中的永磁体必须相对大(>6mm³)以在深层生物组织中产生可测量的场，但对于磁致动的目的而言是理想的。

在医学领域中广泛使用的磁共振成像(MRI)是允许在3D中对组织进行体内扫描的定位技术。然而，MRI在同样受限的空间分辨率下遭受1Hz以上的低时间分辨率，这使得MRI不适合于亚毫米标记的跟踪。

Plotkin和Paperno在“3-D Magnetic Tracking of a Single SubminiatureCoil with a Large 2-D Array of Uniaxial Transmitters”，IEEE Transactions onMagnetics，2003年9月，第5卷，第3295页中研究了磁场内的传感器。作者报告了测量由外部电磁线圈产生的磁场的磁传感器的开发。磁设备需要有线连接以用于能量供应或能量接收，并且容易被医疗设备和铁磁性对象干扰。

Atuegwu和Galloway在Physics in Medicine&Biology，2008年，第53卷，第4355-4368页中的他们的研究“Volumetric characterization of the Aurora magnetictracker system for image-guided transorbital endoscopic procedures”中描述了磁跟踪系统。磁跟踪系统用于图像引导过程。磁跟踪系统包括场发生器和线圈传感器。场发生器包括产生电磁场的线圈。线圈传感器测量由线圈中的产生的磁场感应的电压。然后，感应电压用于计算线圈传感器的位置和取向。线圈传感器需要有线连接以用于能量供应。线圈容易被医疗设备和铁磁性对象干扰。

Sharma等人在“Wireless 3D Surgical Navigation and Tracking System With100μm Accuracy Using Magnetic-Field Gradient-Based Localization”IEEETransactions on Medical Imaging，2021年8月，第40卷，第8期，第2066-2078页中公开了使用磁场梯度的无线跟踪系统。在外科手术和诊断过程期间，跟踪系统在人类身体中被致动。跟踪系统包括微型芯片、磁传感器和电感器线圈。跟踪系统对周围磁场是敏感的，并且可植入的微型芯片大。

由Fernandez等人在“High-Accuracy Wireless 6DOF Magnetic TrackingSystem Based on FEM Modeling”，IEEE International Conference on Electronics，Circuits and Systems(ICECS)，2018年第25期，第413-416页中描述了感测的磁场发生器。作者公开了基于简化的位置估计算法的磁跟踪系统。磁跟踪系统包括用于产生已知静磁场的固定场发生器模块。磁跟踪系统还包括可移动的接收器模块，其用于感测所产生的场，用于处理所产生的磁场的坐标的值，以及用于传送标记点的估计的位置和取向。磁跟踪系统基于有线方法。

中国专利申请第CN102274024A号公开了基于微处理器的双磁棒旋转搜索、定位和跟踪系统，其包括两个磁棒、磁棒激励电路、旋转设备、磁阻传感器、信号调节电路、ADC采样电路和控制处理单元。磁棒包括电磁线圈。磁棒激励电路产生激励电磁线圈的磁场。旋转设备包括水平旋转步进马达和垂直旋转步进马达，并且两组旋转设备分别控制两个磁棒以在水平方向和垂直方向上自由地旋转。

已经对包括用于确定定位设备的位置和取向的永磁体的系统进行了许多研究。Son等人在“A 5-D Localization Method for a Magnetically Manipulated UntetheredRobot Using a 2-D Array of Hall-Effect Sensors”，EEE/ASME Transactions onMechatronics，2016年，第21卷，第2期，第708-716页中公开了基于通过感测静磁场定位跟踪器的系统。该系统包括产生磁场的大型永磁体。用于致动的磁体包括三个箱形正交线圈和软铁芯。该系统还包括传感器阵列板，该传感器阵列板包括测量垂直于阵列的方向上的磁场的六十四个霍尔效应传感器。

Nicolae等人在“Evaluation of a Ferromagnetic Marker Technology forIntraoperative Localization of Nonpalpable Breast Lesions”，American Journalof Roentgenology，2019年4月，第727-733页中描述了可以检测磁标记的位置和距离的手持式探头。用于定位磁标记的方法包括：将磁标记植入乳房病变，并用手持式探头感测持续磁场。

基于无源应答器的方法也用于确定定位设备的位置和取向。无源应答器包括嵌入式电磁(EM)线圈，该嵌入式EM线圈在无线电频率下操作。该方法包括：记录电磁电路的磁矩的大小并计算发射信号与接收信号的相位差。Willoughby等人在“Target localizationand real-time tracking using the calypso 4d localization systemin patientswith localized prostate cancer”Int.J.Radiation Oncology Biol.Phys.，2006年，第65卷，第2期，第528-534页，以及Hekimian-Williams等人在“Accurate Localization ofRFID Tags Using Phase Difference”IEEE RFID，2010年，第89-96页中公开了无源应答器的使用。

机械共振磁结构被称为磁场传感器。日本专利申请第JP2005201775号公开了一种磁场传感器，该磁场传感器包括其上形成有振动板的基板。该传感器还包括振动板上的铁磁薄膜。JP2005201775公开了一种磁场传感器，其包括用于激励振动板的激励设备和用于检测振动板的共振频率的检测设备，该振动板的共振频率取决于外部磁场。

美国专利第US 8,519,810 B2号公开了一种用于磁接近度确定的系统。该系统包括基板和由基板支承的触点。包括两个区分端部的可移动元件被附接至基板。第一永磁体被设置在可移动元件的第一端部附近，以在可移动元件上产生第一磁吸引力和第一扭矩。第二可移动磁体被设置在可移动元件的第二端部附近，以产生第二磁吸引力和绕所述旋转轴线的第二扭矩。

欧洲专利申请第EP 3 583 896 A1号公开了一种用于跟踪标记设备或定位设备的方法。标记设备包括旋转振荡的磁对象和恢复扭矩单元，如果外部磁场已经使磁对象旋转出其平衡位置，则恢复扭矩单元迫使磁对象回到平衡位置。所公开的方法包括产生磁场的步骤，该磁场导致磁对象旋转振荡出其平衡位置。磁对象的旋转振荡产生感应信号。感应信号被感测，并且从而使得能够确定标记设备的位置和取向。

欧洲专利第EP 2 378 305 B1号涉及一种用于对对象进行定位的方法和系统。EP2 378 305 B1的方法包括：使用位于磁设备的一侧的单轴源发射磁场，从而导致由磁设备产生磁场。该方法还包括：测量由磁设备产生的磁场。从由磁设备产生的磁场中减去发射的磁场，并且这使得能够确定对象的定位。

在欧洲专利第EP 2 034 879 B1中公开了一种用于确定医疗器械的位置和取向的方法。该医疗器械包括具有天线和连接至天线的电路的定位设备。EP 2 034 879 B1的方法包括：使用传输单元发射电磁辐射，从而导致由定位设备的电路产生电磁辐射。接收单元感测所产生的电磁辐射，并且这使得能够确定医疗器械的位置和取向。

美国专利申请第US2020/0397510 Al号描述了一种用于跟踪标记设备或定位设备的跟踪系统。标记设备包括外壳，在该外壳内布置磁对象。当外部磁场或电磁激励作用于磁对象时，磁对象围绕其旋转轴线振荡。在US2020/0397510Al中也描述了一种用于跟踪标记设备的方法。该方法包括：产生磁或电磁激励场以用于诱发磁对象的机械振荡，同时将由诱发的磁对象的机械振荡产生的磁或电磁场转换为电响应信号，并基于电响应信号来确定标记设备的位置。

美国专利申请第US2022/0257138 Al号描述了一种用于跟踪患者身体上的用于医疗过程的标记设备的位置的跟踪系统。标记设备包括感测单元，该感测单元包括提供永磁矩的磁对象。磁对象被附接至诸如丝状物的附接部分的一端，并且附接部分的另一端被附接至外壳。磁对象能够通过由作用于磁对象的外部磁场或电磁场产生的外部磁扭矩而旋转出平衡取向。磁对象的旋转围绕虚拟旋转轴线发生，该虚拟旋转轴线居中地穿过磁对象，磁对象相对于虚拟旋转轴线旋转地对称。感测单元还包括恢复扭矩单元。如果外部磁场或电磁场已经使磁对象旋转出其平衡取向，则恢复扭矩单元提供恢复扭矩，以迫使磁对象回到平衡取向。跟踪系统包括多个线圈，这些线圈被配置成产生磁激励场或电磁激励场以用于诱发磁对象的机械振荡。多个线圈还被配置成将由诱发的磁对象的机械振荡产生的磁场或电磁场转换为多个电响应信号。跟踪系统还包括多个收发器，这些收发器被配置成连接至多个线圈。跟踪系统还包括处理器，该处理器被配置成基于一个或更多个电响应信号来确定标记设备的对应位置。

