本申请涉及一种方位跟踪装置，特别是与核磁共振成像(mri)扫描仪一起使用的方位跟踪装置。
背景技术：
mri扫描仪经常用于在医疗环境中扫描病人。然而，病人在扫描过程中的任何移动会导致最终扫描的不准确。
可理解的是，病人移动是难以避免的，或者简单地由于病人呼吸，或者是由于在较长时间的扫描中变得难以让病人保持不动。另外，病人可能患有类似于帕金森症的疾病，这种疾病使得病人身体上无法保持不动。
由于现代mri扫描仪目前已能够实现亚毫米分辨率的成像，所以无意识动作成为所能得到的图像清晰度的约束因素。
需要一种检测这些移动以便在扫描过程中补偿这些移动的方法。
本发明提供了一种解决这一问题的装置和方法。
技术实现要素：
根据一个示例实施例，提供了一种方位跟踪装置，所述装置包括：
存储器，用于在其中存储数据，所述数据包括关于磁成像扫描仪的静磁场在所选择的主坐标系中的方向的磁参考数据、以及关于地球的重力场在所述主坐标系中的方向的地球重力参考数据；
加速度计；
磁力计；
通信模块；以及
处理器，连接到所述加速度计、磁力计和通信模块，所述处理器用于：
从所述磁力计接收方位跟踪装置的坐标系中的磁场矢量在所述方位跟踪装置在使用中放置其中的所述磁成像扫描仪内的测量结果；
从所述加速度计接收方位跟踪装置的坐标系中的加速度矢量在所述方位跟踪装置在使用中放置其中的所述磁成像扫描仪内的测量结果；以及
通过将来自所述加速度计和磁力计的测量矢量分别与存储的重力参考数据和磁参考数据相比较，确定所述装置相对于所述主坐标系的方位。
所述处理器通常进一步接收来自所述加速度计和磁力计的测量结果，并使用这些测量结果确定所述装置的方位，其中所述处理器将所确定的装置的方位与先前确定的装置的方位相比较，以对在使用中附装有所述装置的mri扫描仪内的刚体对象的方位变化进行量化。
在优选示例实施例中，所述处理器进一步应用滤波技术以减轻伪读数的影响。
所述装置可以包括也连接到所述处理器的至少一个陀螺仪，以使得所述处理器额外地使用从所述陀螺仪接收的测量结果来确定所述装置的方位。
所述通信模块额外地进一步将加速度和/或陀螺仪测量结果反馈至所述扫描仪，以用于估计所述装置的未来状态。
所述装置通常包括用于为所述装置的其他部件供电的电池，其中所述电池经由电压调节器连接到所述处理器。
根据另一示例实施例，提供了一种使用方位跟踪装置跟踪方位的方法，所述方法包括：
存储数据，所述数据包括关于磁成像扫描仪的静磁场在所选择的主坐标系中的方向的磁参考数据、以及关于地球的重力场在所述主坐标系中的方向的地球重力参考数据；
从磁力计接收方位跟踪装置的坐标系中的磁场矢量在所述方位跟踪装置在使用中放置其中的所述磁成像扫描仪内的测量结果；
从加速度计接收方位跟踪装置的坐标系中的加速度矢量在所述方位跟踪装置在使用中放置其中的所述磁成像扫描仪内的测量结果；以及
通过将来自所述加速度计和磁力计的测量矢量分别与存储的重力参考数据和磁参考数据相比较，确定所述装置相对于所述主坐标系的方位。
通常，测量结果被周期性地接收并且用于确定所述装置的方位，其中将所确定的装置的方位与先前确定的装置的方位相比较，以对在使用中附装有所述装置的mri扫描仪内的刚体对象的方位变化进行量化。
优选地应用滤波技术以减轻伪读数的影响。
所述方法可以进一步包括从至少一个陀螺仪接收测量结果，并且额外地使用从所述陀螺仪接收的测量结果来确定所述装置的方位。
另外，可以将加速度和/或陀螺仪测量结果反馈至所述扫描仪，以用于估计所述装置的未来状态。
在优选实施例中，所述主坐标系是所述mri扫描仪的坐标系。
