生物信息检测中的噪声和干扰

生物信息检测中的噪声和干扰本章的目的是在分析的基础上，得到生物信号测量

系统的抗干扰能力和低噪声电子设计方法。人体的生物信号测量的条件是很复杂的。在测量某一种生理参数的同时存在着其他的生理信号的噪声背景；此外生物信号对来自测量系统（包括人体）之外的干扰还十分敏感，这是因为：

抗干扰和低噪声，构成生物信号测量的两个基本条件。

（1）被测信号微弱，测试系统具有较高灵敏度。

而灵敏度越高，对于干扰也越敏感，极易把干扰引入测试系统。（2）工频50Hz干扰几乎落在所有生物电信号的频带范围之内，而50Hz干扰普遍存在。（3）生物体属良导体，易受外部干扰。

干扰问题示意图

曲线表示，随着设计、研制过程的进展，抗干扰和低噪声的措施无论在难度上还是造价上都将不断增加，在设计阶段考虑这些措施，可解决80%-90%的问题，且措施本身简单易行。生物信息检测中的噪声和干扰

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入干扰源耦合通道（引入方式）敏感电路（接收电路）（一）干扰源定义：能产生一定电磁能量影响周围电路正常工作的物体或设备称为干扰源。

干扰源主要有：

（1）自然界的宇宙射线、太阳辐射、太阳黑子产生的周期电扰动等；（2）由周围电气、电子设备产生的各种放电现象。

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（一）干扰源造成生物电信号提取过程的主要干扰是近场50Hz的干扰源！因为各种生物电信号中大都包含有50Hz的频率成分，而且生物电信号的强度远远小于50Hz的干扰。一般来说，干扰形成的危害的严重程度，主要取决于抑制方法的难易。近场50Hz的干扰源，其抑制方法比能量很高的各种电磁辐射干扰的抑制方法难。

2.1人体电子测量中的电磁干扰值得注意的是，测量系统不只是受到外界干扰源的干扰，而且测量系统本身也产生对内部、对外界其他电子设备的电磁干扰，造成互相干扰的电磁环境。电磁兼容设计原则（EMC:ElectromagneticCompatibility）即在电子系统之间实现不互相干扰，协调混同工作的原则即抑制来自外部的干扰和抑制系统本身对外界其它设备产生干扰

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径1. 传导耦合：经导线传播把干扰引入测试系统，称为传导耦合。

2. 经公共阻抗耦合：在测试系统内部各单元电路之间，或两种测试

系统之间存在公共阻抗，电流流经公共阻抗形成的压降造成干扰。

前置级电路1电路2VcsRcsRce电流流经Rce形成的压降造成干扰

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径3. 电场和磁场的耦合场的特性取决于“场源”的性质、场源周围的介质以及观察点与源之间的距离等。远场（辐射场）：观察点到场源的距离大于(约1/6波长)；近场：观察点到场源的距离小于。波阻抗：电场强度E对磁场强度H的比E/H。远场时：E/H＝377Ω。等于介质特性阻抗近场时：当场源为大电流低电压时，E/H<377Ω，则近场为磁场当场源为小电流高电压时，E/H>377Ω，则近场为电场频率低于1MHz时测试系统内的耦合大多数由近场造成，因为在这些频率上的近场可以展延到300m。频率为30kHz时近场展延到1000m。

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径3. 电场和磁场的耦合图2-5场的波阻抗描述远场主要为磁场ZC=377Ω主要为电场0.10.51.05.05k4k3k2k1k5004003002001005040302010近场过渡区平面波ZC/对一根拉杆式天线或垂直天线来说,其场阻阻抗为高阻抗，天线附近的波阻抗主要为电场；对一根环形天线来说，天线附近的波阻抗为低阻抗，主要产生磁场。电场通过电容性耦合引入干扰，磁场通过电感性耦合引入干扰，远场通过电线源、生物电位电极引线引入干扰。