发明内容

本文件公开了小规模磁振荡定位(SMOL)方法和设备，其能够无线地定位即定位诸如毫米级跟踪器的跟踪器。使用该方法和设备，可以在诸如生物材料的粘弹性环境中，在大距离上以及在不使用辐射信号或RF信号的情况下以全部六个自由度(6DoF)定位跟踪器。该设备是机械共振结构，其利用呈磁体形式的单一且有限的磁矩。磁体附接至微型悬臂，并且以设计的频率围绕垂直于单一且有限的磁矩的旋转轴线振荡，以打破磁体的旋转对称性。该结构由激励线圈激励，并且激励之后发射的磁信号可以由外部传感器单元感测，该磁信号可以利用单个亚毫米尺寸的磁体以亚毫米精度和非常高的角度精度针对全六DOF定位进行评估。

还可以通过在基本上垂直于微型悬臂的长轴线的方向上和微型悬臂的振荡平面上提供线性机械运动(以纵波或横波的形式)来激励该结构。该运动由于壳体与磁体之间的相对运动而激励微型悬臂上的磁体。壳体与磁体之间的连接是非刚性的，即，弹性的，并且具有有限长度(对应于微型悬臂的悬臂长度)，相对运动将动能输入到微型悬臂中，动能通过微型悬臂的偏转转换为微型悬臂的弹性(势能)能量。

微型悬臂具有共振频率，并且如将预期的那样，在该共振频率下对微型悬臂进行的机械激励将导致壳体每次运动时振荡幅度的增加。由于机械激励不需要磁场来激励共振结构，因此这种类型的激励不干扰由振荡磁矩产生的磁信号。与现有技术不同的是，不需要某种扭转运动来激励设备的共振结构的纯扭转运动。

磁体的使用意味着该设备与常见的磁致动方案可兼容，从而允许增量式机器人跟踪。SML设备结合了EM设备的频率编码性质和磁体的小型化占用空间。在多个定位处测量由振荡微型磁体产生的交变磁场，并且通过加权的列文伯格-马夸尔特(Levenberg-Marquardt)优化算法与磁场模型拟合，使得精确地确定设备的所有三个平移DoF和三个旋转DoF。SMOL设备可以容易地集成到螺旋式微型机器人(millirobot)内部，并且在不同的磁场激励下，微型磁体可以用于定位和推进两者。微型机器人在模仿人类脑组织和真实猪脑的生物凝胶模型中被测试。结果表明，微型机器人的全六DoF跟踪以非常高的空间分辨率实现，对于三个平移的DoF，空间分辨率低于亚毫米，对于垂直于悬臂的两个旋转轴线，空间分辨率低于亚度数，并且对于悬臂轴线，空间分辨率约为4°。SMOL方法需要简单的仪器，并利用设备的独特频率响应，以在磁噪声环境中保持高信噪比(SNR)。在人类身体深处定位小型机器人以用于实际临床应用可以设想为领域应用。

本文件描述了一种用于确定诸如跟踪器的定位设备的位置和取向的方法。定位设备具有磁体，该磁体附接至位于跟踪器中的振荡元件。使用诸如激励磁场或机械波的外力或扭矩对磁体进行激励，并且这导致磁体的复合振荡运动，磁体的复合振荡运动产生其自身的变化磁场。复合运动包括所述磁体的磁矩的平移和旋转。所述复合振荡运动是磁体绕旋转轴线的旋转，并且该旋转轴线位于相对于磁体的磁矩的中心的偏移距离处。发明人发现，如上文所强调的，偏移距离使得能够使用机械波来激励磁体。使用至少一个传感器来感测由磁体产生的磁场，并且可以根据感测来计算确定定位设备的位置和取向。

机械波可以在振荡元件的纵向方向和/或剪切方向上振荡。

旋转轴线和源自磁体的磁矩矢量是不平行的，并且在一个方面，基本上彼此垂直。

振荡元件位于刚性或半刚性壳体内，以保护振荡元件免受周围生物组织的影响。

为了避免传感器的饱和，感测是在激励磁场停止时执行的。

振荡元件包括悬臂梁或提供弹性恢复力的类似单元中的至少一个的恢复力单元。

设备的位置和取向的激励、感测和确定可以(连续地)重复进行，或者可以是非连续的。

磁体的激励频率近似于振荡元件的共振频率。

该方法可以用于确定材料的局部粘弹性特性。

感测由磁体产生的磁场随后可以是确定材料的局部粘弹性特性。所确定的材料的局部粘弹性特性可以进一步用于确定定位设备的位置和取向。

在本文件中还教示了一种用于确定定位设备的位置和取向的装置。定位设备具有壳体，附接至振荡元件的磁体位于该壳体内。该装置包括激励单元，用于使用外力或扭矩中的一个来激励磁体，导致磁体的复合振荡运动。所述复合运动包括所述磁体的磁矩绕旋转轴线的旋转和平移，该旋转轴线位于相对于磁体的磁矩的中心的偏移距离处。该装置还包括数据获取单元，用于通过使用传感器来感测由振荡磁体产生的磁场B。

磁体包括由磁材料(优选地铁磁材料)制成的永磁体。

振荡元件包括恢复力单元，并且在一个方面为悬臂。

该装置用于定位动物身体或人类身体中的医疗植入物，或者用于定位解剖结构，该医疗植入物选自导管、支架、导线、内窥镜、胶囊型内窥镜、药物递送设备或小型机器人中的一个或更多个，该解剖结构选自肿瘤、血管、血块、息肉、神经中的一个或更多个。

附图说明

图1A示出了磁激励情况下的系统的概况。

图1B示出了机械激励情况下的系统的概况。

图2示出了具有处于静止位置和一个偏转位置处的悬臂的设备。

图3A示出了F、θ和B的示意性时间序列。

图3B示出了F、θ和B的真实数据时间信号时间线。

图4A至图4D示出了总结用于确定设备的位置和取向的四种方法的示意图。

图5A至图5C示出了壳体内的设备的感测的结果。

图6示出了并入到包括互连的部件的装置中的设备。

图7示出了用于确定设备的位置和取向的数据评估流程图。

图8示出了跟踪器的在x方向上的测量的信号幅度的表面网格。

图9A示出了针对沿跟踪器的相应轴平移50mm和25mm的沿x轴和z轴的定位精度。

图9B示出了跟踪器围绕固有z轴和y轴的旋转的角度精度。图9A至图9B示出了实验结果和模拟结果。

图10示出了在变化的噪声和磁体条件下对增加的深度的绝对深度误差的模拟。

图11示出了针对距传感器的不同距离在x方向上测量的B场信号的信噪比。

图12示出了设备的共振频率上的最大定位深度。

图13示出了设备的壳体的视图。

图14示出了跟踪器集成到微型机器人中作为潜在实施方式。

图15示出了集成到微型机器人中的设备的位置误差和角度误差。

图16示出了微型机器人内部的跟踪器被插入猪脑的大脑中的灰质中的实施方式。

图17示出了微型机器人内部的跟踪器被插入使用超声定位的脑组织中的图像。

图18示出了针对跟踪器围绕z轴的旋转的磁场的幅度差的结果。

图19示出了粘弹性介质中的跟踪器的麦克斯韦图。

图20示出了明胶内部的设备的磁信号的阻尼系数。

图21示出了体外动物组织内部的设备的磁信号的阻尼系数。

图22示出了设备的腔的形状的示例。

图23示出了用于确定设备的位置和取向的流程图。

具体实施方式

现在将基于附图来描述本发明。将理解的是，本文描述的本发明的实施方式和方面仅是示例，并且不以任何方式限制权利要求的保护范围。本发明由权利要求及其等同物限定。将理解的是，本发明的一个方面或实施方式的特征可以与本发明的不同方面或各方面和/或实施方式的特征组合。

图1A示出了用于使用激励线圈30和传感器单元40来检测(软)生物组织20中的定位设备或跟踪器10的系统的概况，激励线圈30供应有电流以用于产生激励磁场，传感器单元40用于测量来自跟踪器10的时变磁场Bx、By和Bz的正交分量。图1B示出了用于使用机械激励源31和传感器单元40来检测(软)生物组织20中的定位设备或跟踪器10的系统的概况，机械激励源31通过传送部件32进行物理接触，用于产生机械波，传感器单元40用于测量来自跟踪器10的时变磁场Bx、By和Bz的正交分量。如上所述，SMOL方法基于悬臂结构的机械共振的原理，其中，附接的磁体220产生有限磁矩m，如图2所示。跟踪器10包括具有腔210的壳体200。在一个非限制性示例中，腔210具有矩形形状。悬臂结构包括悬臂230(或梁)，其中磁体220布置在悬臂230的第一端部235处。