额外地，可以基于关于mri扫描仪构造的知识来合成所述参考数据。
此外，在使用中与所述装置连接的刚体对象的方位变化被用于预测所述物体的平移。
附图说明
图1描述了传统的mri扫描仪布局，其中重力(～g)与病人床位正交，静磁场(～b0)则是轴向地沿着扫描仪孔洞的方向；
图2是示出根据本发明的示例装置的方框图；
图3是示出通过图2的装置执行的方法步骤的方框图；
图4示出示例的非线性互补滤波器；
图5是包括本发明的方位跟踪装置的示例用户可佩戴装置；
图6示出将从传感器导出的心脏和呼吸数据与直接的ecg和呼吸测量结果进行比较的图表；
图7示出将来自线性导航仪的平移数据与使用从方位跟踪装置获得的方位的平移数据进行比较的图表；以及
图8示出用于预测图7中绘制的动作的翻滚模型的图形表示。
具体实施方式
下文将描述方位跟踪装置，特别是与核磁共振成像(mri)扫描仪一起使用的方位跟踪装置。
mri扫描仪由超导磁体、射频线圈和梯度线圈组成。梯度线圈由三个分离的线圈组成，这三个线圈能够在3个正交方向上对扫描仪孔洞(bore)内的物理空间进行空间编码。在mri扫描仪的等中心点(iso-center)处，梯度线圈对磁场的幅度没有影响。这一点无法被修改或者改变，并且对于特定mri扫描仪是固定的。因此，人们物理上无法围绕物理空间中的除了梯度等中心点以外的任何点来旋转磁场的编码幅度。平移移位是通过修改对于mr信号的解释来实现的，而不是通过静态场的恒定幅度中的物理移位来实现的。
正因为如此，方位的实时反馈是非常重要的，因为它对于mr信号的影响比平移移位更为复杂。方位校正需要被立即反馈，而平移运动能够被回顾性地校正，只要它被准确地量化。
参考附图，方位跟踪装置10包括用于在其中存储数据的存储器12，所述数据包括关于磁成像扫描仪的静磁场的磁参考数据以及关于地球的重力场的地球重力参考数据。这些参考数据定义初始的主坐标系(principleco-ordinateframe)。
就这一点而言，核磁共振成像依赖于用于图像获取的高均匀磁场。即使该磁场中的小波动，也会使氢原子的旋进频率偏移，从而导致图像中的伪影(artefact)。用于图像空间编码的梯度场位于3特斯拉(tesla)扫描仪的40mt/m的区域中。为了对大约1mm尺寸的解剖特征进行编码，扫描仪内的磁场需要稳定，并且完好地位于0.04mt(通常以百万分之几规定)内。这比静态场小很多数量级，显示出为了图像重建需要这种磁场多么稳定。
就矢量观察而言，mri扫描仪内的静磁场(～b0场)对于方位估计而言是接近完美的。它高度独立于运动，而且在图像空间中被充分地定义。
即使相对小的幅度，对图像空间进行编码的梯度场也具有指向相同的方向的磁场矢量(理论上对～b0场的方向没有影响)。在mri扫描仪的构造中，有益的是将梯度线圈与静磁场对准以最大化它们的编码效果。这些性质允许在扫描仪的成像参考系中的静磁场的参考方向的合成达到相对高的准确度(在示例mri扫描仪中，小于1度)。这在预期运动校正的应用中是有用的，在这种应用中，需要相对于mri扫描仪的坐标系估计方位。
为了充分地定义mri扫描仪孔洞内的方位，需要另一矢量观察。该第二矢量不能平行于或者反平行于第一矢量。相反，该第二矢量越接近于与第一矢量正交，方位估计就越不容易受到噪声影响。
由于结构性和舒适性的原因，大多数mri扫描仪对仰卧姿势的病人进行成像。因此，mri扫描仪的孔洞轴平行于地板，以容纳病人躺下。所关注的是确保病人床位和成像坐标系是对准的，以使得图像以放射线技师期望的方式呈现。人们还可以理解的是，重力级别用作扫描仪构造中的参考。因此，我们能够合成重力的参考方向，使得它平行于成像坐标系的垂直轴。