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径4. 近场感应耦合由于电磁运动产生电磁场，故凡带电的元件、导线、结构件等都能形成电磁场。一般把电场和磁场分别进行处理。引起干扰的回路称为场源，受干扰的回路称为接受回路。（1）电容性耦合在电子系统内部元件和元件之间，导线和导线之间以及导线与元件，导线、元件与结构件之间都存在着分布电容。一个导体上的电压或干扰成分通过分布电容使其他导体上的电位受到影响，这种现象称为电容性耦合。

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径4. 近场感应耦合（1） 电容性耦合左图表示带有干扰（U1s,ω）的导线对另一根导线通过容性耦合造成影响。C为两导线之间的分布电容，两导线对地的分布电容为C1和C2。

～U1sU2sCC1C2R12若导线2为信号端，与放大器输入相连，那么便构成敏感电路。由容性耦合形成对敏感电路的干扰，在不考虑C1时为：（2-1）

2.1人体电子测量中的电磁干扰在下述两种实际情况下，可将式（2-1）化简（2-1）（1）则：（2）则：这时，对敏感电路的影响与干扰源的频率基本无关，而正比于C和C2的电容分压压比，只要使C2>>C，就能抑制干扰。这时干扰的大小正比于C、R且与干扰源频率有关。可以采用增大两导线之间的距离，尽量避免两导线平行，以减少分布电容C来抑制干扰。

2.1人体电子测量中的电磁干扰图2-7干扰电压与频率的关系U2S左图

所示为敏感电路的干扰电压的角频率函数曲线。角频率大于ωm干扰电压不变。实际上，大多数情况下角频率低于ωm（如典型生物放大器输入级，R为几兆欧，C、C2均为几十皮法，则ωm为kHz量级）。

减小容性耦合的常用的有效方法是采用屏蔽导线。如导线2用接地良好的优质屏蔽线，原则上能够完全抑制耦合干扰电压。实际上，屏蔽线的中心导线一般引出屏蔽体以外，存在分布电容C以及中心导线对屏蔽层之间的电容C2S

，中心导线对地电容C2G

。

2.1人体电子测量中的电磁干扰C2GCsGC1sC2sC这时，耦合到导线2的干扰电压为：（2-4）当

时，由式（2-5），若尽量缩短导线2的信号线申出屏蔽层的长度，并使屏蔽层可靠接地则C值较小，U2S

可以很小。但若屏蔽层网编织不紧密或接地不良，反使C增大，增加对敏感电路的干扰。（2-5）

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径4. 近场感应耦合（2） 电感性耦合（又称磁耦合）干扰电流产生的磁通随时间变化形成干扰电压。在系统内部，线圈或变压器的漏磁是形成干扰电压的主要原因；在系统外面，多数是由于两根导线在长距离平行架设中形成干扰电压。当电流I在一个闭合回路中流动时，将产生与电流成正比的磁通，其比例系数为电感L。L的大小取决于回路的几何形状及周围介质的导磁系数。

2.1人体电子测量中的电磁干扰图2-9电感性耦合等效电路R2RR2USR1M12(a)RU2SAREAA(b)I1(c)R1R2RM12如图2-9所示，当一个电路的电流产生的磁通穿过另一电路时，这两个电路之间存在互感M12，若这两个电路的形状及相对位置固定不变，而磁通随时间作正弦变化时，则感应电压为：（2-6）A为闭合回路所包围的面积（m2

）；B为正弦变化磁通密度的均方根值（Wb/m2

）;ω为角频率（rad/s）;θ为B与面积A法线的夹角。用互感形式表示式(2-6)，则：（2-7）

2.1人体电子测量中的电磁干扰采取下述方法减小U2S

：远离干扰源，削弱干扰的影响。（有时无法实现）2.采用绞合线的走线方式。每个绞合结的微小面积引起的感应电压大体相等，由于相邻的绞合结方向相反，而使局部的感应电压互相抵消。感应侧被感应侧被感应侧感应侧（a）(b)图2-10绞合线效果（a）受干扰侧绞合；（b）干扰侧绞合尽量减少耦合通路，即减少面积A和cosθ值。尽量使信号回路和干扰回路平面垂直，并使信号线贴近地平面布线等方法，以减少回路的闭合面积。2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径5. 生物电测量中电场的电容性耦合在电磁环境中，通过电场干扰源与人体之间的分布电容使人体本身携带干扰电压。分析：如下图，Cd1

