具体实施方式

下文将参照附图对实施例进行说明。在每个附图中，相同的部件由相同的附图标记指示，并且可以省略重复的描述。

(第一实施例)

图1是示出根据本发明第一实施例的磁场测量装置的示例的框图。例如，图1所示的磁场测量装置100(生物磁场测量装置)采用数字FLL方法，适用于脊柱磁强计、心脏磁强计和脑磁强计。图1所示的磁场测量装置100也可以应用于测量神经磁场或肌肉磁场。

[表1]

表1示出了磁灵敏度(T)，信号频带(Hz)和用于每种预期用途(测量目标)的生物磁场信号的测量的信号数量的示例。如表1所示，在脊髓磁强计(MSG)、心脏磁强计(MCG)和脑磁强计(MEG)之间，测量生物磁场所需的磁灵敏度、信号频带和信道数量不同。脊髓磁强计、心脏磁强计和脑磁强计中的每一个所需的信号频带都不同，因此覆盖信号频带的采样频率也会变化。例如，每种预期用途的采样频率可能是信号频带的几倍到十倍。

脊髓磁强计从外部接收电刺激并测量由电刺激引起的生物磁场。由电刺激引起的伪影(噪声)会影响测量结果。通常，伪影大于生物磁场，因此需要宽动态范围。

在测量磁场时，不仅需要脊髓磁强计、心脏磁强计和脑磁强计中使用的采样频率，还需要长期模式、环境磁场测量等中使用的采样频率。例如，在癫痫的诊断中，长期模式用于在存在对受试者的声音、视频或电等刺激的情况下，用脑磁强计来测量生物磁场。在环境磁场测量中，通过在不测量受试者的生物磁场的情况下测量磁场测量装置100的周围环境的磁场，确认磁场测量装置100正常操作，并且判断是否可以测量生物磁场。

另外，与常规脑电图仪(EEG)或心电图仪(ECG)同步的数据可能是诊断所必需的，作为心脏磁强计或脑磁强计操作的基本确认。在脊髓磁强计中，与肌电图仪(EMG)或心电图仪同步的数据可能是诊断所必需的。因为脑电图仪、心电图仪和肌电图仪是独立的设备，所以对于每个设备，需要这些设备与磁场测量装置100之间的数据的同步。

磁场测量装置100包括电源单元PS_U、底板单元BP_U、数据处理单元FLL_U、SQUID、数据获取单元DAQ_U和PC(个人计算机)。PC可以不包括在磁场测量装置100中，并且可以使用服务器代替PC。在图1所示的示例中，电源单元PS_U生成+6V和-7V的DC(直流)电压。电源单元PS_U是供电单元的示例，并且数据获取单元DAQ_U是数据获取单元的示例。

背板单元BP_U例如形成为类似于印刷线路板，该印刷线路板包括其中可以连接有诸如数据处理单元FLL_U的板的多个连接器插槽SLT，以及多个电压调节器VR1和VR2。背板单元BP_U是第一板的示例，连接器插槽SLT是第一连接部的示例。电压调节器VR1和VR2是第一电压调节器的示例，并且分别由电压调节器VR1和VR2生成的电压是第一电压的示例。

背板单元BP_U安装在磁场测量装置100的壳体(未示出)中，并且与该壳体成一体。通过将电压调节器VR1和VR2安装在背板单元BP_U中，不需要在壳体中安装额外的板来安装电压调节器VR1和VR2。因此，可以提高壳体中零件的存储效率。另外，因为可以将电压调节器VR1和VR2直接连接到布线在背板单元BP_U上的电源线，所以可以使电源线的布线最小化，并且可以使外来噪声对电源线的影响最小化。

在图1所示的示例中，针对每个连接器插槽SLT设置电压调节器VR1，电压调节器VR1接收从电源单元PS_U提供的+6V、生成+5.5V、并将生成的+5.5V输出到相应的连接器插槽SLT。针对两个连接器插槽SLT中的每一个设置电压调节器VR2，并且电压调节器VR2在接收到从电源单元PS_U供应的-7V时生成-6V，并且将生成的-6V输出到对应的连接器插槽SLT。根据数据处理单元FLL_U消耗的电流来确定安装在底板单元BP_U中的电压调节器VR1和VR2的数量。

每个连接器插槽SLT经由形成在背板单元BP_U上的公共传输线TL(布线图案)彼此连接，并且传输线TL经由未示出的连接器(第二连接部)连接至数据获取单元DAQ_U。使用传输线TL的诸如数据信号之类的传输方法可以是通过串行接口的串行传输或通过并行接口的并行传输。传输线TL是公共信号线的示例。

通过设置公共传输线TL，可以根据公共接口规范，将由连接到任何连接器插槽SLT的数据处理单元FLL_U生成的磁场数据传输到数据获取单元DAQ_U。换句话说，当重新设计连接到连接器插槽SLT并扩展了磁场测量装置100的功能的电路板时，可以通过设计电路板以及接口规格来由数据获取单元DAQ_U获取数据。

每个数据处理单元FLL_U形成为类似于印刷线路板，该印刷线路板例如具有连接器CN1和用于连接SQUID的电缆CB1，该连接器CN1连接多个电压调节器VR3、VR4和VR5。每个数据处理单元FLL_U可连接且可拆卸地连接至底板单元BP_U的任何连接器插槽SLT。数据处理单元FLL_U是第二板的示例。电压调节器VR3、VR4和VR5是第二电压调节器的示例，并且由电压调节器VR3、VR4和VR5生成的电压是第二电压的示例。

图1所示的SQUID形状像矩形，其包括多个SQUID，并且每个数据处理单元FLL_U连接到预定数量的(例如16个)SQUID。即，每个数据处理单元FLL_U具有16个信道。将在图3及其后示出数据处理单元FLL_U的操作。在下文中，当电压调节器VR1-VR5没有区别地进行描述时，将其称为电压调节器VR。例如，电压调节器VR可以是开关调节器等，并且可以在其中使用LDO(低压降)调节器。