磁体220由诸如铁磁体的永磁体形成，并且用作从激励力F到悬臂230的机械力的传送器以及用作用于感测的变化磁场的发射器。在以下说明中，变化磁场的磁通量密度B将被称为B场或磁场，并且取向描述将被给出为从图2所示的悬臂230在静止位置(实线轮廓)的原始取向(0°,0°,0°)的外在欧拉旋转序列z–x–y。

图22示出了腔210的形状的另外示例。发明人发现，优化腔210的形状使得磁体220的偏转角θ能够更大。更大的偏转角θ导致磁场B的更强的信号，从而导致设备10的更准确的定位。在一个非限制性示例中，通过模拟确认，通过将偏转角从10°增加到20°，针对定位误差<1mm限定的定位深度增加20％。由于定位深度直接取决于定位误差，因此通过增加偏转角，获得了相同距离处的更高精度。超过30°偏转角，通过偏转角的增加，定位深度的百分比增加大大降低。

对于腔210的相同内部体积，与如图2所示的腔210的矩形形状相比，如图22所示的腔210的形状使得磁体220的偏转角θ能够更大。腔210的经优化形状取决于悬臂230的尺寸和变形、磁体220的尺寸和形状、磁体220的移动路径240以及应用领域。腔210的特定形状比其他形状有利。

确认的是，腔210的“经优化”形状应当更宽，因此磁体220在腔内具有用于旋转和平移的更大自由度。然而，存在壳体200的尺寸与信号的强度之间的权衡。必须确认该权衡并且其取决于应用的需求。对人类身体外部的工具(例如手术刀)的跟踪不需要相当小的跟踪器10。可以使用具有腔210的经优化形状的较大跟踪器10。较小的跟踪器210对于用于从身体外部跟踪工具的体内微创应用是有利的。然而，较小的跟踪器具有较低信号强度的代价。腔210的形状是基于悬臂230上的磁体220的移动路径240(例如通过光学记录)设计的。通过物理模型例如通过梁理论或通过物理假设来估计移动路径240。

源自220的磁矩m的磁场由理想偶极子模型近似：

其描述了在相对于偶极子中心225的位置r处的变化磁场B＝<Bx,By,Bz>的分量，并且将m描述为磁矩矢量。是归一化矢量r，I是单位矩阵，以及μ0是自由空间的磁导率。关于空间中的点(在这种情况下为传感器40)，到任意定向的悬臂230的偶极子中心225的距离可以通过下式描述：

其中，是传感器40与悬臂230的旋转中心237之间的矢量，以及是旋转中心237与偶极子中心225之间的矢量。对于悬臂230的固定位置是恒定的，而矢量取决于时间t处的磁体220的当前位置。当磁体220与悬臂230一起移动时，可以假设磁体220的具有半径l₀的圆形路径，并且xz平面中的2D极坐标导致：

其中，为偶极子中心225与旋转中心237之间的长度，以及R_q为3D四元旋转矩阵。时间相关的等式1在静止的磁矩指向正x方向的情况下完成：

矩阵R_y描述了如右手坐标系中围绕y轴的角度θ的旋转，B_r是磁体的剩磁场，并且V是磁体积。因此，时间相关的振荡偶极子场通过围绕垂直轴线的旋转(如由等式3和等式4表达的)打破了静态偶极子围绕其磁矩轴线的旋转对称性，从而导致等式1的针对相应位置r和旋转矩阵R_q的唯一解。因此，可以确定跟踪器10的所有六个自由度。

在外部磁场B_ext垂直于磁体220的磁矩m的假设下，在磁体220上施加扭矩τ，其迫使磁体220的磁矩m与B_ext对准：

τ＝m×B_ext (5)

扭矩τ被传递至悬臂230，这导致恢复扭矩(弯矩)和角度偏转θ。由于腔210内的可用振荡体积的物理边界，带有磁体220的悬臂230被限制到最大角度θ_max。

在图3A中示出了在磁激励和针对单个传感器40的单个点下测量的示意性时间序列。测量可以分成激励阶段(S100)和评估阶段(S110)。在第一阶段中，线圈电流I_线圈通过激励线圈30，该激励线圈30产生激励磁场并且提供系统的能量输入，系统的能量输入以悬臂230的共振频率驱动悬臂230，逐渐增加偏转角θ。由于激励磁场F的大小超出传感器40的测量范围，因此传感器40周期性地饱和。在第二阶段期间，激励磁场F在时间t_off处关闭(S105)，以及悬臂230中存储的能量以欠阻尼振荡运动释放，如图3A的第二行中所示。磁体220的位置在空间中移动，如图2中(虚线轮廓)所示，并且由等式2至等式4说明。磁体220的移动产生根据等式1的变化磁场的发射。

现在将使用图3B中的示例说明跟踪器10的振荡。应理解，值不是对本发明的限制并且仅用于说明本发明。图2中所示的悬臂230在其187Hz的共振频率下被激励线圈30中的10个方波脉冲磁激励，并且用高速摄像装置记录。对传感器40之一在x方向处的磁信号B_x(即，根据在梁上振荡的磁体220的变化磁场的x分量)和激励线圈中的电流I_线圈进行测量达0.3秒。在图3B中，比较了I_线圈的值、角度偏转θ和磁信号B_x的一个对应值。在测量的开始时，外部磁激励场F导致传感器40中的磁力计的饱和，针对该饱和，饱和场达到±3.5μT。可以看到θ的直接增加，通过图像分析以每秒5000帧来视觉评估θ的直接增加。激励在时间t_off处停止之后，可以观察到θ的指数衰减，其可以在数学上被描述为具有频率f和阻尼系数η的阻尼谐振子：

θ(t)＝θ_maxsin(2πft)exp(-ηt) (6)

类似地，可以用幅度A、相移φ和偏移C将方向i和位置j上的磁信号描述为：

Bi，j(t)＝Asin(2πft+φ)exp(-ηt)+C (7)

偏移C是不变值，该不变值不会改变并且取决于包括系统的几何形状的许多因素。等式7中的近似在向量的长度远大于向量的长度(即，)的情况下是合适的，以及B场分量的值不改变符号(因为这导致磁信号中的双频失真)。

图4A至图4D示出了概述用于确定跟踪器10的位置H和取向T的四种方法的示意图。所有四种方法包括三个主要步骤：在激励步骤S100中使用外力或扭矩F激励磁体220，这导致磁体220的复合振荡运动；在步骤110中感测由磁体220产生的变化磁场B；以及在步骤120中得出跟踪器的位置H和取向T。

在激励步骤S100中对磁体220进行的激励可以是连续的，这意味着磁体220连续振荡，并且在某一时刻处，感测(S110)磁场B，以及确定H和T，如图4A中所示。如图4B中所示，可以在激励步骤S100中的连续激励期间重复B的感测步骤S110中的感测，使得能够在确定步骤S120中重复确定H和T。在确定步骤S120中确定H和T之后，也可以重复B的步骤S110中的感测。

激励步骤S100可以是非连续的，这意味着在步骤S105中激励停止，并且磁体220的复合振荡随时间衰减。在感测步骤S110中感测磁场B，以及确定H和T，如图4C中所示。由于在步骤S105中停止了激励，因此在感测步骤S110之后或者在用于确定跟踪器10的位置H和取向T的确定步骤S120之后重复激励步骤S100，如图4D中所示。

在激励步骤S100中的连续激励(图4B)或非连续激励(图4D)之后，重复跟踪器10的位置H和取向T的感测步骤S110和确定步骤S120使得能够确定跟踪器10随时间的位置H和取向T。非连续激励步骤S100和后面的步骤S105、S110和S120可以以例如周期性时间步长或在需要时执行。

图5A至图5C示出了针对壳体200内部的示例性跟踪器10的感测步骤S110的结果。在60ms内记录了在软明胶和硬明胶琼脂糖凝胶中的磁信号B。图5A示出了图5A和图5B中在时域下和图5C中在频域下的在激励(t_shifted＝0)之后测量的变化磁场B的Bx分量。

在激励结束与评估开始之间施加3ms的小缓冲作为激励线圈冷却。可以看出，原始信号表现出低频噪声，这也可以在图5C中的离散傅里叶变换(DFT)中看到。应用了(较高)共振频率下的高通滤波器，如经滤波的信号所示。

对于该信号，可以使用Levenberg-Marquardt算法拟合等式7，以提取阻尼正弦曲线(图5A和图5B，实线)的特征。由于阻尼行为，DFT(图5C)中的峰显得宽，并且具有17Hz的频率分辨率非常低，这使得频谱的分析不准确。图5C另外示出了执行所有测试的噪声磁环境的10s记录。在16.7Hz、28Hz和50Hz处测量到具有高达56nT的最强噪声幅度。100Hz以上的突出频率为约2.5nT，这导致了对定位距离的限制。

