第二章 生物信号测量中的噪声和干扰 生物信号测量的基本条件： 抗干扰和低噪声 第二章 生物信号测量中的噪声和干扰 干扰（interference）:来自测试系统之外对被测信号造成影响的信号 噪声（noise）:来自测试系统内部对被测信号造成影响的信号 生物信号测量的基本条件： 抗干扰和低噪声

第一节 人体电子测量中的电磁干扰 干扰产生 干扰引入途径 干扰作用方式 干扰抑制措施

一、干扰的引入 干扰源 敏感电路 耦合通道

干扰源：能产生一定的电磁能量而影响周围电路正常工作的物体或设备称为干扰源 （一）干扰源 干扰源：能产生一定的电磁能量而影响周围电路正常工作的物体或设备称为干扰源

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 电磁兼容设计原则（EMC:Electromagnetic Compatibility） 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

（二）干扰耦合途径 1、传导耦合 经导线传播将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、或者两种测试系统之间存在公共阻抗，由电流流经公共阻抗形成压降造成干扰

Rce为公共接地电阻 Rcs为电源内阻及电源线阻抗

3、电场和磁场耦合 设为电磁波的波长 1、远场：当距离大于/2（约1/6波长）时，称为远场或辐射场 2、近场：当距离小于/2（约1/6波长）时，称为近场 3、波阻抗：电场强度E和磁场强度H之间的比值称为波阻抗

介质特性阻抗：远场时，空气或自由空间中E/H比值称为介质特性阻抗

近场特性：决定于场源的特性和从场源到观察点的距离。 场源为大电流低电压（E/H<377  ）， 则近场为磁场（电感性耦合引入） 场源为小电流高电压（E/H>377  ），则近场为电场（电容性耦合引入）

4、近场耦合 (1)电容性耦合 一个导体上的电压或干扰成分通过分布电容使其它导体上的电位受到影响，这种现象称为电容性耦合

等效电路 C为两导线之间的分布电容 C1，C2分别为两导线对地分布电容 R为放大器输入阻抗 U1s为导线1带有的干扰源

分布电容对干扰的影响？

减小容性干扰的措施： 1、减小容性耦合常用的有效方法是采用接地良好的优质屏蔽线 注意：屏蔽层网编织不十分紧密或接地不良，其效果还不如不使用屏蔽线

2、在印制电路板内电容耦合最关键的部位是处在前置级的第一个运放。因此在印制板布线时，应在运放的两输入管脚处，布一圈地线，破坏电容性耦合以达到屏蔽的目的

(2)电感性耦合 干扰源： 1、干扰电流产生的磁通随时间变化而变化，而变化的磁通在闭合回路中产生干扰电压。 2、产生原因： 在系统内部：线圈或变压器的漏磁 在系统外部：多数是由于两根导线在长 距离平行架设中形成

减小两个回路之间电感性耦合（磁耦合）的措施 1、远离干扰源，削弱干扰源的影响 2、采用绞合线的走线方式。每个绞合结的微小面积所引起的感应电压大体相等，但由于相邻绞合结的方向相反，使局部的感应电压相互抵消 3、尽量减小耦合通路，即减小面积A和cos值

（三）生物电测量中实际容性耦合 和感性耦合作用方式 1、生物电测量中电场的容性耦合 A）人体耦合50Hz工频干扰分析 B)导联线形成容性耦合分析 C)人体表面形成容性耦合分析

(1)人体耦合50Hz工频干扰 Cd1为50Hz220V馈电线与人体之间的分布电容 Cd2 为人体与大地之间分布电容 通常Cd2 >> Cd1

(2)导联线形成容性耦合 C1，C2为各导联线与电源馈电线之间分布电容 Z1，Z2为电极-皮肤接触阻抗 ZG为右腿通过ZG接地

（3）人体表面形成容性耦合

2、生物电测量中的感性耦合

二、抗干扰措施 （一）合理接地与屏蔽 (二)其他抑制干扰的措施 (1)隔离 (2)去耦 (3)滤波 (4)系统内部干扰的抑制

（二）合理屏蔽 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－个区域电场或磁场的传播。 用屏蔽体把干扰源包围起来，使电磁场不向外扩散，称为主动屏蔽。 屏蔽体用以防止外界电磁辐射，称为被动屏蔽