在这种布局中，地球的重力场矢量接近完全正交于扫描仪的静磁场(在一个测量的示例mri扫描仪中，处于0.1度内)。
图1描述了传统的mri扫描仪布局，其中重力(～g)与病人床位正交，静磁场(～b0)则是轴向地沿着扫描仪孔洞的方向，重力和静磁场几乎完全彼此正交。
作为主磁体安装的一部分，按照3tskyra用于这个工作的规定，使用摆锤将扫描仪yz平面与重力对准。
相对于扫描仪坐标系(xyz)，显示出装置(传感器)坐标系(x’y’z’)，并且大的点划线圆圈表示mri扫描仪孔洞。
地面平行于扫描仪xz平面。
所绘制的矢量表示在点p处通过装置可观察到的场。
可理解的是，装置坐标系中的两个矢量观察的使用允许相对于其中矢量方向是已知的任何参考系进行方位的瞬间测量，并且是用于显示参考矢量的正交性的重要性的直观方法。
两个矢量也会过度约束对于给定变形的方案，这在如上所述的合成参考数据集时允许更多自由度。例如，大多数情况下，磁力计估计将比加速度计测量更精确，因为它不依赖于系统的动态。在这种情形下，人们可以将从加速度计中获得的重力的矢量观察约束为仅仅影响围绕静磁场的轴的输出方位。在另一示例中，可以更容易地获得关于重力方向的数据，并且可以适当地约束磁力计输出。
可理解的是，就装置的易用性而言，上述的合成的参考数据集是有益的，因为如果合成的估计为该应用提供了充分的准确度，便不需要扫描仪特别校准(对于西门子标准临床扫描仪3tskyra中的样机装置来说，发现确实如此)。然而，如果扫描仪的构造显著地偏离这些假设、或者需要(比扫描仪构造中规定的公差)高的精确度，则人们能够执行一次性校准，以测量扫描仪成像坐标系中的参考矢量(重力和静磁场)的方向。应注意的是，不一定要由装置自身测量这些矢量的方向，因此扫描仪特定参考数据集对于任何基于矢量的方位跟踪装置将是有效的。在扫描仪的使用寿命期间，重力场和mri扫描仪的静磁场矢量方向都不可能发生偏离，因此这个数据集预计在同样长的时期内是有效的。
因此，装置10使用关于mri扫描仪的静磁场在选择的主坐标系中的方向的磁参考数据作为起始点。
地球重力场在主坐标系中的方向用作第二矢量轴，因此关于地球的重力场在选择的主坐标系中的方向的地球重力参考数据被存储在存储器12中。
装置10还包括三轴加速度计14、三轴磁力计16和三轴角速率陀螺仪18。将在下文中更详细的描述这些部件的功能。
通信模块20与mri扫描仪通信。
尽管通信模块20的主要应用是将关于物体运动的数据传送至mri扫描仪。它还用作用于使mri扫描仪的控制计算机与装置同步事件、或者将脉冲序列的当前正在发生的部分发送至装置的工具。与脉冲序列同步的能力允许数字控制器将滤波器参数最优化并且减少测量中的噪声。
通信模块20还将来自加速度计和/或陀螺仪的测量结果反馈至扫描仪，以用于估计装置的未来状态。
加速度信号的积分能够产生速度/位置估计。高时间分辨率状态估计可以借助于滤波器与通过所述扫描仪或者重建软件计算的低时间分辨率平移估计相结合，以实现更强健的平移估计。
处理器22被连接到加速度计14、磁力计16、陀螺仪18和通信模块20。
处理器22通过接收并处理来自于加速度计14、磁力计16和陀螺仪18的测量结果以计算装置10在mri扫描仪的孔洞内的方位，来控制装置10的操作。将在下面更详细的描述这一点。