为人体与50Hz、220V馈电线之间的分布电容，Cd2为人体与大地之间的分布电容。通常Cd1<<Cd2

,若取Cd2=10Cd1，则耦合到人体的50Hz的电压可达20V。Cd1Cd2图2-11电场电容性耦合结论：人体随时携带50Hz干扰电压，并将完全淹没生物电信号。生物电信号测量都要对50Hz干扰作单独的处理。（右腿接地、滤波……）

2.1人体电子测量中的电磁干扰典型实例分析：

体表心电信号拾取过程中所受到的50Hz干扰，可以作为近场容性耦合形成干扰的一个典型实例。导联线形成容性耦合：在强电磁场环境中，通过长的导联线与其他带电体之间的分布电容，足以引入周围环境中的各种干扰。

放大器的阻抗约为10兆欧姆，Z1和Z2约为几千欧姆到几百欧姆，所以Id1和Id2不会流入放大器，而是经过电极与皮肤的电阻阻抗Z1和Z2进入人体。当导联条件完全对称时（即Z1=Z2，C1=C2），则位移电流形成的电流互相抵消，不形成干扰。但，实际上不平衡总是存在的！导联线与电源馈电线间的容性耦合

2.1人体电子测量中的电磁干扰人体表面形成容性耦合：人体与50HZ的电源馈电线之间存在分布电容。

如取Id=0.2μA，在标准肢体І导联的心电信号上，将叠加两臂之间的位移（人体手指到肩的电阻为400欧姆）电流造成的电压为：

0.2μA×400×2＝160μV，相当于心电信号的16％。措施：缩短两电极间距离，减小体电阻，可降低位移电流形成的干扰电压。除了尽量使人体远离干扰源或对人体采用昂贵的屏蔽措施外没有其他的方法。人体表面容性耦合

2.1人体电子测量中的电磁干扰一.干扰的引入（二）干扰耦合途径6. 生物电测量中磁场的感性耦合下图为体表心电测量时感性耦合形成干扰的示意图，在人体和测试系统输入回路构成环路时，将在环路中感应出干扰电压，其幅值为。Bθ图2-14ECG测量中的感性耦合完全消除系统中存在的干扰是相当困难的，很难找到确定的干扰源和引入途径。在系统设计时，首先应严格遵守电磁兼容性设计原则，尽可能周全地考虑各种抗干扰的设计方案。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽合理接地是抑制干扰的主要方法，把接地和屏蔽正确地结合使用能解决大部分干扰问题。接地是指印刷板上的局部电路中和测试系统整机中地线的布置。（一）合理接地

接地线分为两类：一类是安全接地，称为保护接地；一类是工作接地，即对信号电压设立基准电位。保护地线必须是大地电位，而工作地线的设计可以是大地电位，也可以不是大地电位。

当保护地线与工作地线配合不好时，就会产生干扰。1.安全接地一般电子电器设备的机壳都应接地。（1）机壳接地目的：在任何情况下使人经常接触的机壳保持零电位。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（2）机壳电位产生原因：由于杂散阻抗形成漏电通路；绝缘击穿。下图所示为发生宏电击和微电击的两种情况：220V（a）220V（b）图2-15保护接地故障（a）机壳不接地绝缘击穿造成宏电击；（b）机壳接地线损坏造成微电击

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（4）三种供电方法：把中线（零线）或一条配电线接地，负载分别另行接地；中线和负载的地线合用；(多数情况下，中线里存在电流，负载仪器的外壳电位将被升高)中线接地，再另配一条接地线，负载接地与其相连。

（虽然增加了一根配线，但更安全，是医疗设施和测量的合理接地方法）（3）安全接地方法：

a.电源接地、

b.保护接地、

c.等电位接地。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（5）接触电压与接触电阻的关系：a.电源侧接地的标准电阻为10欧以下；b.工程上允许的接地电阻可达100欧，实行这种接地，接触电压可达100伏，等于没有接地，如果取人体电阻为1000欧，会有91伏电压施加于人体，将对人体造成宏电击。c.需要采用各种各样的保护接地电路，才能够确保安全。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（6）数台设备并用时的接地方式：