跟踪器10可以并入至装置5中，该装置5包括如图6中所示的互连部分。此处，出于演示的目的，呈现了使用磁激励场的激励。在MATLAB中执行迭代设备控制和数据处理。

感测单元40包括三个磁通门传感器，所述三个磁通门传感器与定制印刷元件正交布置，并且通过75cm长的杆附接至2D定位台45，以减少来自驱动定位台的电动机的磁影响。将传感器40移动至xy平面中网格图案的位置。在每个位置，估计的共振频率f_res处的预定义激励信号被发送至电流放大器35，并且还与电流I_线圈一起被发送至激励线圈30。感应至激励线圈30中的交流电(AC)产生AC磁场，如上所述，该AC磁场能够通过激励力F激励(S100)跟踪器10的机械共振结构。

图7中示出了示例性信号评估过程S120。应理解，由传感器40记录的传感器信号包括来自激励线圈30的激励信号，并且因此，最初，可评估信号在截止时间处被分离。截止时间取决于激励线圈30的行为和传感器40的各个配置。计算具有取决于f_exct的窗口长度的移动平均值，其用作低通滤波器S121。从原始信号B减去移动平均值以获得高通信号，该高通信号包括悬臂230的共振频率信号。

将Levenberg-Marquardt算法部署成使等式7与信号拟合，以获取等式7的相关自由参数(S122)。利用诸如频率、阻尼系数或确定的系数的参数，在步骤S122中获得的信号幅度可以在步骤S123中被进一步滤波。来自步骤S122的在步骤S123中的物理上不合理值的阈值可以是例如定义的固定值。

在S121至S123的整个过程中，获取的幅度A(在图8的表面网格中在x方向上示例性地示出)用作最终定位步骤S124的输入。具有悬臂230的固定悬臂长度l₀和磁体220的恒定磁矩m(t＝0)的上述数学模型M用于具有以下成本函数和加权矩阵W的加权Levenberg-Marquardt算法，

其中，是由以下等式在传感器位置j处计算的磁信号的优化幅度矩阵，

其中，p是优化参数的矢量，该优化参数包括位置x、y、z、以四元数q0、q1、q2、q3给出的取向和偏转角θ。参数被随机化在物理上合理的范围内，以及优化算法重复固定次数以避免异常值。在自动选择最佳拟合参数p之后，获得跟踪器10的位置H和取向T。

为了证明定位精度，进行了真实实验和使用模型M的模拟二者。由于难以以小于1mm的精度建立相对于测量平面的视觉基准真相(ground truth)，因此执行差分测量。

图9A示出了针对沿x轴和z轴平移50mm和25mm的沿相应轴的定位精度。沿x轴，定位值在整个50mm范围(其是总的100mm x 100mm扫描平面的一半)内与基准真相值完美匹配，具有0.6mm±0.6mm的平均精度，并且与基准真相的最大差为扫描区域的边缘处的0.6mm。由于扫描区域分别沿x轴和y轴对称，因此预期-x、-y、+y方向上的误差与+x相似。对于z轴，在50mm与75mm之间的z距离上，平均精度为0.7mm±0.9mm。此处，可以注意到精度在更大的距离处的降低，因为磁场根据等式1在距离的立方上衰减。小于65mm距离，精度为0.5mm±0.6mm。总体上，所有方向上的平移精度显著小于1mm，从而揭示了SMOL方法的高精度。

图9B示出了针对分别围绕固有z轴和y轴(图2)的旋转的角度精度。为了确定角度偏差，将与旋转轴线垂直的轴线作为参考，并且使用圆形统计来计算标准偏差。对于围绕悬臂轴即z轴(图2)的旋转，精度达到3.4°±3.7°，而对于围绕y轴的旋转，精度显著更好，其中，为0.7°±0.8°。由于旋转轴线的正交性，可以针对围绕磁矩轴(x轴)的旋转预期类似的精度。总体上，与垂直于悬臂的其他两个轴相比，悬臂轴示出了更多的变化，但所有旋转定位精度显著低于5°。

模拟结果也在图9A和图9B中示出，并且与所有精度测量的实验结果非常好地匹配。其揭示了数值模型清楚地表示SMOL方法的重要特征，因为数值模型考虑了所有方向上的磁噪声。模拟与实验之间的一致验证了数值模型，并且因此后者提供了有价值的方法以预测和优化跟踪器10在减小的尺寸和增加的测量距离的情况下的性能。

为了深入了解SMOL方法在不同磁噪声条件下的性能，在不同的噪声和磁体条件的情况下，针对增加的深度z模拟绝对深度误差z_err。如图10中所示，参考曲线(黑色)表示具有二者都为1的噪声因子(NF)和磁矩因子(MF)的系统，这意味着用于模拟的噪声和磁矩与实验设置中的噪声和磁矩相同。示出了使噪声减半(NF＝0.5，MF＝1)或磁矩减半(NF＝1，MF＝0.5)的影响。在所有曲线中观察到定位误差在近距离处保持在非常低(亚毫米)的水平，但大于某个阈值会急剧增加。最大定位距离被定义为定位误差首次达到0.5mm时的距离(虚的水平线)。模拟结果揭示了具有一半磁矩的跟踪器可以被精确地定位高达65mm距离，以及使磁噪声衰减到一半可以将距离增加至90mm。在磁屏蔽室中(仅考虑磁传感器的电子噪声)，理论上可以实现110mm的检测距离的最大值。总体上，在磁屏蔽或低噪声环境中操作并且使用甚至更灵敏的磁力计(40)可以显著增加超过100mm的定位深度，从而使SMOL方法适用于真正的临床定位任务，例如人体深处的小型机器人。

图11中针对距传感器的不同距离z呈现关于x方向上测量的B场信号的信噪比(SNR)。由于高通滤波器S121被应用于阻尼正弦信号，因此纯噪声被类似地处理。在不去除小于270Hz的频率(其为跟踪器的共振频率)的情况下，噪声的标准偏差达到20.9nT，在滤波的情况下，噪声的标准偏差降至1.7nT。1.7nT用于评估，以及幅度A是滤波之后的最高测量幅度。如图11中所示，模拟中的SNR在45mm距离处大于170，以及在80mm距离处为25，以及趋势与磁场随距离的立方衰减的模型非常匹配。与实验数据的良好拟合再次指示模拟中物理过程的正确建模。

因此，模拟以高精度反映了真实系统，并且换句话说，真实系统表现得足够理想化以在数值上模拟，并且跟踪器10的进一步表征在数值上执行。

在图12中呈现了SMOL方法的频率可扩展性。使用记录的噪声(图5C)针对范围从100Hz至1kHz的频率模拟了使用0.5mm定位误差(图10中的水平虚线)的截止阈值的最大定位距离(黑色)。可以观察到通过增加频率显著增加定位深度。例如，对于100Hz处的跟踪器10，最大定位距离为约60mm，以及对于800Hz处的设备，距离几乎加倍至120mm。主要原因是磁噪声(来自环境和感测电子设备)A_N(灰色)在频率上具有整体下降的幅度。值得注意的是，在特定频率诸如250Hz、350Hz和450Hz处存在强的噪声幅度(示出为灰色方块)。在这些频率处强噪声严重阻碍了定位距离(黑色方块)。因此，用于SMOL方法的最优操作频率应当选择在环境和传感器固有噪声最小的地方。

共振频率的增加将不仅引起最大定位距离的增大，而且使得跟踪器10能够进一步缩小。使用空间约束悬臂230(图2)的二维几何模型，设计并模拟具有1mm³的总体积的小型化且优化的跟踪器10。结果如图12中的黑色星所示。其具有0.4mm³(1mm x 0.8mm x 0.5mm)的磁体积，θ＝17°的最大偏转角，以及0.5mm的悬臂230长度。为了针对这样的设备获得800Hz的共振频率，需要具有大约5μm厚度和1mm宽度的钢悬臂。应用MEMS制造技术，构造这样的设备是可行的，这将在跟踪器尺寸的100倍的距离处实现亚毫米精度、全6DoF定位。因此，SMOL方法可以为人体深处的包括小型机器人的亚毫米级植入物的定位和跟踪开辟前所未有的可能性。

本文件中阐述的方法使用磁体220，其也可以用于小型机器人的磁致动。在致动期间，将围绕悬臂轴的磁扭矩(等式5)施加至微磁体220，以及悬臂230能够将扭矩传送至壳体200，这导致跟踪器10的旋转。