可理解的是，在举例说明的实施例中，处理器22和其他部件被包含在单个壳体中，该壳体被连接到正在经受扫描的病人的身体。在本优选实施例中，在从装置10发送结果之前，通过处理器22接收并且本地处理来自各个测量模块的测量结果。
因此，在装置中本地计算装置10的方位。
然而，在替代的实施例中，可以通过使用通信模块将来自加速度计14、磁力计16和陀螺仪18的信号发送到在扫描仪孔洞外部远程设置的处理器而远程地计算装置10的方位。
在本实施例中，举例说明的处理器22的关于计算装置的方位的功能将被转移至另一处理器，结合所述另一处理器来实施如下所述的信号滤波以及高级计算。
在任一情形中，在优选实施例中，处理器22如上所述地使用mri扫描仪的静磁场参考数据和地球重力场参考数据来定义第一组参考轴，从而使装置能够在选择的参考坐标系中输出数据。
可以理解的是，矢量场即重力和～b0，两者都是从扫描仪的成像区域内的任何位置处可观察到的。由于所有可能方位都是通过矢量观察定义的，因此对于测量范围也没有限制。在使用中，以任何方位或者位置，将装置10捆绑或者粘贴(类似于ecg垫片)至病人，优选地选择所述方位或者位置以使得在扫描处理期间接触点不容易相对于所关注的人体结构移动。常见的导致伪读数的原因是皮肤移动，其中皮下肌肉可能引起相对运动。在脑成像的情形中，耳朵后方的乳突将是用于传感器附着的可取位置。这对于需要视线的基于光学的运动跟踪来讲是不可行的。
当从磁力计16接收到装置(传感器)坐标系中的磁场矢量在方位跟踪装置在使用中放置其中的磁成像扫描仪内的测量结果，并且从加速度计14接收到表示地球的重力场矢量在装置(传感器)坐标系中的方向的加速度矢量的测量结果时，处理器22使用所接收的磁场测量结果和加速度计测量结果计算装置相对于预定主坐标系的方位。
处理器22通过将所测量的磁场矢量与所存储的磁成像扫描仪的静磁场相比较、以及将所测量的加速度矢量与所存储的地球的重力场相比较来实现这一点，其中在所选择的主坐标系中表示存储的测量结果。在一个范例中，可以如上所述地合成这些矢量，使得所选择的主坐标系是mri扫描仪的坐标系。
可理解的是，来自装置10的任何时刻的测量结果都可被存储为初始方位测量结果，因为系统在每次传感器更新时都将知道它相对于所选择的参考坐标系的方位。当捆绑至病人时的任何方位变化都将表示由装置跟踪的对象的方位的同等变化。
因此，处理器22周期性地接收测量结果，并使用这些测量结果确定装置方位，额外地，将所确定的装置的方位与先前确定的装置的方位(在扫描开始的时候对装置的方位进行成像扫描的情形中)进行比较以确定方位是否已经改变，并相对于所选择的主坐标系(可以被选择为mri扫描仪的成像坐标系，这在延期运动校正的应用中是有用的)量化方位改变。
按照周期性的间隔，处理器22接收来自磁力计和加速度计的进一步测量结果，以确定装置的瞬间方位。在一个示例性实施例中，周期性的间隔是毫秒。
因此，可理解的是，处理器22接收来自加速度计14和磁力计16的进一步测量结果，并使用这些进一步测量结果确定装置的方位，其中处理器22将所确定的装置的方位与先前确定并且存储的装置的方位进行比较，以对在使用中附接有装置的mri扫描仪内的刚体对象的方位的变化进行量化。
处理器22使用传感器数据的时间演化来应用滤波技术，以减轻伪读数对于反馈至扫描仪控制单元的方位估计的影响。
可理解的是，仅仅加速度的测量并不等同于地球的重力场矢量的观察，因为这可能是不可靠的并且可能导致伪结果(即使病人预计并不会经受大的持续加速度)。