三种：分别单独接地、共用一条接地线、分组共用ABCDABCDABCD(a)多台设备分别接地(b)多台设备共用一地线(c)混合方式

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（6）数台设备并用时的接地方式：

各种方法的分析：第一种方式，在出现故障时，接地电流会变得更大，不仅会产生微电击，还有产生宏电击的危险，因此，单独的接地方式在生物医学测量中应避免。第二种方式，如果事故发生在A、B端的上游，那么即使是连接患者的装置本身仍正常工作，也有发生电击事故的危险。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（6）数台设备并用时的接地方式：

各种方法的分析：第三种方式，由两个接地电阻和接地电流的差，在接患者的装置之间产生电位差。如果在上游发生接地事故，将有大电流流入患者。这样，可以得出以下结论：1）不允许存在不同系统的接地线；2）室内的接地线采用一点接地。正确的一点接地防止电击的方式，一是公共地线不能拉得太长，不能绕圈（避免电感性耦合）；一是使用粗地线，减小地线电阻。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽2.工作接地接地设计应考虑到：所有导线都有一定的阻抗，高频时导线地表面呈现一定电抗，其值甚至超过导线电阻；两个分开的接地点不是等电位；交流电源的地线不能用作信号的电线。工作接地方式：（1）一点接地（2）多点接地

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽2.工作接地（1）一点接地方式：分串联和并联形式。对于低电频电路串联形式并不合理，但是由于简单、方便、在电路电平相差不多时仍可使用。低电频电路最适用的是并联形式。并联形式的一点接地，由于各电路之间形成耦合而不适用于高频。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽2.工作接地（2）高频回路的多点接地方式

多点接地，电路中所用的地线分别连到最近的低阻抗地线排上，地线排一般用大面积的镀银铜皮。电路1R1L1电路2R2L2电路3R3L3高频电路的多点接地一般来说，1MHz以下可以采用一点接地，频率高于10MHz时采用多点接地。在1～10MHz范围内，如果用一点接地，其长度不得超过波长的1/20，否则应采用多点接地。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽2.工作接地（3）低频的电子系统接地一个低频电子系统中，至少要有三个分开的地线：1）低电平信号地线；2)功率地线；3)机壳地线。这样做的优点：1.避免了大功率、大电流、高电压电路通过地线回路对小信号回路的影响。2.避免了输入敏感回路的屏蔽罩、机壳作为屏蔽体而吸收的干扰信号对信号回路的影响。3.三组地线的接地方法、脉络清晰、便于装配和检查。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽2.工作接地（3）低频的电子系统接地接口电路数控逻辑电动机及控制电路电源功率及机壳地线信号地线

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果所谓屏蔽，泛指在两个空间区域加以金属隔离，用以控制从一个区域到另一个区域电场或磁场的传播。屏蔽有主动屏蔽和被动屏蔽两种。主动屏蔽：用屏蔽体把干扰源包围起来，使电磁场不向外扩散，如图(a)所示。被动屏蔽：屏蔽体用以防止外界电磁辐射，如图(b)所示。无外场干扰源(a)无内场干扰源（b）图2-25屏蔽方式1.定义

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果

举例：电极盒放大、处理上图为脑电测量示意图，人体、电极连接箱及转换器置于屏蔽室内，信号放大、处理、记录、电源等放置在屏蔽室外。这样在脑电信号提取过程中，可免受外界干扰源的干扰（包括脑电图机本身所用的电源造成的工频干扰）。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果屏蔽体（通常采用金属板、金属网）的屏蔽效果：用屏蔽后场强被衰减的程度来描述。2.屏蔽效果

电磁波被入射到金属表面时所产生的损耗有两种：吸收损耗对远场、近场、电场或磁场都是一样的，而反射损耗取决于场的形式和波阻抗。一种材料的总屏蔽效果等于吸收损耗、反射损耗以及有关在薄层屏蔽体上多次反射的修正总和。即：总屏蔽效果＝吸收损耗＋反射损耗＋在薄层屏蔽体上多次反射的修正