电压调节器VR3接收由电压调节器VR1生成的+5.5V，生成+5V，并将生成的电压提供给数据处理单元FLL_U中的电路。电压调节器VR4接收由电压调节器VR2生成的-6V，生成-5V，并将生成的电压提供给数据处理单元FLL_U中的电路。电压调节器VR3接收由电压调节器VR1生成的+5.5V，生成+2.5V，并将生成的电压提供给数据处理单元FLL_U中的电路。在数据处理单元FLL_U中生成的电压(+5V、-5V、+2.5V、+1.1V)仅在数据处理单元FLL_U中的电路中使用。

数据获取单元DAQ_U通过传输线TL接收由SQUID测量并在数据处理单元FLL_U的处理中生成的磁场数据(测量数据)，并且对接收到的磁场数据进行滤波和细化处理以传送到PC。PC将磁场数据保存到硬盘设备等，并在显示设备上显示表示所存储的磁场数据的波形等。

电源单元PS_U输出的电压值和电压调节器VR1至VR5输出的电压值均为示例，电压值不限于此。此外，连接到背板单元BP_U的数据处理单元FLL_U的数量不限于四个，并且可以连接与所需数量的信道相对应的任何数量的数据处理单元FLL_U。安装在每个数据处理单元FLL_U中的电压调节器VR3、VR4和VR5的数量不限于一个。

除数据处理单元FLL_U以外，每个连接器插槽SLT上还可以连接其他电路板。当设计新的电路板以连接到连接器插槽SLT时，电路板安装有串联连接到电压调节器VR1、VR2中的至少一个的第二电压调节器VR。因此，可以具有后调节器的两级结构，该后调节器是连接到电源单元PS_U的电压调节器，并且可以减少提供给安装在新设计的电路板上的处理电路的电源中包含的电源噪声。

安装在电路板上的第二电压调节器VR具有匹配安装在电路板上的处理电路的电流消耗的能力，并且可以具有预定的电源抑制比(PSRR：Power Supply Rejection Ratio)。因此，当通过后调节器的两级结构抑制电源噪声时，可以根据电路板的当前特性，通过将电压调节器VR1和VR2的PSRR与第二电压调节器VR进行组合来将电源噪声减小量设置为期望的量。结果，可以抑制连接到连接器插槽SLT的电路板的电源噪声，并且可以防止磁场测量装置100的测量精度劣化。

因为生物信号(特别是磁场信号)通常较弱并且容易受到噪声的影响，所以处理生物信号的电路需要具有良好的噪声特性。为了减轻环境噪声的影响，将磁场测量装置100安装在屏蔽磁场的磁屏蔽室内，并且将SQUID的冷却装置安装在磁屏蔽室内。磁屏蔽室和冷却系统非常昂贵。因此，如果磁场测量装置100的预期用途仅是脊髓磁强计、心脏磁强计或脑磁强计，则需要开发三种类型的磁场测量装置100并将其安装在三个磁屏蔽室中的每一个中。在这种情况下，磁场测量系统的总成本变得非常大。

在本实施例中，例如，可以自由地改变连接至背板单元BP_U的数据处理单元FLL_U的数量。可替代地，可以自由地改变连接到底板单元BP_U的数据处理单元FLL_U的类型，并且可以将除了数据处理单元FLL_U之外的电路板连接到底板单元BP_U。因此，放置在一个磁屏蔽室中的磁场测量装置100可以用作脊髓磁强计、心脏磁强计或脑磁强计，从而显着降低了磁场测量系统的总成本。

图2是示出图1中的磁场测量装置100的电源电压的供应路径的示例的框图。如图2所示，磁场测量装置100具有两级结构，其中，安装在背板单元BP_U中的电压调节器VR1和VR2中的至少任意一个以及安装在数据处理单元FLL_U中的电压调节器VR3至VR5中的至少任意一个串联连接。具体地，电压调节器VR1和VR3串联连接，电压调节器VR1和VR5串联连接，电压调节器VR2和VR4串联连接。

每个电压调节器VR都有一个预定的电源电压变化消除比(即PSRR：电源抑制比)，能够以预定的比率去除输入电压中包含的噪声分量。例如，第二级的电压调节器VR3、VR4和VR5接收其中噪声被第一级的电压调节器VR1和VR2抑制的电源电压，进一步去除噪声，并且将去除噪声的电源电压提供给数据处理单元FLL_U中的处理电路A或处理电路B。由电压调节器VR3、VR4和VR5输出的电源电压仅被提供给数据处理单元FLL_U的板中的处理电路A和B，并且不通过连接到数据处理单元FLL_U的板的电缆等被供应到外部。因此，可以防止噪声经由电缆等从外部进入由电压调节器VR3、VR4和VR5输出的电源电压。

另外，电压调节器VR3、VR4和VR5被设置在由电压调节器VR3、VR4和VR5输出的电源电压所操作的处理电路A和B附近，因此能够使提供给处理电路A和B的电源电压中包含的噪声最小化。因此，通过使电压调节器VR为两级结构，可以抑制磁场测量装置100的磁场测量的精度由于噪声而降低。串联连接的电压调节器VR的级数不限于两级，而可以是三级或更多级。

如上所述，在本实施例中，通过串联连接多个电压调节器VR，可以降低通过背板单元BP_U从电源单元PS_U提供给数据处理单元FLL_U中的处理电路A和B的电源噪声。因此，能够操作处理电路A和B，以使电源噪声的影响最小化，并且能够提高磁场测量装置100的磁场测量精度。

电压调节器VR1和VR2可以直接连接到布线在背板单元BP_U上的电源线，从而使电源线的布线最小化并减少电源线上的外来噪声的影响。

通过将电压调节器VR3至VR5安装在其中安装有数据处理电路A和B的数据处理单元FLL_U上，该数据处理单元FLL_U使用由电压调节器VR3至VR5生成的电源电压，可以减小进入由电压调节器VR3至VR5生成的电源电压的噪声。

每个连接器插槽SLT通过形成在背板单元BP_U上的公共传输线TL连接到数据获取单元DAQ_U。这允许根据通用接口规范，将由连接到任何连接器插槽SLT的数据处理单元FLL_U和其他电路板生成的生物数据传输到数据获取单元DAQ_U。

