基于squdc的平面三轴磁强计设计

基于squdc的平面三轴磁强计设计

1噪声抑制方案心磁图仪是一种测量心脏磁强成像的医学诊断设备。与传统的心电图仪相比，心电图仪不需要电极。这是完全独立测量的。它具有无接触、无辐射、无伤口、灵敏度高等优点。临床研究表明，心磁图仪对冠状动脉粥样硬化、心肌缺血具有良好的特异性，具有良好的临床应用价值和市场前景。人体心脏磁场信号非常微弱,典型强度为数十个皮特斯拉(～10～10T),而环境磁场如地球磁场的强度为几十个微特斯拉(～10～5T),因此环境噪声抑制一直是心磁测量中的关键技术难题.目前,常用的噪声抑制方案有使用磁屏蔽室、梯度计和先进的数字信号处理技术等.磁屏蔽室直接有效,但造价昂贵,极大地限制了心磁图仪的发展和推广.相比磁屏蔽室,梯度计和数字信号处理技术应用更加灵活.在无屏蔽环境中,主要采用梯度计技术,结合数字信号处理进行噪声抑制.梯度计包含大小相同、方向相反的两个或多个线圈,它将磁场耦合成磁通,能够大幅度地衰减远距离的磁场源信号,而对近距离的磁场源信号影响不大.一般情况下,环境磁场如地磁场、城市噪声等都是远场源,被测的心脏磁场是近场源,所以理想梯度计能很好地抑制环境噪声,获取微弱的心磁信号.但是常用的硬件梯度计是手工绕制而成,由于绕制工艺、绕制经验、结构不对称等原因不可避免地存在误差面积,导致引入空间中各个方向的噪声信号.为了进一步地抑制噪声,需要三轴磁强计进行补偿.具体实现方法是用三轴磁强计与硬件梯度计构筑软件梯度计,即利用磁强计和梯度计输出信号具有空间相关性,采用软件算法如最小二乘法、自适应滤波算法等,从硬件梯度计输出信号中扣除噪声信号,得到接近理想梯度计的输出.目前三轴磁强计主要有线绕型和平面型两种,二者都能取得好的补偿效果.线绕型磁强计采用外置的感应线圈与SQUID连结,结构复杂,正交性难以保证;而平面型磁强计将输入线圈集成到磁强计中,加工精度高,体积小,集成度高,具有明显优势.本文利用低温直流SQUID(LTcdcSQUID)设计制作了平面三轴磁强计,并研究了平面三轴磁强计的噪声水平、串扰和工作稳定性,成功将其应用于心磁测量,得到了高信噪比的心磁信号.2磁强计存储的串扰问题本文使用集成了输入线圈的SQUID芯片制作平面磁强计,输入线圈面积为500×500μm2.将SQUID芯片粘贴在印制电路板上并压焊导线,再通过低温双绞线与磁通调制式读出电路相连.图1是磁强计工作于锁定状态下的原理图.输入线圈将被测磁场与SQUID耦合,形成磁通,SQUID将磁通变化转换为电压变化,由读出电路输出,实现了被测磁场信号转换为电压信号的过程.输出电压通过反馈线圈在SQUID内产生负反馈磁通,保持SQUID环内磁通不变.在无磁屏蔽环境中,环境磁场的波动较大,由于SQUID非常灵敏,磁强计会经常溢出量程,所以为了使磁强计较长时间稳定工作,在不影响分辨率的情况需要尽可能增大它的量程.设反馈线圈与SQUID的互感系数为Mfeedback,外界磁场在SQUID环中形成的磁通大小为Φe,锁定输出电压Vlock.在锁定状态下,反馈线圈在SQUID环内耦合的磁通大小等于SQUID环内的外部磁通Φe,即有VlockRfeedbackMfeedback=Φe(1)Vlock=ΦeMfeedbackRfeedback(2)VlockRfeedbackΜfeedback=Φe(1)Vlock=ΦeΜfeedbackRfeedback(2)由式(2)知,当反馈电阻Rfeedback一定时,锁定输出电压与互感系数Mfeedback成反比.即外部磁通保持不变时,互感系数的越大,输出电压越小即磁通电压转换系数越小,则磁强计量程就越大.