为了解决这一问题，可以利用角速率陀螺仪来补充上述测量，以便在线性加速度的时段期间准确地确定方位。产生的传感器阵列被称为marg感测方案(磁力计加速度计和速率陀螺仪)。这种传感器阵列普遍用于机器人和航空中的方位估计。这种提议的装置的不同之处在于，它是在具有独立于运动的mri扫描仪的特别强的静磁场的受控环境中使用的。结果在加速度期间能够精确跟踪陀螺偏差，并且实现完全优于类似构造的方位测量装置的传统应用的精确度。
因此，陀螺仪允许其中更佳定义装置的方位状态的演化的更强健滤波技术。
装置10优选地还包括电池24，以为装置的其他部件供电。电池可以经由电压调节器(未示出)连接到有源部件。
上文所述的全部部件被合并到印刷电路板中。
就这一点而言，核磁共振成像(mri)扫描仪的高功率梯度线圈能够在导电材料中诱导电流。随后，这些电流能够与扫描仪内的场交互，导致不希望的影响。扫描仪孔洞内的长导体还可以被调到射频(rf)场，导致严重的图像伪影。这些影响中的大部分可以通过最小化导电区域并且防止谐振的仔细的印刷电路板布局来减轻。例如，所有关键性信号轨迹被保持为尽可能短。
人们还可以通过将pcb的外层保持为接地平面并且仅仅在内层中延伸敏感信号轨迹，来屏蔽这些信号轨迹。这不仅仅保护信号轨迹免受高功率瞬态磁场的影响，而且防止装置自身发射射频能量，这种射频能量可能会表现为mri图像上的伪影。
为了进一步减少任何电磁发射，处理器22被实施为以适当地远离特定扫描仪的拉莫尔频率的频率为时钟的低功率微控制器。
高强度静磁场容易受到由磁化率中的突然变化所引起的不均一性的影响。为了确保最小化这些影响，所有部件被特别来源为与mri兼容。装置被保持尽可能小型紧凑，并且支持它自己的电源。电池的使用使得装置不再需要要求遮蔽或者额外防护的长导体。
通过装置获得的方位估计被扫描仪外部的通信模块利用光学或者无线通信技术(以适当地远离mri扫描仪的旋进频率的电磁波的形式)发送，确保不需要长导体。
利用现代数字传感器，由于集成电路(ic)的内部结构的尺寸很小，使得传感器模拟信号不易受到射频通量的干扰。这些信号在集成电路的硅结构内被低通滤波之后立即被数字化，减少了信号与瞬态磁场耦合的机会。
模拟和数字电源被分离开，并且在靠近传感器ic电源引脚处使用低通滤波器，以减少由高功率梯度线圈所引起的感应电流的影响。
已经提出两种分离算法来获得期望的滤波器输出。
首先，在方位估计中实施的用于身体跟踪和小型飞行器的流行滤波器可以被适配用于装置上。这种滤波器是最初由mahony描述的互补滤波器的轻量级的基于四元数版本。这种滤波器以小得多的计算成本实现与kalman滤波器可比拟的性能。在图4中描述了由mahony提出的显式互补滤波器的示例实施方式。右上方的补偿块是由madgwick最初引入的技术的修改版本，用于磁场补偿。在这种情形下，补偿块用于减轻在与静磁场相同的方向上的伪加速度的影响。如果地球的重力场的方向的先验估计用作矢量参考，这还允许更少的限制性约束，因为加速度矢量现在被约束为仅仅影响关于mri扫描仪的静磁场的轴的方位。
在图4中示出的示例实施方式中，使用先验参考矢量集，其中静磁场矢量被假设为完全平行于扫描仪坐标系z轴(与横剖面正交)并且重力矢量场被假设为处于扫描仪坐标系的yz平面(矢平面)上(是针对在上文提及的标准mri扫描仪布局中处于头向前的仰卧姿势的病人进行描述的)。因此，所提出的滤波器输出在mri扫描仪的坐标系中的方位。
第二种滤波器方案可应用于不存在角速率陀螺仪测量的实施方式中，这种滤波器方案提出了使用为宇宙飞船姿态估计设计的算法，并且是对于wahba的问题的流线式最小二乘解：