主动屏蔽 被动屏蔽 综合屏蔽

1、屏蔽效果：通常所用的金属板、金属网作为屏蔽体的屏蔽效果用屏蔽后场强被衰减的程度来描述 2、屏蔽原理： 电磁波入射到金属表面时所产生的损耗有两种：入射波的一部分从金属表面反射回去，称之为反射损耗；另一部分穿过金属板并被衰减，称为吸收损耗。 电磁波通过介质时，其幅度以指数方式衰减，产生这种衰减的原因是由于介质中感应的电流造成欧姆损耗，变为热能而耗散。

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的总和

低频电场中反射损耗是构成屏蔽作用的主要因素。低频近场磁反射损耗近似等于零，主要是吸收损耗，这时应采用磁性材料，以增加吸收损耗。而低频电场或平面波条件下，主要屏蔽因素是反射，这时采用磁性材料作屏蔽体，将降低屏蔽作用。所以应根据干扰源性质，选择屏蔽材料。

选择屏蔽体材料的原则是：屏蔽电场或远场的平面波（辐射场）时，宜选择铜、铝、钢等高电导率材料。低频磁场的屏蔽，宜选玻莫合金、锰合金、磁钢、铁等高导磁率材料。

屏蔽体上的开口影响屏蔽体对于干扰场感应电流的流动而降低屏蔽效果。矩形槽迫使感应电流迂回造成泄漏，即使槽口变窄也没有用，而一组小孔迫使感应电流迂回的影响相对较小，产生的泄漏也小，一组更小的圆孔产生的影响比同样面积的大孔要小。

（三）其他抑制干扰的措施 1、隔离 用隔离的方法使两部分电路互相独立，不成回路，从而切断从一个电路进入另一个电路的干扰的通路。

2、去耦 为了去除电源线中的干扰经传导耦合进入测量系统，用RC或RL滤波环节消除直流电源因负载变化引起的干扰。

3.滤波 电网中的干扰用专用的电源滤波器来抑制。它是一个低通滤波器，消除频率较高的干扰电压，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。并且使输入输出严格隔离以防止输入输出之间的耦合。

4.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干扰，并成为外部设备的干扰源。这种干扰的抑制是电磁兼容性设计的一个重要任务。

电路中的感性负载在瞬变过程中，形成很大的感性冲击电压——u=Ldi/dt，成为辐射干扰源。为此必须为电感性负载提供另外一个回路，释放它所储存的电磁能量。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）

一、合理接地与屏蔽 1、合理接地 安全接地 一点串联 一点接地 工作接地 一点并联 多点接地 原则：1MHz以下采用一点接地 安全接地 一点串联 一点接地 工作接地 一点并联 多点接地 原则：1MHz以下采用一点接地 10MHz以上采用多点接地

接地设计原则 生物信号的提取及预处理过程，从通过传感器拾取生物信号，到放大、处理、记录或显示，是典型的低频测量系统。其接地设计是采用串联并联综合方式，即在符合干扰标准和简单易行的条件下，统筹兼顾。

作为系统，应首先区分低电平电路和高电平电路以及功率相差很多、干扰电平相差很大的电路，其地线均应分别接地。即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，包括继电器、电动机、大电流驱动电源等大功率电路及干扰源的地，又称为干扰地；③机壳地线，包括机架、箱体，又称为金属件地线，此地线与交流电源零线相接。三套地线分别自成系统，最后汇集于接地母线。

数字地和模拟地也应分开各自联接后再接地

2、敏感回路接地设计 对干扰最敏感的回路是输入回路

输入回路两点接地形成干扰 R1，R2为导联线电阻，Rin为放大器的输入阻抗 RG，UG为两地之间电阻及电位差

源-地之间高阻抗消除干扰

二、其他抑制干扰的措施 1、隔离 使两部分电路相互独立，不构成回路，从而切断从一个回路到另一个回路的通路。

2、去耦

3、滤波

4、系统内部干扰的抑制* 干扰源：电路中的感性负载在瞬变过程中形成很大的感性冲击电压。

抑制方法：为电感性负载提供另外一个回路，释放它所储存的电磁能。 耗能电路或吸收电路（dissipation/snubber circuit)

吸收电路的构成原则： 1、稳态时，吸收电路尽量不消耗能量。 2、瞬态时要有一定的电阻，因为电路的时间常数为τ=L/R.