实验中,通过设计不同反馈线圈匝数、调整反馈线圈和SQUID间的距离来改变互感Mfeedback,比较了不同磁强计的磁通电压转换系数和磁场分辨率.在保证磁强计稳定工作的条件下,将三个磁强计固定在立方体的三个相互垂直的表面上,制作了三轴磁强计,如图2所示.其中立方体的尺寸为12mm×12mm×18mm,采用环氧树脂材料,在低温下收缩小,且不会带入额外的噪声.三轴磁强计测量环境磁场的三维分量,通过调整三轴磁强计的空间位置来补偿硬件梯度计的误差面积引入的噪声.由于平面三轴磁强计的体积小,三个磁强计的空间距离较近,不可避免地存在串扰.串扰不仅影响磁强计的正常工作,而且使磁强计输出信号带入额外的噪声.图3给出了磁强计间串扰的示意图.定义每个通道中的反馈线圈与SQUID间的互感为自耦系数,与其它通道SQUID间互感为互耦系数.在磁屏蔽环境中,给磁强计输入一个磁通量子Φ0的信号,读出电路输出的锁定信号为VLock,那么自耦系数可表示为MX⋅VLockRfeedback=Φ0(3)ΜX⋅VLockRfeedback=Φ0(3)其中,MX为X轴的反馈线圈与SQUID的自耦系数.如果给Y轴的反馈线圈输入电流,该线圈与X轴的SQUID也会有感应,记X轴的输出电压为V.X轴磁强计在一个Φ0输出电压为VLock,可得互耦系数关系式VinRinMYX=VVLockΦ0(4)VinRinΜYX=VVLockΦ0(4)其中,MYX为Y轴磁强计的反馈线圈与X轴磁强计的SQUID的互耦系数,其它的耦合系数依次类推.通过标定耦合系数,可定量分析串扰情况.3反馈圈与sqnus间的互感分析图4(a)为磁强计的噪声功率谱测量结果,两条曲线分别是磁强计在屏蔽室内外典型的磁通噪声功率谱.在屏蔽室外,由于低频震动噪声和电器噪声等干扰,磁强计在10Hz～100Hz频段内有些毛刺,但白噪声水平相当.为了研究增大反馈线圈与SQUID的互感系数是否对磁强计的噪声产生影响,设计了不同匝数反馈线圈的磁强计,并测量其磁通噪声功率谱,如图4(b)所示.图4(b)中1匝反馈线圈的磁强计的磁通电压转换率4V/Φ0,12匝线圈的磁强计的磁通电压转换率0.45V/Φ0,但是两者的磁通白噪声水平相同.可见增加反馈线圈匝数增大了反馈线圈与SQUID间的互感,降低了磁通电压转换系数,但是磁强计的噪声水平不变.我们测量了一组平面三轴磁强计的电压噪声、磁通噪声、磁场噪声,测量结果见表1.磁强计的磁场分辨率约为0.1pT/√Hz,完全满足心磁测量要求.图5给出了平面三轴磁强计的串扰测量结果.图5(a)比较了缩短反馈线圈与SQUID间距离前后的自耦系数.改进前的反馈线圈置于磁强计的印制电路板背面,反馈线圈与SQUID相距较远,互感不够;改进后,在电路板上开孔,将反馈线圈之间置于其中,紧贴在SQUID背面,缩短了反馈线圈与SQUID间的距离.从图5(a)中可以看到,通过缩短距离,反馈线圈与SQUID的互感提高了10倍左右.由式(2)知,磁强计的量程相应提高了10倍.同时由于自耦系数的提高,互耦系数与自耦系数的比值也减小了.图5(b)给出了改进后,磁强计的反馈线圈与其它轴SQUID互感与本轴SQUID互感的比值在0.1%以下,说明平面三轴磁强计的串扰很小,可以近似忽略.图6给出了三轴平面磁强计在无屏蔽环境中长时间工作的波形图.将改进后的平面三轴磁强计集成到无屏蔽心磁图仪系统中.图7(a)是心磁图仪采集的健康志愿者的原始信号,包含3个磁强计参考通道和4个梯度计信号通道的输出信号.经过软件梯度计算法、平均处理,得到了高信噪比信号,对心磁图仪系统进行电压-磁场转换系数标定,得到图7(b)所示的心磁信号.4通过反馈圈和电子梯度计测试,增加了反馈圈,保证了反馈圈我们设计制作了应用于无屏蔽心磁图仪的平面三轴磁强计,其噪声水平完全