在所提出的方法和设备的一个实施方式中，如图13中所示，壳体200可以在表面上具有螺旋或螺钉状形状201，以将旋转耦合至平移，并且因此在软粘弹性材料中推进。在机器人R设计中特别小心，以避免损坏薄悬臂230。如果磁体220自由旋转而没有角度限制，则强磁扭矩将保持使悬臂230扭转并且超过悬臂材料的强度极限，这导致梁230的永久塑性变形和断裂。壳体200内部的几何约束(参见图13)被添加以通过直接接触将扭矩传送至壳体200。

在一个实施方式中，跟踪器10被集成至如图14所展示的在路径P上移动的毫微量机器人(milli-robot)R中。利用具有两个旋转轴的旋转永久件来执行螺钉形机器人R的致动。在向前推进的情况下，致动轴必须与悬臂轴对准。为了使机器人R转动，需要使致动磁体围绕转向轴旋转。由于利用SMOL方法目前不可能同时致动和定位，因此递增地执行测量(HT1至HT9)，这意味着容器在致动设置与定位设置之间转移。

详细分析表明，与视觉基准真相相比，在距传感器40 50mm距离处获得的平面内位置误差(图15中的x，y)为平均0.2mm±0.1mm。z位置稳定在为50.3mm±0.6mm的平均值附近。平面内角度ψ的角度测量值总计的平均误差为4.7°±3.6°，其中所有测量点的平均标准偏差为1.5°。这些结果表明了使用所提出的方法精确定位的可能性；此外，它们还证明了在小型化机器人R上使用相同磁矩m以供致动和定位目的两者的可能性。在一个实施方式中，跟踪器10或机器人R可以插入生物组织，例如脑(其已知为人体中最柔软的组织之一)中。预期强的机械阻尼行为会阻碍脑组织中的机械振荡器，这对获得跟踪器10的持续振荡信号以进行精确定位产生了额外的挑战。

因此，选择脑组织作为用于所提出的方法的现实且严格的测试环境。图16示出了所提出的方法在离体猪脑中工作的结果。其示出了猪脑的一半和机器人R内部的跟踪器10被插入至大脑中的灰质中。使用US成像来获得跟踪器10相对于容器的刚性边界的定位H的平面信息。

如图17所示，由于US束在不均匀脑组织中的多次反射和散射，总体US成像分辨率和对比度较差。机器人R(圆圈的)在距US探头40mm的距离处几乎无法与背景噪声区分开来。与US成像相对，SMOL方法精确地检测机器人R在脑中的位置H和取向T。如图6C所示，定位信息H、T与US图像叠加，并且在两种定位方法之间发现非常好的相关性。在距磁传感器4045mm z距离处，10次独立测量的标准偏差在x方向上为0.9mm，在y方向上为0.7mm。这揭示了所提出的方法在生物软组织中的高再现性。白色箭头指示机器人R的主轴的检测到的取向H，其与通过US成像的估计的取向非常好地对准。看到y方向上的大约3mm的移位。这种系统误差可能是由软组织在US探头的压迫下的变形引起的，因为探头在成像期间必须通过超声凝胶与脑组织紧密接触。它指示了所提出的方法相对于US成像的另一个重要优点，即它是不需要与生物组织进行任何机械接触的无线定位方法，这可能是在实际临床应用中保护脆弱的软性器官(诸如脑)的至关重要的方面。

所提出的方法提供了完全无线的定位技术，其不需要外部设备30和40与软组织20的物理接触，这将有益于微创和机器人手术，在微创和机器人手术中，成像探头与内部器官的直接接触通常是不可能的。将跟踪器10插入体内所需的最小切口非常小，其可以容易地经由针、导管或内窥镜引入。其占地面积小，并且不需要板载电源，这使得它更容易与无线医疗设备，诸如胶囊型内窥镜和植入物集成。高SNR(图11)和大距离上的高精度(图10)以及其小尺寸(图12)超出了其他无线跟踪方法诸如基于静态永磁体的方法的可能性。跟踪器10的可调谐、独特频率响应有助于与DC和低频磁噪声(即，磁性的手术工具)隔离。

在一个实施方式中，跟踪器10的独特频率响应使得能够在频率空间中识别多个跟踪器10以用于多目标6DoF同时定位。

所提出的方法通过围绕垂直于磁矩轴的轴振荡磁矩来破坏静态磁偶极子的旋转对称性。磁矩的纯旋转，即l₀＝0，意味着根据等式1至等式4，B场与两个峰值偏转-θ和+θ的差产生了可以在跟踪器10的共振频率下测量的新偶极子场。这种数学考虑意味着只能确定5DoF，这与静态磁偶极子的5DoF相同。

为了克服这个限制，平移被添加至偶极矩的旋转中，l₀>0(图2)，并且新的偶极子场不能再被描述为5DoF偶极子，因此，围绕偶极子的旋转轴线的对称性被破坏。对于以实线表示的具有悬臂230和以虚线表示的不具有悬臂230的情况，这两种情况之间的差异在图18中示出。跟踪器10围绕z轴旋转，并且只有当存在悬臂230以抵消振荡磁矩m(图2)时，才能检测到毫微特斯拉范围内的振荡磁场的幅度差，而在没有悬臂230的情况下，幅度差接近或等于零。0°与180°之间的所有旋转的幅度的高度不对称性揭示了使用所提出的方法进行6DoF确定的幅度编码特征。

在测量中，只有幅度差被认为是有用的信息而不是绝对DC磁场，因为DC场受高噪声的影响，并且对于在远距离处检测到这样的小设备不够稳健。

建立6DoF的另一种方式是捕获振荡B场的双频分量。由于磁偶极子的动态B场分量的高度空间非线性，振荡偶极子的幅度场具有过零点。如果传感器位置位于这样的过零点附近，则B场信号示出了共振频率两倍的分量。然而，只有当B场被紧密扫描时，这些特征才能被可靠地测量。相比之下，包括悬臂230的所提出的方法提供了独特且更方便的方式，以用少得多的磁传感器40检测所有6DoF并且不依赖于这样的特征。

由于使用单个激励线圈30，不是跟踪器10的所有取向都可以被充分激励以实现大的偏转幅度。这些盲点出现在通过外部激励场F(图3)施加在悬臂230上的磁矩τ(式5)接近或等于零的取向处。这是当外部场平行于磁矩轴时的情况。在垂直和平行以及对齐之间，τ逐渐减小，使得并不总是能实现最大偏转。为了覆盖所有取向，总共需要三个以正交布置的激励线圈30，并且叠加的B场的方向应优选地平行于悬臂230的先前检测到的取向T。全向磁体(Omnimagnet)可能适用于这种应用。

所提出的系统(图6)是2D扫描系统，其覆盖xy平面中边长为10cm的正方形内的25个点。由于磁通门传感器40的范围约为±3.5μT，当强铁磁性对象靠近扫描区域时，传感器容易饱和。嵌入在传感器40中的手动B场补偿功能仅在扫描区域的中心使用一次，以补偿外部B场。如果沿着扫描平面的B场梯度大于所述范围，则该过程不能拾取信号。将来，可以在每个位置处执行自动DC磁场补偿，或者可以使用静态传感器阵列40。

由于跟踪器10是机械系统，因此其可以随时间和用途而改变其特性。用于悬臂230的材料(C1095)具有非常低的铬百分比，特别容易腐蚀。可以预期氧化削弱悬臂230，因为已经在许多原型中观察到共振频率随时间的降低。然而，所有悬臂230都是密封的，并且很少使用的设备显示出共振频率随时间的减小少得多或没有减小。其他可能的解释可能是悬臂的固定端因胶水劣化而松动，导致梁l₀变长或悬臂的杨氏模量E因动态疲劳而降低。

在一个示例中，通过在步骤S200中对磁场B的信号进行傅立叶分析以在步骤S210中获得磁场B在频域中的幅度A，来执行在确定步骤S120中对设备10的位置H和取向T的确定。根据传感器40之间的磁场B的幅度A的大小来确定位置H和取向T。

在另一示例中，通过在步骤S300中使用磁体220的振荡的物理模型来执行在确定步骤S120中对设备10的位置H和取向T的确定。图23示出了确定步骤S120包括在步骤S300中直接评估时域中的磁场B的信号。在步骤S310中，物理模型使用步骤S300所需的磁体220的磁矩m、磁体220的中心与旋转中心之间的偏移距离的已知值或校准值。与现有技术不同，磁体220不围绕其自身轴线旋转，因此偶极子中心225不是磁体220的旋转中心。磁体220的中心在大多数情况下是其质心。在步骤S300中，物理模型还使用最大偏转角θ、信号阻尼比、传感器40的数量和位置j。可以添加更多的物理参数，例如空气阻力、惯性矩、梁的弹性模量等来细化物理模型。