当新设计电路板时，通过将第二电压调节器VR串联安装至电路板上的电压调节器VR1和VR2中的至少一个，可以减少提供给安装在电路板上的处理电路的电源噪声。在这种情况下，第二电压调节器VR具有匹配安装在电路板上的处理电路的电流消耗的能力，并且可以采用具有预定PSRR的第二电压调节器。因此，通过将电压调节器VR1和VR2与第二电压调节器VR的PSRR进行组合，可以将电源噪声的减少量设置为期望量，并且可以防止磁场测量装置100的测量精度变差。

任何类型和任何数量的电路板都可以连接到背板单元BP_U，允许一个磁场测量装置100作为位于一个磁屏蔽室中的脊髓磁强计、心脏磁强计或脑磁强计起作用。结果，可以显著降低磁场测量系统的总成本。

(第二实施例)

图3是示出根据本发明第二实施例的磁场测量装置的示例的框图。对于与图1所示的结构相同的结构，给出相同的附图标记，并且省略掉其详细描述。图3所示的磁场测量装置100A具有SQUID(超导量子干涉元件)和SQUID传感器20。图3中所示的SQUID和SQUID传感器20表示磁场测量装置100A的一个通道。例如，但不特别限制，磁场测量装置100A具有数十个或数百个通道。

SQUID是一种高灵敏度的磁性传感器，其检测活体通过具有约瑟夫森结的超导环产生的磁场(磁通量)。例如，SQUID是通过在一个超导环中提供两个约瑟夫森结来形成的。

SQUID生成的电压随着通过超导环的磁通量的变化而周期性地变化。因此，通过利用施加到超导环的偏压电流测量超导环两端的电压，可以获得通过超导环的磁通量。在下文中，由SQUID产生的周期性电压变化的特性也被称为Φ-V特性。

SQUID传感器20包括用于处理由SQUID检测到的磁场信号的数据处理单元FLL_U和返回线圈16。数据处理单元FLL_U包括放大器单元AMP_U和数据生成单元AFE_U，并且构成所谓的数字FLL电路。例如，放大器单元AMP_U和数据生成单元AFE_U各具有印刷线路板的形式，但是可以安装在公共板上。放大器单元AMP_U是第三板的示例，并且数据生成单元AFE_U是第二板的示例。例如，一个数据处理单元FLL_U包括一个16信道的SQUID传感器20。定位在SQUID附近的返回线圈16安装在除数据处理单元FLL_U的板之外的板上。

例如，电源单元PS_U是AC/DC转换器(开关电源)，其使用从AC电源AC(交流电)提供的AC电压生成+6V、-7V、+17V和17V的DC电压。电源单元PS_U可以是DC/DC转换器，其使用从DC电源DC供应的DC电压来生成DC电压。

背板单元BP_U例如具有印刷线路板的形式，并且包括LDO(低压降)1、LDO 2、LDO 3和LDO 4。LDO 1至LDO 4是第一电压调节器的示例，并且由LDO 1至LDO 4生成的电压是第一电压的示例。

LDO 1接收电源单元PS_U提供的+6V电压，并生成+5.5V的DC电压。LDO 2接收电源单元PS_U提供的-7V电压，并生成-6V的DC电压。LDO 3接收电源单元PS_U提供的+17V电压，并生成+16V的直流电压。LDO 4接收电源单元PS_U提供的-17V电压，并生成-16V的直流电压。

背板单元BP_U有多个连接器插槽SLT(图4)，每个连接器插槽SLT用于可连接且可拆卸地连接形成数据生成单元AFE_U的板。由LDO 1、LDO 2、LDO 3和LDO 4生成的DC电压被供应到安装在与连接器插槽SLT连接的数据生成单元AFE_U上的电路。从LDO 1和LDO 2输出的DC电压(5.5V、-6V)也通过数据生成单元AFE_U被提供给放大器单元AMP_U。

放大器单元AMP_U包括LDO 5、LDO 6、放大器11和电压至电流转换器15。数据生成单元AFE_U包括LDO 7、LDO 8、LDO 9、LDO 10、DC/DC转换器、AD(模拟到数字)转换器12、数字积分器13和DA(数字到模拟)转换器14。AD转换器12和DA转换器14中的至少一个可以安装在放大器单元AMP_U上，并且电压至电流转换器15可以安装在数据生成单元AFE_U上。

LDO 5和LDO 6是第三电压调节器的示例，并且由LDO 5和LDO 6生成的电压是第三电压的示例。LDO 7至LOD 10和DC/DC转换器是第二电压调节器的示例，并且由LDO 7至LOD10和DC/DC转换器生成的电压是第二电压的示例。在下面的描述中，当不加区别地解释LDO1至LDO 10时，LDO 1至LDO 10也称为LDO。

LDO 5通过数据生成单元AFE_U接收由LDO 1生成的+5.5V，生成+5V的DC电压，并且仅将所生成的电压提供给放大器单元AMP_U中的电路。LDO 6通过数据生成单元AFE_U接收由LDO 2生成的-6V，生成-5V的DC电压，并且仅将所生成的电压提供给放大器单元AMP_U中的电路。通过仅在安装在放大器单元AMP_U中的电路中使用由LDO 5和LDO 6生成的DC电压，可以抑制进入由LDO 5和LDO 6生成的DC电压的电源噪声。

LDO 7接收由LDO 1生成的+5.5V，生成+5V的DC电压，并且仅将生成的电压提供给数据产生单元AFE_U中的电路。LDO 8接收由LDO 2生成的-6V，生成-5V的DC电压，并且仅将生成的电压提供给数据产生单元AFE_U中的电路。

DC/DC转换器接收由LDO 7生成的+5V并且分别生成+3.3V、+2.5V和+1.1V的DC电压。所生成的DC电压仅被提供给数据生成单元AFE_U中的逻辑电路(数字电路)，诸如FPGA(未示出)。