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果a.吸收损耗

电磁波通过介质时，其幅度以指数方式衰减，如图2-26所示。0.37E0E0介质图2-26屏蔽体吸收损耗产生这种衰减是由于介质中感应的电流造成欧姆损耗，变为热能而耗散。这种衰减表示为：（2-8）（2-9）

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果式（2-8）和式（2-9）中，E、H为入射波在介质内距离处的场强；δ为集肤深度，是电磁波衰减到原来入射波值的l/e（或37%）时的距离。式中为磁导率，σ为电导率。通常以dB表示场强的衰减。若以A表示吸收损耗，则：（2-10）可见，屏蔽壳体的厚度为一个集肤深度时，吸收损耗为9dB，吸收损耗随屏蔽体厚度和电磁场频率的增加而增加。a.吸收损耗

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果图2-27给出吸收损耗与l/δ的关系曲线和铜、钢的两个厚度的吸收损耗与频率的关系。

可以看出，在提供吸收损耗方面，钢比铜好，但是，对于1kHz频率的吸收损耗，即使用钢板，也必须达到一定的厚度。a.吸收损耗

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果b.反射损耗反射损耗取决于介质的阻抗特性和场的具体形式。屏蔽阻抗愈低，反射损耗愈大，为增强屏蔽效果，可选用高电导率和低电导率的材料。下图给出铜、铝、钢三种材料的反射损耗曲线：频率/kHz反射损耗/dB10-210-1100101102103104150125100753025与图2-27比较可以看出：钢虽然比铜的吸收损耗大，但反射损耗却较小。

2.1人体电子测量中的电磁干扰二.合理接地与屏蔽（二）屏蔽效果c.小结

低频平面波的大量衰减是来自反射损耗；在高频时的大量衰减是来自吸收损耗。选择屏蔽材料的原则是：（1）屏蔽电场或远场的平面波（辐射场）时宜选择铜、铝、钢等高电导材料；（2）低频材料的屏蔽，宜选择玻莫合金、锰合金、、磁钢、铁等高磁导率材料。

2.1人体电子测量中的电磁干扰三.其它抑制干扰的措施（一）隔离

通常在生物信号测试中，用光电耦合变压器耦合实现隔离。用隔离的方法可以使两部分电路互相独立，不形成回路。（二）去耦

为了去除电源线中的干扰经传统耦合进入测量系统，用RC或RL滤波环节消除直流电源因负载变化引起的干扰。第一级放大第二级放大+Vcc防止级间耦合电源去耦

2.1人体电子测量中的电磁干扰三.其它抑制干扰的措施（三）滤波电网中的干扰使用专用电源滤波器来抑制，它是一个低通滤波器，可以消除频率较高的干扰。注意：这种专用的电源滤波器在安装时要确保滤波器外壳接地良好，并且应使输入输出严格隔离以防止输入输出之间的耦合。（四）系统内部干扰的抑制

医学诊疗设备内部的各种继电器、接触器、电动机等有接点的开启和闭合，产生瞬时击穿，造成高频辐射和引起电源电压、电流的冲击，如不加以抑制，则形成系统内部的严重的干扰，并成为外部设备的干扰源。常用的方法是在电感或接点两端加一个耗散瞬变过程产生的电磁能的耗能电路（又称为吸收电路）。

2.1人体电子测量中的电磁干扰三.其它抑制干扰的措施（四）系统内部干扰的抑制

几种常见的耗散电磁能电路2.2测试系统的噪声

主要内容：一、噪声基本特性二、掌握主要噪声的产生机理及在各种器件中的分布情况＊三、等效输入噪声参数的计算和测量＊四、多级放大器的噪声设计原则（定性掌握，不要求推导）

2.2测试系统的噪声噪声定义：测量系统内部由器件、材料、部件的物理因素产生的自然扰动。测量系统噪声：就是测量系统内部固有的自然扰动。降低系统噪声方法：通过对噪声过程的分析，进行合理的低噪声电路设计，可以将噪声降到合理程度。系统噪声特点：噪声是电路内固有的，不能用接地或屏蔽等方式消除内部噪声成为测量精度的限制性因素各种生物电放大器输入端短路噪声限制了放大器能够检测的最小生物电信号