与傅立叶分析相比，使用物理模型使得能够减少定位设备10所需的信号的必要记录时间。现在将对此进行说明。在频域中确定信号的频谱分量需要大量的周期，例如，10或40，以获得足以精确对定位设备10进行定位的信号的峰值锐度。物理模型使得能够将信号的必要记录时间减少至振荡的半周期N的整数倍，并且还可能减少至振荡的半周期N的分数倍。通过使用物理模型，对于任何位置T和任何取向T，振荡运动和所得的所记录的信号被很好地定义。

在步骤S300中将物理模型拟合至时域信号，从而产生位置H和取向T的优化参数。时域信号包括半周期N。例如最小二乘法的算法在步骤S300中使信号的物理模型与所记录的信号B之间的误差最小化。对于优化参数获得最小误差，从而获得定位设备10的精确位置T和取向H。由于对来自环境的随机噪声进行平均，通过增加半周期N的数量，进一步提高了定位设备10的定位精度。

在另外的示例中，时域信号被分割成期望的整数个半周期N_seg。期望的整数个半周期取决于所需的准确度。因此，仅单个激励就足以多次对定位设备10进行定位。

例如，当独立地评估每个半周期N(N_seg＝1)时，具有f＝100Hz的共振频率的定位设备10可以以两倍共振频率(即200Hz)的速率定位。当每段评估两个半周期N时，即N_seg＝2，定位速率可以是100Hz。当每段评估四个半周期N时，即N_seg＝4，定位速率可以是50Hz。半周期数N_seg的增加导致最大可实现定位速率降低至2*f/N_seg。利用分段方法测量定位设备10的非常高的速度，例如>200mm/s，或者非常精确的移动路径P。信号随时间衰减，从而信号强度和定位精度降低，直到需要再次激励定位设备10。磁体220的连续或弱阻尼振荡导致连续或弱阻尼信号，并且因此优于非连续或高阻尼信号，以避免定位设备10无法定位的再激励暂停。

如果来自激励线圈的磁场没有使传感器40饱和，则定位设备10(即跟踪器)可以在激励期间被定位。如果源自传感器40处的激励线圈的磁场为零或非常低，则定位设备10(即跟踪器)可以在激励期间进一步被定位。

用于对定位设备10进行定位的另外的方法是机械地激励定位设备10。机械激励不会干扰传感器40，并且由于定位设备10没有暂停的连续激励而使得能够进行连续定位，即跟踪。

示例

定位系统设备。迭代系统控制和数据处理在MATLAB(R2020b，MathWorks，美国)中执行。对于信号发射和模拟信号转换，使用输入范围为±11V和16位分辨率(对应于0.33mV分辨率)的数据采集板(USB-6343，NI，美国)。用三个磁通门传感器(Fluxmaster，StefanMayer Instruments，德国)测量弱磁场，这三个磁通门传感器与定制的3D打印支架正交布置。它们设置有手动偏移补偿功能，并且灵敏度水平为1V/μT，量程约为±3.5μT，分辨率为0.1nT，以及在1Hz处固有噪声为20pT Hz^-1/2。传感器支架附接至75cm长的非磁性棒(聚甲基丙烯酸甲酯)上的2D机器人定位台(M-414.2PD，0.1μm步长，PI，德国)，以减少来自电动机的磁影响。使用该定位台，扫描xy平面中5×5点网格图案中的25个点。为了激励跟踪器10，构建定制的电磁线圈30(0.56mm直径的漆包铜线，在60mm×50mm×15mm3D打印心轴上150匝)以在线圈30上方产生近似均匀的磁场(在30mm的距离处为1mT)。它由电流放大器35(A1110-05-E，HUBERT，德国)供电，其增益为1V至5A。电流放大器使得能够通过电流而不是电压来调节电气部件，这对于电磁线圈30的快速和精确冷却是必不可少的。在激励阶段S100的结束与评估阶段S110的开始之间，施加3ms的短缓冲时间以避免线圈冷却对磁信号的干扰。

在本研究中用于模拟的屏蔽室中的磁通门传感器30的噪声数据由制造商(StefanMayer Instruments)提供。对于空间和角度精度测量，分别使用具有10μm分辨率的手动线性平台(PT1，ThorLabs，德国)和具有0.1°分辨率的手动旋转平台(XRR1，ThorLabs)来精确地平移和旋转跟踪器10。沿x轴的平移以10mm的步长从0至50mm来测量。在距传感器原点50mm至75mm的距离处测量沿$z$轴的平移。在所呈现的值中，正z被定义为更远离传感器平面。围绕系统x轴的旋转以30°的步长从0至90°来测量，并且围绕系统y轴的旋转以15°的步长从-45°至45°来测量。每个测量独立地重复10次。计算平均值和标准偏差，并与两个相应位置的基准真相差进行比较。在MATLAB中执行统计分析。

由于手工制造的不精确性，即使使用相同的悬臂材料，每个跟踪器10也可以具有独特频率响应，因此，必须在制造之后首先确定各个共振频率。因此，对于每个跟踪器10，幅度滤波器参数(S123)必须是自适应的。虽然对于频率滤波器，选择激励频率的±5\％的阈值，但需要针对每种嵌入材料调整阻尼系数阈值。用于精度测量的水凝胶的可接受范围被设定为5s^-1至30s^-1，并且用于跟踪演示的可接受范围被设定为30s^-1至70s^-1。发现这些范围对于相应的材料是最佳的。直接影响阻尼系数的因素，诸如接近容器壁或从跟踪器10的环境20对跟踪器10的表面润湿，导致选择较大的余量。

为了避免这样的异常值，采用算法内的边界条件，其将位置H限制为在10cm×10cm×10cm体积内的感测阵列下方的区域，各个四元数q_i为±1，并且偏转角度θ在0°与20°之间。起始值在上述范围内随机化，并重复完整算法10次，从中通过最高R²值选择最佳拟合。大量参数限制的选择使得算法对波动非常稳健，然而，必须特别注意幅度滤波，以向优化算法提供足够和正确的信息。

在拟合B场信号(S121)之后，将另一滤波步骤(S123)应用于具有元素A_i,j的矩阵，该滤波步骤被称为幅度滤波器。幅度滤波器S123的主要目标是检测来自先前拟合过程S121的物理上不合理以及强烈失真的结果，并且相应地调整幅度。这是至关重要的，因为幅度失真或异常值直接影响后续优化S124的效率和品质。此处，应用了三个主要滤波器：频率滤波器、阻尼系数滤波器和R²滤波器，从中得到权重矩阵W。可以通过使用物理上合理的值(例如，激励频率)附近的阈值来自动检测异常值。由于阻尼系数取决于跟踪器的嵌入材料，因此必须相应地调整阈值。对于R²，由于来自物理频率和阻尼滤波器的冗余，可以选择更大的截止值。如果任何值位于所提及的阈值之外，则其对应的幅度A＝0和R²＝1，而不是将其从评估中完全移除。该步骤增加了传递至后续优化S124的信息量，因为没有可检测的振荡意味着幅度非常接近于零。阈值内的剩余值被简单地传递至幅度矩阵和R²矩阵中，并且这两个矩阵都用于最终定位S124。

无线跟踪器10包括两个主要部分：螺旋形壳体200和具有附接的微磁体的机械共振结构。壳体200利用计算机辅助设计(CAD)软件(Inventor Professional 2021，Autodesk，美国)设计，并且使用立体光刻3D打印机(3L，Formlabs，美国)以50μm分辨率和半透明树脂(Clear V4，Formlabs)打印。在壳体200内部，腔210被设计成允许悬臂的附接和用于弯曲的足够空间。振荡频率可通过选择悬臂230的尺寸和材料来调谐，以实现低于50Hz至1000Hz范围内的频率。在这项工作中，通过激光(MPS Advanced，Coherent，美国)切割3.5mmx 0.5mm x 30μm的条带(C1095弹簧钢，Precision Brand，美国)以形成悬臂230，并且使用氰基丙烯酸酯粘合剂(Loctite 401，Henkel，德国)将两个具有轴向磁化的1mm x 0.5mm(直径x长度)圆柱形NdFeB磁体220(N52，Guys Magnets，英国)附接至悬臂230的端部。

总理论磁矩量为0.89mAm²。将具有固定磁体220的悬臂230插入至壳体腔210中并用3D打印的盖封闭。总体而言，螺旋形原型跟踪器10的尺寸为3mm x 7mm(直径x长度)。

总理论磁矩量为0.89mAm²。为了避免零件分离，使用氰基丙烯酸酯粘合剂。将具有磁体220的悬臂230手动插入至体积为10mm³的腔210中并用合适的打印件封闭。总体而言，螺旋形原型跟踪器的尺寸为3mm x 6.5mm。许多材料适用于悬臂230，例如弹簧钢、镍钛诺或双轴聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)。共振频率随着材料弹性模量的增加而增加，然而悬臂230的厚度和宽度是要考虑的参数。