LDO 9接收由LDO 3生成的+16V，生成+15V的DC电压，并且仅将生成的电压提供给数据生成单元AFE_U中的电路。LDO 10接收由LDO 4生成的-16V，生成-15V的DC电压，并且仅将生成的电压提供给数据生成单元AFE_U中的电路。通过仅在安装在数据生成单元AFE_U中的电路中使用由LDO 7至LDO 10生成的DC电压和DC/DC转换器，可以抑制侵入由LDO 7至LDO10生成的DC电压的电源噪声。

在图3中，类似于图1和图2，后调节器分两级形成。第一级安装在背板单元BP_U上，第二级安装在连接到背板单元BP_U的数据生成单元AFE_U的板上。在图3中，第二级后调节器安装在放大器单元AMP_U上，放大器单元AMP_U通过数据生成单元AFE_U连接到背板单元BP_U。

在数据处理单元FLL_U中，+15V、-15V、+5V和-5V的电源电压被用作模拟电路的电源。通过与放大器11、AD转换器12、DA转换器14等一起安装在数据处理单元FLL_U的两个板上的LDO 5至LDO 10来生成电源电压+15V、-15V、+5V和-5V。LDO 5和LDO 7的输入和输出之间的电势差(0.5V)小于LDO 6和LDO 8的输入和输出之间的电势差(1.0V)的原因在于，电流供应较大并且LDO的功耗将被降低。

放大器11对由SQUID响应于磁场的强度生成的输出电压放大通过SQUID的磁通量，并将放大后的输出电压输出到AD转换器12。AD转换器12将由放大器11放大的模拟信号转换为数字值(电压值)，并将转换后的数字值输出到数字积分器13。数字积分器13从作为Φ-V特性的每个周期的起始点的工作点(或锁定点)对SQUID的电压的变化(精确地为从放大器11输出的放大电压)进行积分，并且将作为积分电压值的积分值输出到DA转换器14。数字积分器13将积分电压值输出到数据获取单元DAQ_U。

DA转换器14将数字积分器13的积分电压值(数字值)转换为电压，并将转换后的电压输出到电压至电流转换器15。电压至电流转换器15将从DA转换器14接收的电压转换为电流，并将转换后的电流输出至返回线圈16。

返回线圈16由于从电压至电流转换器15接收的电流而生成磁通量，并将生成的磁通量作为返回磁通量反馈给SQUID。即，返回线圈16生成SQUID基于来自电压至电流转换器15的电流接收的磁场。这使得由SQUID生成的电压保持在Φ-V特性的工作点(线性区域)附近，并准确地获得SQUID测量的生物磁场信号。

数据获取单元DAQ_U对从数字积分器13接收的数字信号(磁场数据)执行滤波和细化处理，获取与表1所示的信号频带相对应的磁场数据，并将所获取的磁场数据传输到PC。PC将从数据获取单元DAQ_U传送的磁场数据存储在硬盘设备等中，使用存储的磁场数据来计算磁场波形和电流波形，并且将计算出的波形显示在显示设备上。

如图6至图9中所描述的，通过替换连接到背板单元BP_U的板，磁场测量装置100A可以用作脊髓磁强计、心脏磁强计、脑磁强计或肌磁计。另外，磁场测量装置100A通过组合连接至背板单元BP_U的板的类型，可以同时实现脊髓磁强计和脑磁强计，并且可以与脑电图仪、肌电图仪和心电图仪一起使用。

当使用脊髓磁强计、心脏磁强计、脑磁强计或肌磁计的组合时，数据获取单元DAQ_U通过改变要测量的每个部分的细化比来执行磁场数据的细化。

图4是示出图3的背板单元BP_U的示例的框图。图4以平面图示出了形成背板单元BP_U的印刷线路板的轮廓。

背板单元BP_U具有电源连接器PS_CON、供电电路(power supply circuit)PSC、可连接和可拆卸地连接到印刷线路板等的多个连接器插槽SLT、接口连接器DAQIF_CON和端部连接器END_CON。在图4中，背板单元BP_U具有16个连接器插槽SLT，但是连接器插槽SLT的数量不限于16。

电源连接器PS_CON连接到从电源单元PS_U供电的电源电缆(电源电压：+6V、-7V、+17V、-17V)。电源电压(+6V、-7V、+17V、-17V)通过电源连接器PS_CON被提供给供电电路PS。

供电电路PSC具有LDO 1、LDO 2、LDO 3和LDO 4，并将生成的电源电压(+5.5V、-6V、+16V、-16V)输出到每个连接器插槽SLT。尽管没有特别限制，例如，与每个连接器插槽SLT相对应地设置LDO 1，与两个连接器插槽SLT中的每一个相对应地设置LDO 2，并且对所有连接器插槽SLT公共地设置LDO 3和LDO 4。要安装在背板单元BP_U中的LDOS的数量由每个电源所需的电流量确定。

接口连接器DAQIF_CON、每个连接器插槽SLT和端部连接器END_CON通过数据接口DIF(数据线)和控制接口CIF(控制线)顺序连接。接口连接器DAQIF_CON是第二连接部分的示例，而端部连接器END_CON是第三连接部分的示例。

数据接口DIF和控制接口CIF包括设置在背板单元BP_U的印刷线路板上的布线和接口电路。数据接口DIF和控制接口CIF通过连接至接口连接器DAQIF_CON的电缆连接至数据获取单元DAQ_U。数据接口DIF和控制接口CIF是公共信号线的示例。

当将背板单元BP_U连接到扩展背板单元BP_U_E(图9)时，使用端部连接器END_CON。背板单元BP_U_E具有与背板单元BP_U相同的结构，并且是第五板的示例。例如，端部连接器END_CON通过电缆连接至扩展背板单元BP_U_E的端部连接器END_CON。因此，即使连接到背板单元BP_U的板的数量大于连接器插槽SLT的数量，也可以使用多个背板单元BP_U和BP_U_E将所有板连接到连接器插槽SLT。

数据接口DIF将由与连接器插槽SLT连接的数据处理单元FLL_U生成的磁场数据传输到数据获取单元DAQ_U。控制接口CIF将与连接器插槽SLT连接的控制电路等所使用的控制信号与数据获取单元DAQ_U相互发送。例如，串行接口，例如SerDes(SERIalizer/DESerializer)，用作数据接口DIF和控制接口CIF，并传送串行信号。通过使用串行接口(例如SerDes)，可以在不考虑数据偏斜的情况下高速传输数据。