2.2测试系统的噪声、噪声的一般性质

噪声电压或噪声电流是随机的，噪声的随机过程不可能用一个确定的时间函数来描述。但噪声服从一定的统计规律，能通过表示噪声过程的概率密度P(u)而得知噪声电压落在某一范围内的概率。在生物医学电子学中，最常遇到的噪声源为：热噪声和散粒噪声。其噪声电压u(t)或噪声电流的概率密度服从高斯正态分布。为噪声电压的平均值，一般为零；这时方差为噪声电压u的均方值；标准差等于均方根值在低噪声设计中，是主要的实用参数。

2.2测试系统的噪声1.噪声服从统计规律

、噪声的一般性质噪声服从一定的统计规律，无法用频谱描述，而用功率谱表示它的频域特性：式中，S(f)为功率谱密度，它表示单位频率带内噪声功率随频率的变化。噪声功率谱密度曲线所覆盖的面积在数值上等于噪声的总功率。当噪声的功率谱S(f)为一常数时，噪声称为白噪声；当噪声的功率谱S(f)不是一常数时，噪声称为有色噪声。

噪声大小是用噪声电压（电流）的均方根值表示，而噪声波形并不是正弦波，是由大量尖脉冲组成，噪声电压均方根值是峰值的0.798倍。

2.2测试系统的噪声1.噪声服从统计规律、噪声的一般性质a段在很宽的频率范围内，噪声具有恒定的功率谱密度，这种噪声为白噪声。b段为低频噪声，功率谱密度不是常数，其谱密度随频率减小而上升，称为粉红色噪声。c段的噪声谱密度随频率的上升而增加，称为蓝噪声。

2.2测试系统的噪声1.噪声服从统计规律、噪声的一般性质噪声的基本特性可以用统计平均量来描述，均方差表示噪声的强度，概率密度表示噪声在幅度域里的分布密度，功率谱密度表示噪声在频域里的特性。两种噪声作用于系统时，设噪声电压均方根值分别为和，为：总噪声均方电压（2-21）C为相关系数，范围为-1~1：当C=0时，两噪声源为完全不相关；当C=1时为完全相关；当C=-1时，两相关噪声相减。C的数值是不易确定的，实际上常假设为0。

2.2测试系统的噪声2.测量噪声应用热效应定义的均方根值电压表或交流电压表

、噪声的一般性质正弦波的全波整流的平均值是峰值的0.636倍，而它的均方根值是峰值的0.707倍，用交流电压表（平均值电压表）测量正弦波的均方根值应作修正，修正系数为1.11。均方根值正弦响应的电压表测量到的噪音电压须乘以1.13修正系数才得到噪声电压的均方根值。

2.2测试系统的噪声从造成危害的严重程度而言，生物医学测量系统中，主要的噪声类型是：

1/f噪声－－闪烁噪声、低频噪声(lowfrequencynoise)热噪声(hotnoise)

散粒噪声(shotnoise)二、生物医学测量系统中的主要噪声类型

2.2测试系统的噪声（一）1/f噪声（lowfrequencynoise）1/f噪声的功率谱密度是频率的函数，即：

K为f=1Hz时的谱密度值带宽内的噪声的平均功率得到相应此段内噪声电压均方值为：

由定义及特性：1／f噪声功率谱密度服从1／f

规律，f为频率，

是取值范围为0.8-1.3的常数，通常取

＝1。这种噪声，其噪声电压随频率的降低而增加。

2.2测试系统的噪声产生机理：凡两种材料之间不完全接触，形成起伏的导电率便产生1/f噪声。它发生在两个导体连接的地方，如开关、继电器或晶体管、二极管的不良接触，以及电流流过合成碳质电阻的不连续介质等。各有源器件在制作工艺过程中，材料表面特性及半导体器件中结点中的缺陷等，是1/f噪声的主要成因。（一）1/f噪声（lowfrequencynoise）特点：集成运算放大器件，由于设计上的限制，1/f噪声常常远高于分立元件。不仅晶体管、运放器件和电阻中存在1/f噪声，而且在热敏电阻、光源中也有。