嵌入材料。为了模拟生物组织的粘弹性特性，如先前报道的，本研究中使用明胶-琼脂糖混合物作为组织体模来模拟脑组织。使用具有6wt.-％明胶(来自猪皮的A型粉末，Sigma-Aldrich，德国)和3wt.-％琼脂糖(Sigma-Aldrich)的水凝胶。将两种组分在80℃的双蒸馏水中搅拌30分钟，装入塑料容器中并在使用前冷却至22℃至少4小时。使用尺寸为50mm x 60mm x 15mm的矩形容器和尺寸为30mm x 90mm的圆柱形容器。为了证明微型机器人的推进力，使用了具有3wt.-％明胶和0.2wt.-％琼脂糖的水凝胶。所有实验在室温(22℃)下执行。

模拟。为了模拟SMOL器件在激励后的B场信号，使用了初始角偏转θ＝12°的阻尼谐振子模型。使用Simulink(MATLAB)求解θ的对应微分方程，将其用作振荡的时变输入参数。首先，定义了系统因变量诸如悬臂长度、磁矩、位置H和取向T，并且通过等式1至4计算了磁矩在空间中的运动。通过根据传感器40的相同位置处的悬臂运动来计算时间相关式1并将所记录的噪声(图5C)添加至信号B，实现了真实测量的准确表示。由于磁噪声强烈地依赖于方向，因此将三个不同的噪声信号(每个方向一个信号)应用于相应的B场信号，并且另外，引入了所添加的噪声的随机相移以反映实际测量中的任意噪声相位。还通过根据DAQ特性将数据细分为比特相关增量来模拟模数转换。基于实际测量的设置执行进一步的数据评估和定位优化S120。数值模拟是通过MATLAB中的定制代码实现的。

机械激励。如图1B中所示，跟踪器10还可以由机械力F激励，该机械力F从致动器31通过连接件32传递至跟踪器10的嵌入材料20。如果致动器31和连接件32是非磁性的，则传感器40可以在激励S100期间记录(S110)磁信号B，如图4A和图4B中所示，而无需另外的停止(图4C和图4D中的S105)。这使得能够更频繁地确定跟踪器10的位置H和取向T。

同时激励和定位。在激励场不干扰传感器40的情况下，可以执行同时激励和定位。

第一方法和第二方法使得能够同时激励和定位磁激励场。

第一方法使用精确已知的预定义激励场。假设没有传感器饱和来产生剩余信号，可以从传感器40的信号数据中数字地或模拟地减去预定义激励场的值。剩余信号是跟踪设备10的信号。该第一方法意味着可以连续地执行激励，并且可以在激励期间在期望时执行定位。

第二方法使用第二激励单元。第二激励单元在感测阵列中的每个传感器40处产生相反的磁场。从每个传感器40处的激励产生的磁场被抵消，从而导致激励期间没有有效信号。例如，可以通过在传感器阵列的相对侧处镜像具有相反极性的激励线圈来实现没有有效信号的结果。

除了第二方法以外，还可以执行第一方法以减少来自镜像激励单元的微小差异的杂散场。由于激励单元和感测单元必须同时操作，因此第一方法和第二方法的前提是激励单元和感测单元的独立性。

在机械激励单元不创建用于产生机械场的磁场的情况下，可以执行同时激励和定位。机械波能够激励定位设备10，即跟踪器。可以在激励期间的任何时间执行同时感测和定位。

多设备跟踪。设备10在通过例如悬臂230的尺寸和材料被限定和可调谐的共振频率下操作。设备10的独特频率响应用于区分和定位大量的设备10。可以同时或顺序地执行设备10的位置H和取向T的激励S100、感测S110和确定S120。设备10中的多个设备10可以用于跟踪设备10的相对运动，例如用于跟踪医疗器械或软机器人的形状或变形。

磁通门传感器阵列。通过使用如磁通门磁力计阵列中的大量的传感器40来感测S110磁场B，以从感测S110获得关于磁场B的更多空间信息。在至少一个维度上，优选地在两个维度上空间布置传感器阵列内的传感器40中的各个传感器40，并且阵列在至少一个方向上，优选地在两个正交方向上，更优选地在三个正交方向上测量磁场B。

肿瘤定位。使用医学成像例如MRI、计算机断层扫描CT可以确定肿瘤的3D位置和形状并以3D重建。跟踪设备10中的一个或更多个跟踪设备10在超声成像的引导下被注射至组织中。跟踪设备10可以放置在肿瘤内部或外部，优选地放置在肿瘤的边界上。通过非磁性医学成像例如CT对设备10的位置H和取向T进行成像，并且基于这些非磁性医学图像来计算肿瘤相对于跟踪器的空间相对位置和取向。在不可能进行大型医学成像的情况下，例如在手术室中，使用本文件中阐述的方法对跟踪器进行定位，并且基于设备10的定位信息来计算肿瘤的实时位置以及取向和形状。这样的信息例如经由屏幕、投影仪或一副增强现实眼镜显示为用于手术场景的患者身体上的叠加图像。该方法可以基本上准确地定位肿瘤的实时位置，而不考虑软组织变形，因此该方法提供了通过手术移除肿瘤的准确方法。嵌入的设备10与肿瘤一起在手术之后从身体内移除。该方法通常还能够跟踪其他重要的解剖结构，例如血管、血凝块、息肉、神经。这些过程不仅限于肿瘤手术，也适用于其他需要定位的医疗过程，诸如放疗、靶向化疗、选择性栓塞等。

致动系统。为了微型机器人R的致动，使用了外部旋转磁场。将立方体NdFeB磁体(边长50.8mm，N40，Supermagnete，德国)机械固定至步进电机(23HS30-2804S，Stepperonline，美国)上，其中，磁轴线垂直于电机的旋转轴线。将组件放置在旋转台(GFV5G50，Orientalmotor，日本)上，以在2D平面中操纵磁体的旋转轴线。微型机器人R的推进被限制成在PMMA板与容器底部之间的凝胶中的平面运动，其中间隙为6mm，并且推进路径在凝胶中预定义。0.25Hz的速度和旋转磁场的方向由Arduino板(Ardunio Uno Rev3 SMD，Arduino)控制，并且手动操纵旋转轴线的方向。为了定位H、T，推进被暂停8次。在每次暂停时，样品盒(其中机器人R静态地嵌入其中)从致动装置中被移除并被放入定位装置中。之后，在致动装置中继续推进。LED光源用于照明，并且摄像装置系统(Canon EOS RP RF 24-105mm F4，带RF35mm F1.8镜头，25fps，Canon，日本)用于从俯视对推进进行成像。通过定制代码(MATLAB)链接和分析8个视频，以识别每帧中的机器人中心点和取向(图14中的HT1至HT9)并绘制轨迹以叠加在原始视频上。

互补超声成像。猪脑从当地屠夫处获得，在冰上运输并储存在4℃的冰箱中。所有实验均在动物处死后12小时内完成。将样品用磷酸盐缓冲盐水溶液(PBS，Sigma-Aldrich)水合并且放入60mm x 50mm x25mm的容器中用于室温下进行测量。对于US成像，使用设置为在1至10MHz频率下的“MSK软组织”的手持式US机器(iQ+，Butterfly Network，美国)，其中软组织的热指数(TIS)为0.01并且机械指数(MI)为0.28。使用US接触凝胶(Aquasonic 100，Parker Laboratories，美国)将US探针设置成与猪脑接触。

粘弹性介质(诸如，生物软组织)的机械特性测试对于理解和表征复杂、多复合软材料是至关重要的。在医学上，通过触诊来检查弹性特性，触诊是通过直接接触来测量组织的弹性响应的过程。利用外部载荷、流变测量或机械波传播通过准静态或动态压痕测试来执行这样的机械测试。然后，将来自这样的测试的结果用于模拟或估计粘弹性组织的材料行为。然而，离体测试可能不代表体内生理条件和材料的表面结构(例如，皮肤)，这些表面结构通常呈现出与本体材料强烈不同的特性。作为另一示例，大脑被薄保护层(软脑膜)包围，软脑膜与大脑本体材料相比具有高弹性模量。这种差异会影响在外部施加力的情况下的本体材料测试，并且不会产生真实的本体特性。

从机械波传播与成像结合获得了用于主体材料特性的更一般的方法。一种用于生物组织中的机械感测的这样的方法是磁共振弹性成像(MRE)，其可以通过评估机械波的传播直接对弹性特性进行成像。然而，需要非常大型和复杂的磁性MR机器，这使得其不适合于长期测量和监测弹性发展。已经提出了用于材料感测的机械共振结构，例如用于压力感测的磁性MEMS器件和用于粘弹性表征的系留压电驱动悬臂。