在磁场测量装置100A中，如表1所示，信道的数量可以是数百个信道，并且针对每个信道测量的磁场数据量也很大。因此，数据接口DIF的数据传输速率被设置为比控制接口CIF的数据传输速率高两到三位数。数据接口DIF和控制接口CIF的分开布线有助于数据传输速率的差异。

图5是示出当使用后调节器时生成的电源噪声的示例的图。在图5中，假设从诸如电源单元PS_U之类的供电电源所提供的电源电压通过诸如LDO之类的电压调节器(voltageregulator)被提供给诸如放大器单元AMP_U和数据生成单元AFE_U之类的处理电路。

处理电路的电源噪声(电压)应为VNtotal，由电源生成并进入电压调节器的电压噪声(外部噪声)应为VNext，由电压调节器生成并进入处理电路的电源噪声(内部噪声)应为VNint。电压调节器的电源电压变化消除比为PSRR(电源抑制比)。从PSRR的定义已知这些关系由公式(1)表示。

[公式1]

因为PSRR值由负分贝值表示并且小于1，所以分贝值的绝对值越高，噪声消除率越高，并且外部噪声VNext对处理电路的电源噪声VNtotal的影响越小。

另外，当处理电路是模拟电路时，特别是当第一级是放大器(诸如图3的放大器11)时，放大器本身的PSRR允许进一步抑制电源噪声的影响。在FLL电路的情况下，当叠加在第一级放大器的输入参考噪声上的噪声为VNadd并且放大器的PSRR为PSRRamp(负值)时，公式(2)成立。

[公式2]

VNadd＝VNtotal×PSRRamp···(2)

如公式(2)中所表示的，可以通过放大器的PSRR抑制电源噪声。

另一方面，由于放大器本身的输入参考噪声密度Vn约为1nV/(Hz)1/2，因此仅使用单级后调节器很难将其保持在该Vn值以下。另外，PSRR具有频率特性，并且由于频率越高，分贝值的绝对值越小(噪声抑制比越低)，考虑到较高的频率侧PSRR，将其保持在Vn值以下就更加困难。

在图3所示的磁场测量装置100A中，易受噪声影响的电路是放大器11，该放大器11放大了来自SQUID的微弱的输出信号。例如，包括放大器11的放大器单元AMP_U设计以用于电源单元PS_U的电源滤波器作为截止频率＝100kHz并且电源纹波＝10mVp-p(max)来执行开关电源(AC/DC)。具有这种性能的开关电源是可用的。

安装在放大器单元AMP_U中的放大器11的带宽被设置为300kHz，并且低通噪声(0.1Hz-10Hz)足够低以至于可以忽略不计。当包括放大器11的输入电阻的输入参考噪声为1.0nVrms/(Hz)1/2并且波峰因数(波高率)为6.6(±3.3σ)时，输入参考噪声值EN(Vp-p值)如公式(3)中所示。该放大器的PSRR大致为100Hz，正电源大致为-110dB，负电源大致为-120dB和100kHz，正电源大致为-50dB，负电源大致为-60分贝。

[公式3]

在公式(3)中，0.001是从输入参考噪声的1.0nV转换为μV的值，300,000是从放大器11的频带的300kHz转换为Hz的值，而6.6是波峰因数。

如果电源噪声(即Vnext x PSRR)的影响更严格，并且公式(3)的输入参考噪声值EN约为1/10，则可以认为电源噪声对放大器11的影响几乎可以忽略。因此，在该示例中，目标值为0.3615μVp-p，是公式(3)的输入参考噪声值EN的1/10。整个输入参考噪声可以通过平方和的平方根来计算。

在图3和图4所示的结构中，优选的是，第一级LDO 1至LDO 4具有大的电流容量，因为对多个板(FLL_U)的电源供应量不足并且电源电流具有一定余量。另一方面，第二级的LDO 5，LDO 6和LDO 7至LDO 10可以分别设置有放大器单元AMP_U和数据生成单元AFE_U。通常，高电流容量的电压调节器倾向于比低电流容量的电压调节器具有更高的自噪声。

例如，在数据处理单元FLL_U中使用的+5V系统电源中，第一级LDO 1的性能如下：输出电流＝3A，噪声＝60μVrms(10Hz-100kHz)，PSRR＝-60dB(100Hz)和-30dB(100kHz)。作为第二+5V系统的电源的LDO 5和LDO 7的性能应如下：输出电流＝0.5A，噪声＝15μVrms(10Hz-100kHz)，PSRR＝-60dB(100Hz)和-30dB(100kHz)。基于该数据，具体计算噪声值。

如公式(4)中所示，第一级LDO 1中的噪声值被计算为506.77(μVp-p)，考虑到开关电源滤波器的截止频率为100kHz。

[公式4]

在公式中(4)，10000是将10mV的电源纹波转换为μV，而-30dB是100kHz时的PSRR。60是第一级LDO 1的噪声值(60μVrms)，而6.6是波峰因数。

当后调节器被构造为一级时，当100kHz的正电源的PSRR为-50dB时，放大器11的输入端上的电源噪声的影响为506.77x50 dB＝1.603(μVp-p)。因此，单级结构的噪声超过目标值(0.3615μVp-p)。换句话说，难以抑制噪声。

在正电源(+5V)中，使用公式(4)中的LDO 1(506.77(μVp-p))的噪声值，并且如公式(5)所示第二级处的噪声计算为100.29(μVp-p)。

[公式5]

在公式(5)中，-30dB为100kHz时的PSRR，15为第二级LDO 5、LDO7的噪声值(15μVrms)，6.6为波峰因数。

当后调节器被构造为具有两级时，当100kHz的正电源的PSRR为-50dB时，放大器11的输入端上的电源噪声的影响为100.29×-50dB＝0.317(μVp-p)。在第二级中，LDO的自噪声的影响较大。然而，使用两级结构可以将目标值(0.3615μVp-p)降低到0.3615μVp-p以下。顺便提及，不仅可以对正电源(+5V系统)进行上述计算，而且可以对负电源(-5V系统)进行上述计算。