减小低频噪声措施

2.2测试系统的噪声（一）1/f噪声（lowfrequencynoise）1、在噪声性能要求高的放大器中尽量使用分立元件。2、尽量使用金属膜电阻而不使用碳膜、水泥等有不连续介质的电阻。

2.2测试系统的噪声热噪声是由半导体中载流子的随机热运动引起的。任何处于绝对零度以上的导体中，电子都在作随机热运动。（二）热噪声（heatnoise）（2-24）

电阻R中的热噪声电压均方值为：

式中k为波尔兹曼常数：1.38；T为绝对温度，单位为K；为测量系统的频率带宽度（Hz）。热噪声的谱密度为：（2-25）可见，热噪声的谱密度与工作频率f无关，属于白噪声。

2.2测试系统的噪声减小热噪声的措施：在微弱信号检测的低噪声电子设备中，常利用超低温技术来减小噪声。在保证信号不失真传输的条件下，应尽量减小系统的频带，提取信号的传感器电阻应尽可能小，避免增加额外的串联电阻。（二）热噪声（heatnoise）热噪声特性：热噪声电压均方值与绝对温度T成正比，温度越高，导体内自由电子的热运动越激烈，噪声电压就越高，温度降低，可以消弱热噪声。热噪声电压还与工作频带成正比，与电阻阻值成正比。

2.2测试系统的噪声在半导体器件中，由于载流子产生与消失的随机性，流动的载流子数目发生波动而引起电流的瞬时涨落称为散粒噪声。

（三）散粒噪声（shotnoise）

（2-26）散粒噪声电流均方值为：散粒噪声特性：属于白噪声，其谱密度为2qIDC。散粒噪声与流过半导体PN结位垒的电流有关，所以三极管、二极管中，都存在散粒噪声的电流噪声机构。在简单的导体中没有位垒，因此没有散粒噪声。

式中，q为电子电荷，q=；为器件的平均直流电流，单位为A；为测量系统的频带宽度。

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数

解决如何定量评价一个放大器噪声性能的好坏？

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数对测量系统噪声性能的要求主要集中在信号提取放大部分。

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数

组成放大器的每个电器元件都是一个可能的噪声电压源或噪声电流源，它们对放大器的噪声性能所造成的影响是很复杂的，通常借助于等效的噪声参数来描述放大器的噪声。（一）参数*~*RsUnsUsUnInZiAUno如左图所示，放大器内所有噪声源贡献的噪声，用与输入端串联的阻抗为零的噪声电压发生器Un和输入端并联的阻抗为无穷大的噪声电流发生器In以及二者的相关系数C来等效，而放大器（或任何二端网络）本身便可视为无噪声的。等效噪声定义Uns为信号源内阻Rs的热噪声电压均方根值，A为放大器电压增益。

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数Un意义用于表示放大器能够测量的最小生物电信号的大小，作为放大器设计的性能指标参数。如何计算和测量Un参数?*

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（一）参数提取放大的信号的质量用信号幅度与噪声均方根值的比——信噪比（SNR）来描述。信噪比（SNR）表示噪声对测量精度的影响。在一定的输出信噪比的要求下，输出噪声折合到输入端，可以判断放大器可能放大多弱的信号。为此，通常把放大器的噪声等效到输入端。设放大器输入输出端噪声为，是由、和造成的，的贡献：

分别写出它们各自对

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（一）参数假设、不相关，C=0，各噪声源的噪声电压的均方值相加，得到输出的噪声电压的均方值：（2-27）放大器对信号的电压增益为为：（2-28）

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（一）参数（2-29）放大器的等效输入噪声为：此方程式用于任何有源器件的系统，是分析噪声问题的重要公式。采用、参数描述放大器的噪声的另一个优点是容易实现参数值的测量。