其中：
ai＝矢量加权系数，它可以与极大似然估计的方差相关。
bi＝病人坐标系中的第i个矢量观察。
ri＝参考坐标系中的第i个矢量观察。
r＝最佳旋转。
被实施用于求解上述等式的算法被称为最佳四元数估计器(esoq2)，由markley提出。当存在可用于成像坐标系中的静磁场和重力方向两者的参考数据时，上述技术是有用的。简单来讲，当高度约束该方位方案时。在这种情形下，该滤波器将把两个传感器估计最佳组合起来。由于这种矢量观察的小变化和运动独立性，可以预见磁力计观察在这种情形下将被更高地加权。这种滤波器不会改善每个矢量的线性独立分量的性能，因为磁力计测量没有提供关于相对于静磁场的轴的方位的任何信息，而加速度计测量没有提供关于相对于地球重力场的轴的方位的任何信息。因此，将会在关于扫描仪静磁场的轴输出的方位上直接看出病人加速度。
第一实施方式很大程度上独立于线性加速度，并且依赖于角速率陀螺仪的积分用于方位估计。因此第一种方法更好地适合于解决mri扫描仪磁场对于加速度传感器的影响。第二种方法仅仅依赖于作为输入的加速度和磁场矢量，因此从本质上来讲更易受到影响。
两种算法都输出稳定在围绕～b0场的轴的0.01度内、以及围绕位于垂直于～b0场的平面上的成对正交轴的0.006度内的数据。同预料的一样，包括角速率数据的实施方式在梯度密集扫描(诸如弥散张量成像)期间实现更佳性能，其中扫描仪床位振动将噪声引入到加速度计输出中。
在任一情形下，可理解的是，将矢量观察与角速率测量有效地结合起来对于通过装置计算的方位估计的可靠性而言是有益的。任一种方法中的计算方位的过程都是相对轻量级的，允许运动参数的低延迟传输(在以32mhz时钟工作的低功率微控制器上的当前样机中，<1ms)。矢量和方位之间的密切关系意味着当使用装置时提供的方位数据比用于mri外部运动校正的大多数(对于发明人知识来说是全部)现有技术更准确地实时表示病人的动作。
图5示出包括上文所述的方位跟踪装置的用户可佩戴装置的一个示例实施例。
装置包括传感器安装附件26，加速度计14、磁力计16和陀螺仪18可附装至传感器安装附件26。
该附件26可被制造的非常小，并且是被刚性约束至所关注的人体结构的部件。
极软电缆(veryflexiblecable)28用于承载电力以及提供数字通信链路。
随后，处理器22、通信模块20和电池24被放置为远离传感器安装附件26。
这种布局的优点是布局的小尺寸，并且非感测部件也被设置为物理上远离传感器，从而不会干扰传感器。还合乎需要的是，它减少病人不舒适的风险。
在任一情形下，可理解的是，所提出的这种技术是能够测量扫描仪孔洞内的矢量的mri兼容装置。
装置还能够通过通信模块与mri扫描仪之间发送和接收数据。所提出的矢量观察是理想地适合用于方位估计，但不局限于方位估计。
在试验中，该范例技术迄今为止已经克服了当前方位观察技术的许多缺点。
当前范例能够独立于mri脉冲序列，以高时间分辨率(每毫秒)和准确度(在十分之一度内)精确估计mri扫描仪孔洞内的对象的方位。该技术不被限定或者专门用于任何特定脉冲序列，因此是非常多用途的。
还发现，利用示范装置，实现了用于观看诸如心脏和呼吸周期的无意识动作的受测者方位的充足分辨率。
参考图6，所有三个轴上的原始数据显示出与当受测者在mri扫描仪内平躺不动时获得的4通道心电图(ecg)信号之间的强关系。