-5V系统电源第一级LDO 2的性能如下：输出电流＝1.5A，噪声＝60μVrms(10Hz-100kHz)，PSRR＝-62dB(100Hz)和-40dB(100kHz)。第二级LDO 6和LDO 8的性能如下：输出电流＝0.6A，噪声＝18μVrms(10Hz-100kHz)，PSRR＝-85dB(100Hz)和-35dB(100kHz)。第一级的噪声值计算为公式(6)中的408.43(μVp-p)，计算方法与公式(4)相同。

[公式6]

在公式中(6)，10000是将10mV的电源纹波转换为μV，而-40dB是100kHz时的PSRR。60是第一级LDO 2的噪声值(60μVrms)，而6.6是波峰因数。

当后调节器被构造为一级结构时，当负电源在100kHz的PSRR为-60dB时，放大器11输入端的负电源的噪声影响为408.43×-60dB＝0.408(μVp-p)。该值优于正电源。然而，与正电源一样，在一级结构中，噪声超过了目标值(0.3615μVp-p)。

对于负电源(-5V)，使用公式(6)中LDO 2(408.43(μVp-p))处的噪声值，将第二级的噪声值计算为119.02(μVp-p)，如公式(7)所示。

[公式7]

在公式(7)中，-35dB为100kHz时的PSRR，18为第二级LDO 6、LDO8的噪声值(18μVrms)，6.6为波峰因数。

当负电源(-5V)具有后调节器的两级结构时，当负电源在100kHz的PSRR为-60dB时，在放大器11的输入处的负电源的噪声效应为119.02×-60dB＝0.119(μVp-p)。因此，可以通过使负电源具有两级来获得目标值。

如上所述，与后调节器的一级结构相比，后调节器的两级结构可以减小在诸如放大器11之类的数据处理单元FLL_U中安装的电路中的噪声的影响。如果将来诸如LDO之类的电压调节器的性能有所提高，并且PSRR(绝对值)增大，则即使在一级结构中也可以清除目标值。

然而，当在背板单元BP_U中安装了高性能LDO而在数据处理单元FLL_U中未安装LDO时，必须将LDO的输出连接到数据处理单元FLL_U上的电路。结果，电源噪声可能通过布线侵入。当电源噪声进入时，由放大器11等提供的PSRR可能不能充分地抑制电源噪声。

如果在数据处理单元FLL_U中安装LDO，而不在背板单元BP_U中安装LDO，则LDO必须安装在放大器单元AMP_U和数据生成单元AFE_U的每个板上。因此，需要比安装在背板单元BP_U中的LDO的数量更多的LDO，从而增加了磁场测量装置100A的成本。换句话说，通过提供两级后调节器结构，可以在数据处理单元FLL_U的每个板上安装相对便宜的LDO，并且可以抑制磁场测量装置100A的成本增加。

图6是示出连接到图3中的磁场测量装置100A中的背板单元BP_U的板的示例的图。在图6中，数据获取单元DAQ_U通过信号线(图4中的数据接口DIF和控制接口CIF)的电缆与背板单元BP_U连接。电源单元PS_U通过用于电源线的电缆连接到背板单元BP_U。

在图6中，数据生成单元AFE_U的板连接到背板单元BP_U的所有连接器槽SLT(例如，16)，并且磁场测量装置100A被用作例如具有256信道的SQUID的脑磁图仪。

放大器单元AMP_U通过数据生成单元AFE_U与背板单元BP_U连接。SQUID(未示出)和返回线圈16连接到放大器单元AMP_U。如果电路不能完全安装在数据生成单元AFE_U中，则具有剩余电路的放大器单元AMP_U连接到数据生成单元AFE_U。这允许即使当在多个板上实现预定功能时也使用公共连接器插槽SLT。

电源和信号通过背板单元BP_U的连接器插槽SLT提供给数据生成单元AFE_U，该背板单元BP_U也用作壳体。另外，通过电缆将电力从数据生成单元AFE_U供应给放大器单元AMP_U。

在图6中，为了便于理解，未示出壳体，但是数据生成单元AFE_U和放大器单元AMP_U被容纳在公共或单独的壳体(例如，机架)中。背板单元BP_U安装在壳体中，数据生成单元AFE_U容纳在该壳体中并且与该壳体集成。例如，数据获取单元DAQ_U和电源单元PS_U容纳在单独的壳体中。

例如，SQUID、放大器单元AMP_U和数据生成单元AFE_U安装在磁屏蔽室中，电源单元PS_U、数据获取单元DAQ_U和PC安装在磁屏蔽室的外部。数据生成单元AFE_U可以安装在磁屏蔽室外部。

图7是示出连接到图3中的磁场测量装置100A中的背板单元BP_U的板的另一示例的图。对于与图6中相同的元件和结构，省略详细说明。数据生成单元AFE_U、放大器单元AMP_U和SQUID以与图6中描述的方式类似的方式连接。

在图7中，10(十)个数据生成单元AFE_U、5(五)个EEG_U和1(一)个EMG_U连接到背板单元BP_U的连接器插槽SLT。用于分别测量脑电图和肌电势的EEG_U单元和EMG_U单元具有例如印刷线路板的形式，并且LDO被安装在印刷线路板上。另外，根据医疗安全标准，外部输入是绝缘输入，并且绝缘调节器用于每个板上的电源。脑电图测量单元EEG_U和肌电势测量单元EMG_U是第四板的示例。

每个脑电图测量单元EEG_U连接到连接接口板EEG_CON_IF，并且还通过连接接口板EEG_CON_IF连接到脑电图仪的头部齿轮的电极。脑电图仪的功能通过脑电图测量单元EEG_U、连接接口板EEG_CON_IF和脑电图仪头部齿轮的电极来实现。