吸收电路的作用： 1、防止电感性负载在瞬变过程中产生的高频辐射或电压电流冲击，对外部电路构成的干扰。 2、保护开关元件，防止被高压击穿或烧坏接点。

小结 一、干扰和噪声定义 二、干扰的耦合途径* 三、干扰的作用方式 四、干扰的抑制措施*

主要内容： 第二节 测试系统的噪声 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＊ 第二节 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）

噪声:测试系统内部由器件、材料、部件的物理因素产生的自然扰动（电压或电流）

噪声的一些基本特性： 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

一、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，不能准确地预测未来某时刻的噪声电压的幅度或波形。但是它服从于一定的统计规律，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。

随机噪声为一平稳随机过程，概率密度与时间t无关，在生物医学电子学中，最常遇到的噪声源一热噪声和散粒噪声，其噪声电压u(t)（或噪声电流）的概率密度服高斯（正态）分布。

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。

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。噪声电压（或噪声电流）的均方值是它在一欧姆电阻上产生的平均功率。此功率是各频率分量功率之和 S（f)为功率谱密度，它表示单位频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。

如果在很宽的频率范围内，噪声具有恒定的功率谱密度，即S(f)为一常数，那么这种噪声称为白噪声，如图中a段所示。如果噪声的功率谱密度不是常数，则称之为有色噪声，图中b段为低频（1/f)噪声，它的谱密度随频率减小而上升，称之为粉红色噪声、图中c段的噪声谱密度随频率升高而增加，称之为蓝噪声。

（1/f)噪声 蓝噪声 白噪声

噪声的基本特性可以用统计平均量来描述，均方值表示噪声的强度，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，设噪声电压均方值分别为U12和U22,总噪声均方电压U2 为

二、生物医学测量系统中的主要噪声类型 (一）1/f噪声（低频噪声）(Low Frequency Noise) 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。

由f1--f2带宽内噪声的平均功率得到相应此频段内噪声电压均方值为

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。

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 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

(二)热噪声(Heat Noise) 热噪声是由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。

电阻R中的热噪声电压均方值Ut2为 其中k为波尔兹曼常数：1.38×10-23J／K；T为绝对温度（K）；f为测量系统的频带宽度(Hz）。

热噪声的谱密度S(f)为 S(f)=4kTR 可见热噪声的谱密度与工作频率f无关，属于白噪声。

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。

减小热噪声的措施 1、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。 2、在保证信号不失真传递的条件下，应尽量减小系统的频带。 3、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。

（三）散粒噪声（Shot Noise） 在半导体器件中，载流子产生与消失的随机性，使得流动着的载流子数目发生波动，时多时少，由此而引起电流瞬时涨落称为散粒噪声。散粒噪声电流的均方值为 其中q为电子电荷,q=1.59×10-19C；IDC为器件的平均直流电流（A）；f为测量系统的频带宽度。

散粒噪声特性： 散粒噪声属于白噪声，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。

第三节 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？

等效噪声定义： 放大器内部的所有噪声源（包括外围电路），用与放大器输入端串联的阻抗为零的噪声电压源Un和与放大器输入端并联的阻抗为无穷大的噪声电流源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。

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 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?*

（二）噪声系数 定义：放大器总的输出噪声功率和源电阻在放大器输出端产生的热噪声功率的比值 意义：表示信号经放大器后，信号质量（即信噪比）恶化程度的度量

噪声系数与Un、In关系

由　　　，可得Ｆ的最小值对应的ＲＳ为： 　　　　　　　　　Rso称为最佳源电阻 将Ｒso代入得：

噪声匹配：调整信号源的电阻使噪声系数最小

输出信噪比：

结论 1、最大的信噪比发生在Rs=0，因此最小的噪声系数并不一定有最大的输出信噪比。 2、噪声系数的价值在于比较不同放大器的噪声，并不适合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