该方位测量相对于扫描仪的静磁场和地球重力场进行。在传统的mri扫描仪布局中，这些场几乎完全正交，减少方位估计中的噪声，并且使mri环境对于这种测量技术是理想的。由于mri扫描仪的这种构造方式，当前范例已经显示出关于mri中预期的运动校正的充分精确度，并且在所使用的示例扫描仪中没有任何扫描仪特别校准。
该技术为人们提供了检测和量化刚性身体旋转并将它们实时反馈到mri扫描仪从而减少运动对于图像质量的影响的能力。这些测量可用于优化当前导航仪技术，甚至可与当前外部3d平移跟踪技术结合实施以实现完整的刚性身体运动校正。
在神经/脑成像的应用中，装置的方位输出可被用于预测平移，因为这些量与方位变化密切关联。图7示出对于相同的运动，与基于导航仪的数据相对比，利用所述装置预测平移的应用的示例数据集。通过应用这个模型的结果，可以极大地降低平移运动(在图7的情形中为剧烈运动)对于图像质量的影响。
图8示出在所提供的简化模型中，用于将平移与方位相关的矢量。所示出的预测平移是简单地将在梯度等中心和病人头部与扫描仪床位的接触点之间的轴角度矢量与初始位置矢量的估计值进行矢量叉积的结果。
其中：
θ是旋转角度的幅度。
上述等式是相对于翻滚动作和小角度的假设的高度简化模型的结果。因此，如果病人头部和扫描仪床位之间没有发生滑动，是最准确的。矢量
在任何情况下，可以理解的是，装置可被用于利用模型以高时间分辨率执行完全的刚性身体运动校正，以预测在小角度上的不取决于头骨几何形状或者病人具体特征的平移。
在另一应用中，来自于上文提供的模型的平移测量结果可以与来自于其他源(导航仪，有源指点标等等)的平移测量结果相比较，以预测是否发生了传感器脱离。传感器脱离是当装置安装至所关注的人体结构被打断的情形，这可能导致显著的图像伪影)。如果模型输出和平移测量具有强的不连续性，人们可以预计装置相对于所关注的人体结构发生了移动。在检测事件时，装置能够存储新参考，并且继续相对于新参考的跟踪运动。随后，相对于新参考的方位变化被应用于利用旧参考测量的最后的有效方位。即使在安装装置时由于通用性很少会发生传感器脱离，但是这对于使外部运动跟踪方法中的已知挑战的影响最小化来讲，是有效的方式。
该技术可以被视为mri扫描仪中的最佳实时运动校正的途径，用于减少由于需要可靠方位估计的知识而导致的运动检测的复杂性。其他用途包括呼吸门控、心脏门控以及涡流检测。
装置可用于向病人或者医生警告发生移动，提示病人调整或者再次扫描。然而，主要应用是由该装置产生的方位信息可以被馈送至mri扫描仪以便实时校正由病人移动所引起的扫描误差。这将最终改善产生的图像质量，同时最小化或者防止需要进行再次扫描而耗损的时间。
因此，该技术的最终实施方式可以减少扫描时间，改善临床mri扫描仪的效率，节省医院和病人金钱。该技术可用于减少“难以扫描”受测者的伪影，并且为患病、年老和非常幼小人员减少扫描时间。运动校正对于特定对比度模块化(contrastmodularity)是非常重要的，比如功能性mri和弥散成像，并且可以改善研究结果的统计显著性。
与核磁共振成像中的其他已知的需要三个位置估计来执行方位检测的外部运动校正技术不同，所公开的发明使用来自于单个空间点的矢量观察。结果是，所述装置的小型化仅仅受限于当前半导体技术的小型化。这对于病人舒适性、减少与高灵敏度的静磁场的交互、以及得电路设计中使用的导电材料上的感应扭矩的最终最小化都是有益的。
从当前范例中获得的结果已经证实了一些现有半导体技术与恶劣的mri环境的兼容性。这些结果不仅仅是精确的，而且是强健的。装置通过解决与当前技术相关联的许多问题，比如成本、尺寸、准确度和最重要的易用性，简化了mri扫描仪内的运动校正的问题。