肌电势测量单元EMG_U通过连接接口板EMG_CON_IF连接到肌电图仪的吸盘(电极)。肌电图仪的功能通过肌电势测量单元EMG_U、连接接口板EMG_CON_IF和吸盘(电极)来实现。

在图7中，通过SQUID测量的磁场数据、通过脑电图仪测量的脑电图数据和通过肌电图仪测量的肌电图数据通过背板单元BP_U的数据接口DIF被传输到数据获取单元DAQ_U，并被存储在PC中。PC使用存储的数据在显示设备上显示波形等。脑电图仪和肌电图仪是电势测量仪器的示例。脑电图测量单元EEG_U包括脑电图仪的一部分功能，而肌电势测量单元EMG_U包括脑电图仪的一部分功能。

在图7所示的示例中，磁场测量装置100A例如被用作与脑电图仪同步的具有160个信道的SQUID的脑磁图仪。换言之，图7所示的磁场测量装置100A用作使用多个模态装置(医学成像装置)的多模态装置。因此，磁场测量装置100A可以与脑电图仪、肌电图仪或心电图仪结合使用。

为了获得生物特征数据，脑电图仪、肌电图仪或心电图仪获得的测量数据必须与磁场数据同步。脑电图仪、肌电图仪或心电图仪在每个装置以及磁场测量装置的信号大小、频带和信道数量方面不同。例如，通过将磁场测量装置的功能提供给脑电图仪、肌电图仪或心电图仪，便于数据的同步，以使其在成本和便利性方面有利。然而，如果电源电流由于功能的聚集而增加并且电源噪声增加，则诸如磁场数据的测量精度可能降低。

在该实施例中，与安装在背板单元BP_U中的LDO串联连接的LDO安装在连接到背板单元BP_U的每个设备的板上。因此，可以减小包括在提供给每个板的处理电路的电源电压中的噪声，并且可以通过用作多模态装置的磁场测量装置100A来防止降低生物信号的测量精度。

图8是示出连接到图3中所示的磁场测量装置100A中的背板单元BP_U的板的另一示例的图。对于与图6和图7中相同的元件和结构，省略详细说明。

图8示出了连接到背板单元BP_U的数据生成单元AFE_U的数量与脑电图仪和肌电图仪的结构之间的差异。连接至背板单元BP_U的数据生成单元AFE_U为10张。数据生成单元AFE_U和放大器单元AMP_U的连接与图7中的相同。

在图8中，背板单元BP_U的两个连接器插槽SLT连接到各具有LDO的两个接口单元IF_U(板)。接口单元IF_U中的一个连接到脑电图仪(EEG)，并且接口单元IF_U中的另一个连接到肌电图仪(EMG)。通过与图7中相似的方式，磁场测量装置100A作为具有160个信道的SQUID的脑磁图仪与脑电图仪和肌电图仪同步地使用。接口单元IF_U是第五板的示例。

图9是示出连接到图3中的磁场测量装置100A中的背板单元BP_U的板的另一示例的示例图。对于与图6和图7中相同的元件和结构，省略详细说明。

在图9中，用于扩展的背板单元BP_U_E连接到背板单元BP_U。背板单元BP_U_E的结构与背板单元BP_U的结构相同，除了背板单元BP_U_E具有端部连接器END_CON而不是接口连接器DAQIF_CON以外。换句话说，背板单元BP_U_E具有多个连接器插槽SLT，其中，数据接口DIF(数据线)和控制接口CIF(控制线)以类似于图4的方式互连。数据接口DIF和控制接口CIF连接到端部连接器END_C，端部连接器END_C附接到背板单元BP_U_E的两端。背板单元BP_U_E是第六板的示例。

例如，背板单元BP_U_E的端部连接器END_CON通过接口电缆与背板单元BP_U的端部连接器END_CON连接。这允许背板单元BP_U_E的数据接口DIF和背板单元BP_U的数据接口DIF彼此连接。背板单元BP_U_E的控制接口CIF和背板单元BP_U的控制接口CIF彼此连接。

在背板单元BP_U_E的连接器插槽SLT中，与图7类似地，八(8)个脑电图测量单元EEG_U和一(1)个肌电势测量单元EMG_U连接。数据生成单元AFE_U、放大器单元AMP_U和SQUID的连接与图7中的相同。分别通过连接到背板单元BP-U-E的脑电图测量单元EEG_U和肌电势测量单元EMG_U来实现脑电图仪和肌电图仪的功能。由EEG测量的EEG数据和由EEG测量的肌电数据通过背板单元BP_U_E和背板单元BP_U之间的数据接口DIF被顺序地传送到数据获取单元DAQ_U。

如图7和图8中所示，用于脑磁强计的数据生成单元AFE_U和用于脑电图仪和肌电图仪的板可以连接到背板单元BP_U。背板单元BP_U_E可以与用于脊髓磁强计、心脏磁强计或脑磁强计的数据生成单元AFE_U连接。这允许一个磁场测量装置100A用作多种类型的磁场测量装置。

如上所述，在第二实施例中，可以获得与第一实施例相同的效果。例如，通过将LDO1至LDO 4中的一个与LDO 5至LDO 10中的一个串联连接，后调节器形成为两级结构，从而降低提供给安装在数据处理单元FLL_U等中的处理电路的电源噪声。

通过将LDO 5至LDO 10安装在与背板单元BP_U和数据生成单元AFE_U连接的放大器单元AMP_U中，可以减少进入由LDO 5至LDO 10生成的电源电压中的噪声。当设计连接到连接器插槽SLT的新电路板时，还可以为安装在电路板上的处理电路选择适当的LDO(第二级)。因此，通过将第一级LDO1至LDO 4和第二级LDO进行组合，可以将降噪量设置为期望量，从而防止磁场测量装置100A的测量精度劣化。

通过更换连接到背板单元BP_U的板，可以将其用作脊髓磁强计、心脏磁强计、脑磁强计或肌磁计。另外，磁场测量装置100A通过组合连接到背板单元BP_U的板的类型，可以同时实现脊髓磁强计和脑磁强计，并且可以与脑电图仪、肌电图仪或心电图仪一起使用。结果，例如，可以将具有多种功能的磁场测量装置100A放置在一个磁屏蔽室中，从而显著降低了磁场测量系统的总成本。