、（1）噪声电压的测量:当Rs=0时，等效输入电压只有

因此，只要测出总输出噪声，总输出噪声除以放大器电压增益即得到参数值。

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（一）参数（1）噪声电流的测量:如果值很大，由于源热噪声的贡献正比于源电阻的平房根，而项正比于源电阻的一次方，所以在源电阻足够大时，占优势。

项将因此，当值很大时，近似有：

因此，在设置大的源电阻条件下，只要测出总输出噪声，总输出噪声除以放大器电压增益，再除以即得到参数值。

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数

1.噪声系数F的定义：（2-30）式（2-30）分子、分母同时除以放大器的功率增益，得到等价的定义为：（2-31）用信噪比表示，、分别表示输入，输出信噪比，则：（2-32）

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数1.噪声系数F的定义：

用分贝表示，噪声系数的对数形式NF为：（2-33）意义：噪声系数是放大器引起的信号质量（信噪比）恶化程度的度量。理想状态下，放大器在源热噪声的基础上不再增加噪声，即放大器本身无噪声，这时F=1或NF=0。实际上总是NF>0dB。低噪声设计的目的是使NF值尽可能小。

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数

2.举例1：

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数

2.举例2：

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数

3.最小噪声系数：

噪声系数F可以用、参数表示。由式（2-30）F定义，直接得到（2-34）带入：得到：（2-35）

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数

3.最小噪声系数：

由可以得到F的最小值对应的Rs为：（2-36）以式（2-36）代入（2-35），得最小噪声系数为：（2-37）

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数

3.最小噪声系数：

Rso

称为最佳源电阻：当信号源电阻等于最佳源电阻时，可以获得最小噪声系数。调整信号源电阻使噪声系数最小，称为电路的噪声匹配。不难导出输出信噪比为：（2-38）最大的输出信号噪声比发生在Rs=0

处，因此，最小的噪声系数并不一定有最大的输出信号比或最小噪声。

2.2测试系统的噪声三、描述放大器噪声性能的参数（二）噪声系数

3.最小噪声系数：

图2-35等效输入噪声与源电阻RS的关系右图是一个典型的运算放大器的总输入噪声电压Uni随源电压电阻的变化曲线。由图可见，当时，放大器噪声对源电阻的热噪声之比为最小；但是，当Rs=0时，放大器总的等效输入噪声最小；在低于的一个范围内，为常数，放大器以噪声源，当源电阻超过较大时，为主要噪声源。为主要噪声系数的价值是用于比较放大器的噪声，它并不适于作为放大器低噪声设计的依据。多级放大器的噪声两级放大的噪声

2.2测试系统的噪声两级放大后总输出噪声功率Pno由三部分组成:（1）信号源内阻热噪声经过两级放大后为PnsAp1Ap2；（2）第一级内部噪声经过第二级放大后输出为Pn1Ap2；（3）第二级本身的噪声为Pn2。总噪声功率输出Pno为Pno=PnsAp1Ap2+Pn1Ap2+Pn2

2.2测试系统的噪声多级放大器的噪声Pno=PnsAp1Ap2+（F1-1）PnsAp1Ap2

+（F2-1）PnsAp2=PnsAp+（F1-1）PnsAp+（F2-1）Pns（Ap

／Ap1）所以两级放大器总的噪声系数为：

多级放大器的噪声

2.2测试系统的噪声多级放大器的总噪声系数为：结论：第一级放大器的噪声系数对总噪声系数的贡献最大，努力降低第一级的噪声，是实现低噪声设计原则。

2.2测试系统的噪声多级放大器的噪声器件的噪声一、电阻的噪声

2.2测试系统的噪声电阻热噪声等效电路电阻可等效为一个无噪声电阻R和一个噪声电压源Un串联或无噪声电阻R和一个噪声电流源并联的形式。结论1、电阻中都存在热噪声，只要R、T相同则热噪声就相同。2、合成碳质电阻器1/f噪声最大，金属膜和线绕电阻1/f噪声较小。电阻网络的噪声等效电路

2.2测试系统的噪声器件的噪声串联电阻网络用噪声电压源等效电路；并联电阻网络用噪声电流源等效电路。一、电阻的噪声电容器实际存在介质损耗，即电容器的漏电，相当于理想电容器两端并联一个电阻