为了无线地确定S115软生物材料的局部粘弹性特性，可以使用定位设备10。定位设备10可以直接嵌入至嵌入材料20中。通过其机械共振频率和定位设备10的阻尼响应，可以在不需要任何昂贵设备的情况下无线地确定(在步骤S115中)材料特性。定位设备(10)可以通过微创手术实现，并且可以用于长期监测软生物材料的机械特性变化。

制备由明胶制成的人造水凝胶以模拟生物软组织并验证定位设备10的功能。通过在蒸馏水中在80℃下搅拌明胶粉末30分钟来制备2wt.-\％至4wt.-\％的明胶水凝胶(来自猪皮的A型，Sigma-Aldrich)。将混合物倒入60mm x 50mm的容器中并在使用前冷却至室温至少12小时。通过用盖覆盖容器来防止脱水。从当地屠夫获得离体组织标本，即火鸡胸脯、猪肝和脑，并在动物处死后12小时内进行测试。在室温测试期间，将样品用磷酸盐缓冲盐水溶液(PBS，Sigma-Aldrich)水合并且放入60mm x 50mm的容器中进行测量。

定位设备10包括具有弹簧常数为k₁的弹性弹簧元件230，其内部阻尼为η₁。弹簧元件230耦接至两个质量块：m₁是附接至弹簧元件230的自由端235的磁体220，并且m₂是由壳体200和嵌入材料20组成的有效质量块。嵌入材料20可以是粘弹性材料。在一个示例中，嵌入材料20可以被建模为麦克斯韦或Kelvin-Voigt线性模型，并且在图19中用虚线示出。

使用两个1mm x 0.5mm的圆柱形N52 NdFeB磁体(胶合至厚度为20μm、宽度为200μm、长度为2.5mm的钢悬臂上，全部在3D打印壳体200内)以共振频率f_res＝90.33Hz和f_res＝100.73Hz手动组装两个定位设备10。对于诸如生物材料的软材料测量，将设备10以与任何硬边界的距离为至少10mm嵌入至样品20中。

通过将定位设备10固定在刚性附接至框架的外壳中来测量刚性边界参考。在具有准无限质量m₂的理想阻尼质量弹簧系统的假设下(参见图19)，可以通过下式计算弹簧常数k₁：

其中，f＝f_res，并且其中m₁作为磁体220质量。η₁＝η_r是根据衰减磁场(式1)测量的具有刚性边界条件的阻尼系数。其中，m₁＝(7.9±0.1)x 10^-6kg，f_res,1＝(90.33±0.04)Hz并且η_r＝(4.2±0.1)s^-1，k₁变为(2.54±0.03)Nm^-1。弹簧常数还可以使用悬臂的公式通过材料和尺寸考虑来确定：

其中，E作为杨氏模量、面积惯性矩为(w宽度，h高度)并且悬臂长度为L。这导致所估计的弹簧常数k^*在1.2至2.54Nm^-1之间。误差容限源于生产的不确定性。k₁位于k^*的估计范围内，验证了简单质量-弹簧系统的假设。

如所提及的，定位设备10的内部阻尼η₁可以通过式7获得。该值可以与m₂和粘弹性环境20软耦接的系统进行比较，如图20中三种浓度的明胶水凝胶所证明的。由于η_r是可能阻尼的下限，因此系统的总阻尼可以用刚性和粘弹性贡献之和η＝η_r +η_v来描述。通过将设备(10)插入明胶中并随着明胶含量的降低，η显著增加。这种现象是预期的，因为明胶基质由于分子缠结的物理结合而随着明胶含量而变硬。文献中报道了明胶刚度随其浓度的增加而增加，这与目前对由设备(10)确定的阻尼系数的观察结果一致。

此外，测量了各种离体组织的阻尼行为，并且在图21中呈现。用于这些实验的设备10包括弹簧常数为k₁＝(3.17±0.04)Nm^-1。确定了针对刚性边界的(9.2±0.9)s^-1与针对猪脑的(24.2±1.6)s^-1之间的阻尼系数。η在火鸡胸脯、猪肝与猪脑之间显著增加，与这些生物组织硬度的降低很好地匹配。虽然在文献中报道的火鸡胸脯中的肌纤维与脑组织之间的刚度变化了两个数量级，但是η仅变化了大致约1.7倍。这是阻尼系数与材料刚度之间的非线性依赖性的指示。

附图标记

5 装置

10 定位设备/跟踪器

20 软组织/嵌入材料

30 磁激励线圈

31 机械激励源

32 连接件

35 电流放大器

40 传感器

45 定位台

50 数据获取和计算单元

200 壳体

210 腔

220 磁铁

225 偶极子中心

230 振荡元件/悬臂

235 第一端

237 旋转轴线

240 移动路径

附图符号

F 激励场

Θ 偏转角度

B 磁场

H 10的位置

T 10的取向

R 包括10的机器人

P R的致动路径

Claims (17)

1.一种用于确定定位设备(10)的位置(H)和取向(T)的方法，所述定位设备(10)具有附接至振荡元件(230)的磁体(220)，所述方法包括：

-使用外力或扭矩(F)中的一个来激励(S100)所述磁体(220)，导致所述磁体(220)的复合振荡运动，其中，所述复合运动包括所述磁体(220)的磁矩绕旋转轴线(237)的旋转和平移，并且所述旋转轴线(237)位于相对于所述磁体(220)的磁矩的中心的偏移距离处；

-使用至少一个传感器(26)来感测(S110)由所述磁体(220)产生的磁场(B)；以及

-根据所述感测(S110)来确定(S120)所述定位设备(10)的位置(H)和取向(T)。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，使用所述外力或扭矩(F)中的一个进行的所述激励(S100)由外部磁激励场或机械激励中的一个提供动力。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述机械激励是在所述振荡元件(230)的纵向方向或剪切方向中的至少一个方向上振荡的脉冲和波中的一个。

4.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述旋转轴线(237)与所述磁体(220)的磁矩之间的距离大于所述磁体(220)的最大尺寸的至少5％，优选地25％，更优选地100％。

5.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述旋转轴线(237)与源自所述磁体(220)的磁矩矢量不平行，并且优选地基本上垂直。

6.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述振荡元件(230)位于刚性壳体(200)内，更优选地位于真空情况下的密封刚性壳体(200)内。

7.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，对所述定位设备(10)的位置(H)和取向(T)的所述感测(S110)或所述确定(S120)中的至少一个是在停止(S105)对所述磁体(220)的所述激励(S100)中的至少一次激励时执行的或者是在对所述磁体(220)的所述激励(S100)期间连续地执行的。

8.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述振荡元件(230)包括悬臂梁或提供弹性恢复力的类似单元中的至少一个的恢复力单元。

9.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，重复对所述设备(10)的位置(H)和取向(T)的所述感测(S110)和所述确定(S120)。

10.根据权利要求6至9中的一项所述的方法，其中，所述磁体(220)的激励的频率近似于所述振荡元件(230)的共振频率。

11.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，确定(S120)所述定位设备(10)的位置(H)和取向(T)包括：在时域中使用所述复合振荡运动的物理模型。

12.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，感测(S110)由所述磁体(220)产生的磁场(B)随后是确定(S115)材料的局部粘弹性特性。

13.根据权利要求11所述的方法，还包括：使用所确定的所述材料的局部粘弹性特性来确定所述设备(10)的位置(H)和取向(T)。

14.一种用于确定定位设备(10)的位置(H)和取向(T)的装置(5)，所述定位设备(10)具有壳体(200)，附接至振荡元件(230)的磁体(220)位于所述壳体内，所述装置包括：

-激励单元(30)，用于使用外力或扭矩(F)中的一个来激励(S100)所述磁体(220)，导致所述磁体(220)的复合振荡运动，其中，所述复合运动包括所述磁体(220)的磁矩绕旋转轴线(237)的旋转和平移，所述旋转轴线位于相对于所述磁体(220)的磁矩的中心的偏移距离处；

-定位设备(10)，具有壳体(200)，在所述壳体内，所述磁体(220)附接至所述振荡元件(230)；以及

-数据获取单元，用于使用传感器(40)来感测(S110)由所述磁体(220)产生的磁场B。

15.根据权利要求14所述的装置(5)，其中，所述磁体(220)包括由磁材料制成的永磁体，所述磁材料优选地为铁磁材料。

16.根据权利要求14或15所述的装置(5)，其中，所述振荡元件(230)包括恢复力单元，优选地悬臂。

17.根据权利要求14至16中任一项所述的装置(5)的用途，用于定位动物或人类身体中的医疗植入物，或者用于定位解剖结构，所述医疗植入物选自导管、支架、导丝、内窥镜、胶囊型内窥镜、药物递送设备或小型机器人中的一个或更多个，所述解剖结构选自肿瘤、血管、血块、息肉或神经中的一个或更多个。