此外，在第二实施例中，如果电路不能充分地安装在连接到连接器插槽SLT的第二板(AFE_U)上，则剩余的电路可以安装在第三板(AMP_U)上。这允许即使当由多个板实现预定功能时也使用公共连接器插槽SLT。在这种情况下，从第一板(BP_U)提供给第二板的电源可用于安装在第三板上的LDO(LDO 5、LDO 6)的电源。

通过仅在安装在数据生成单元AFE_U中的电路中使用由LDO 7至LDO10生成的DC电压和DC/DC转换器，可以抑制进入由LDO 7至LDO 10生成的DC电压的电源噪声。通过仅在安装在放大器单元AMP_U中的电路中使用由LDO 5和LDO 6生成的DC电压，可以抑制进入由LDO5和LDO 6生成的DC电压的电源噪声。

通过为背板单元BP_U提供端部连接器END_CON，用于扩展的背板单元BP_U可以连接到背板单元BP_U。因此，即使连接到背板单元BP_U的板的数量大于连接器插槽SLT的数量，也可以使用多个背板单元BP_U和BP_U_E将所有板连接到连接器插槽SLT。

通过在背板单元BP_U和BP_U_E上分别布线数据接口DIF和控制接口CIF，可以容易地使数据传输速率不同。通过使用串行接口(例如SerDes)，可以在不考虑偏斜的情况下高速传输数据。

(第三实施例)

图10是示出根据本发明第三实施例的磁场测量装置的示例的框图。对于与图3所示的结构相同的结构，给出相同的附图标记，并且省略掉其详细描述。图10所示的磁场测量装置100B采用模拟FLL方法，并且数据处理单元FLL_U具有数据生成单元AFE_U2而不是图3所示的数据生成单元AFE_U。磁场测量装置100B的其他配置类似于图3所示的磁场测量装置100A的配置。

数据生成单元AFE_U2包括LDO 7、LDO 8、DC/DC转换器、积分器17和AD转换器18。作为后调节器的LDO的两级结构与图3中的相同，但LDO9和LDO 10不存在。

积分器17是一个模拟电路，其功能与图3中的数字积分器13相同。积分器17对SQUID从Φ-V特性的工作点起的电压变化进行积分，并将积分后的电压(信号电压)输出到电压至电流转换器15和AD转换器18。AD转换器18将来自积分器17的电压转换为数字值，并将其输出到数据获取单元DAQ_U。

如上所述，在第三实施例中，可以获得与第一实施例和第二实施例相同的效果。即，在模拟FLL方法的磁场测量装置100B中，可以通过使后调节器具有两级结构来减小提供给数据处理单元FLL_U中的处理电路的电源噪声。

虽然上述实施例被描述为应用于生物磁场测量装置，如脑磁强计、脊髓磁强计和心脏磁强计，但其也可以应用于生物磁场测量装置以外的磁场测量装置。

发明的效果

可以降低基于供电单元供应的电力生成的第二电压中所包含的噪声，以提高测量的精度。

符号说明

20：SQUID传感器

30、30A：数字FLL电路

11：放大器

12：AD转换器

13：数字积分器

14：D-A转换器

15：电压至电流转换器

16：返回线圈

17：积分器

18：AD转换器

100、100A、100B：磁场测量装置

AC：交流电源

AFE_U、AFE_U2：数据生成单元

AMP_U：放大器单元

BP_U、BP_U_E：背板单元

CB1：电缆

CIF：控制接口

CN1：连接器

DAQIF_CON：接口连接器

DAQ_U：数据获取单元

DIF：数据接口

EEG_CON_IF：连接接口板

EEG_U：脑电图测量装置

EMG_CON_IF：连接接口板

EMG_U：肌电势测量单元

END_CON：端部连接器

FLL_U：数据处理单元

IF_U：接口单元

PSC：供电电路

PS_CON：电源连接器

PS_U：电源单元

SLT：连接器插槽

TL：传输线

VR1、VR2、VR3、VR4、VR5：电压调节器

虽然已经根据实施例对本发明进行了描述，但本发明并不限于实施例中说明的要求。在这些方面，本发明的主题可以无偏见地变化，并且可以根据其应用来适当地限定。

本文所述的所有示例和条件语言旨在用于教学目的，以帮助读者理解本发明的原理和发明人所贡献的促进本领域的概念，并且将被解释为不限于这些具体列举的示例和情况，说明书中这些示例的组织也不涉及显示本发明的优势或劣势。虽然已经详细描述了磁场测量装置，但是应当理解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以对磁场测量装置进行各种变更、替换和改变。

本发明的实施例的方法的顺序不限于本公开所公开方法的处理顺序。

本发明可以以任何方便的形式实现，例如使用专用硬件或专用硬件和软件的混合。本发明可以实现为由一个或多个联网处理装置实现的计算机软件。该网络可以包括任何传统的地面或无线通信网络，诸如互联网。处理装置可以包括任何适当编程的装置，诸如通用计算机、个人数字助理、移动电话(诸如WAP或3G兼容电话)等。由于本发明可以被实现为软件，因此本发明的每个方面包括可在可编程设备上实现的计算机软件。可以使用用于存储处理器可读代码的任何存储介质(例如软盘、硬盘、CDROM、磁带设备或固态存储器设备)将计算机软件提供给可编程设备。

硬件平台包括任何期望类型的硬件资源，包括例如中央处理单元(CPU)、随机存取存储器(RAM)和硬盘驱动器(HDD)。CPU可由任何所需类型的任何所需数目的处理器来实现。RAM可以由任何期望类型的易失性或非易失性存储器来实现。HDD可以由能够存储大量数据的任何期望类型的非易失性存储器来实现。硬件资源可另外包括输入设备、输出设备或网络设备，这取决于装置的类型。可替换地，只要HDD是可访问的，HDD可以被提供在装置外部。在该示例中，诸如CPU的高速缓冲存储器之类的CPU和RAM可以用作装置的物理存储器或主存储器，而HDD可以用作该装置的辅助存储器。