Pno=PnsAp1Ap2+（F1 -1）PnsAp1Ap2 = PnsAp + （F1 -1）Pns Ap + （F2-1）Pns（Ap ／Ap1） 所以两级放大器总的噪声系数为：

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

器件的噪声 一、电阻的噪声

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。

二、电容器的噪声 电容器损耗角 选择原则：云母、瓷片、钽电容 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Rp，所以构成了电容器阻抗的实数分量，成为电容器的热噪声源;同时存在1/f噪声 电容器损耗角 选择原则：云母、瓷片、钽电容

三、场效应管的噪声 噪声源： 1、沟道热噪声 2、 栅极散粒噪声 3、 1／f噪声

结论 1、低夹断电压Up、高跨导gm的场效应管，并工作在漏极饱和电流IDSS邻近，具有低噪声系数 2、一般场效应管栅源电阻RGS>107,当RS0=RGS时有最小噪声系数，当信号源电子高时，选用场效应管作输入级是理想的

双极晶体管的噪声 噪声源 （1）基区扩散电阻rbb‘的热噪声 （2）基极电流IB和集电极电流IC起伏产生散粒噪声 （3）基极电流IB流经基极一发射极耗尽区，产生1／f噪声

在最佳源电阻R0=rb时的最小噪声系数为： 为突出低频噪声源的作用，只考虑Un、In中的1/f噪声 在最佳源电阻R0=rb时的最小噪声系数为：

结论： 为减小1/f噪声，应相应减小基区电阻并选择尽可能低的静态工作点

运算放大器的噪声 集成器件的噪声是组成它的各元件噪声的综合，通常以其输入端噪声参数Un、In表示

§3低噪声放大器设计 低噪声放大器设计原则： 以低噪声为关键指标进行分析、计算和设计电路。放大器的增益、频率响应等非噪声质量指标，则可在满足噪声要求的基础上进行调整

低噪声放大器设计程序： 1、根据噪声要求、源阻抗特性确定输入级电路 2、根据放大器要求的总增益、频率响应、动态范围、稳定性等指标设计后继电路，决定放大器级数及电路结构等

用放大器输入端对地短路时的固有噪声Uni作为放大器的噪声性能指标 一、噪声性能指标 用放大器输入端对地短路时的固有噪声Uni作为放大器的噪声性能指标 体表心电图： <10 v （0-250Hz) 体表希氏束电图 <0.5 v (80-300Hz) 头皮电极脑电图 <1 v (0-100Hz) 针电极肌电图 <1 v （2-1000Hz) 脑诱发电位 <0.7 v （0-10kHz) 眼电生理信号 <0.5 v （0－1kHz)

二、噪声匹配 调整Rs或使Un/In比值在已知的Rs附近，称为噪声匹配

噪声匹配原则 1、通过传感器提取信号时，传感器与放大器直接相连，由于各种传感器的阻抗不同，为实现噪声匹配，应选择适当的器件作为前置放大器的输入级。 2、输入级还与抗共模干扰有关，而高CMRR要求有较高的输入阻抗，因此对电极测量系统，选用场效应管和运放作为输入级是合适的。 3、噪声系数在源电阻一定的情况下，还可以通过调整静态工作点来达到噪声匹配。

多级放大电路的低噪声设计 总原则： 多级放大系统中第一级噪声是主要的，但后面各级也贡献噪声。因此在多级放大系统设计时，必须严格考虑各级的噪声，包括偏置元件的噪声

实际设计原则： 1、使第2级及以后各级的等效输入噪声与第一级的噪声相比很小。 2、在满足其他噪声条件下，第一级增益应尽可能高 3、在有源器件负载允许的条件下，尽量选择低阻值的外回路电阻（尤其是输入级）