第二章 信号测量的基本条件-3

1、生物医学电子学生物医学电子学生物医学电子学第二章第二章 信号测量的基本条件信号测量的基本条件第一节第一节 人体测量的电磁干扰人体测量的电磁干扰 第二节第二节 测试系统的噪声测试系统的噪声 第三节第三节 低噪声放大器设计低噪声放大器设计 Biomedical Electronics生物医学电子学 用隔离的方法使两部分电路互相独立，不成回路。从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。在生物而切断从一个电路进入另一个电路的干扰的通路。在生物信号测量中，通常使用隔离变压器和光电隔离技术。信号测量中，通常使用隔离变压器和光电隔离技术。1 1、隔离变压器、

2、隔离变压器图图2-292-29（P40P40）为多层隔离变压器，初级、次级线圈都有）为多层隔离变压器，初级、次级线圈都有静电屏蔽层静电屏蔽层S S1 1、S S2 2，还有三层屏蔽密封体。，还有三层屏蔽密封体。静电屏蔽层的作用：静电屏蔽层的作用： S1S1的作用是防止初级输入端的干扰的作用是防止初级输入端的干扰通过初级与次级绕组线圈的电容耦合而进入次级电路中；通过初级与次级绕组线圈的电容耦合而进入次级电路中； S2S2的作用是防止次级输出端的干扰通过耦合电容进入初级的作用是防止次级输出端的干扰通过耦合电容进入初级电路中，因此防止初级与次级的耦合相互干扰。电路中，因此防止初级与次级的耦合相互干扰

3、。2.1.3 其他抑制干扰的措施 (一)隔离生物医学电子学三层屏蔽体的作用：三层屏蔽体的作用：内外两层用铁，起内外两层用铁，起磁屏蔽磁屏蔽作用，中作用，中间用铜，与铁心相连并直接接地，起间用铜，与铁心相连并直接接地，起静电屏蔽静电屏蔽作用，因作用，因此可以防止外界电磁场通过变压器对电路形成干扰。此可以防止外界电磁场通过变压器对电路形成干扰。信号传输利用信号传输利用电磁耦合原理电磁耦合原理。因为变压器不可能传递低。因为变压器不可能传递低频、直流信号，所以必须首先通过调制电路，把低频信频、直流信号，所以必须首先通过调制电路，把低频信号调制在高频载波上，经过变压器耦台，再解调，恢复号调制在高频载波上

4、，经过变压器耦台，再解调，恢复生物信号。这种隔离变压器生物信号。这种隔离变压器具有很强的抗干扰能力，具有很强的抗干扰能力，因因此信噪比很高。此信噪比很高。 生物医学电子学 切断两电路之间干扰通路的另一种方法是采用切断两电路之间干扰通路的另一种方法是采用光电耦合器。它以光为媒介把输入端的电信号耦合光电耦合器。它以光为媒介把输入端的电信号耦合到输出端，具有很强的抑制外界干扰和噪声的能力，到输出端，具有很强的抑制外界干扰和噪声的能力，并且重量轻、应用电路结构简单、成本低廉，在生并且重量轻、应用电路结构简单、成本低廉，在生物医学电子技术中得到广泛的应用。它具有良好的物医学电子技术中得到广泛的应用。它具

5、有良好的线性和一定的转换速度，既可以作为模拟信号的转线性和一定的转换速度，既可以作为模拟信号的转换，也可以作为数字信号的转换。换，也可以作为数字信号的转换。2 2、光电隔离、光电隔离生物医学电子学 滤波是抑制信号频率范围之外的干扰的最有效措施滤波是抑制信号频率范围之外的干扰的最有效措施之一。例如对于传导干扰，广泛采取滤波方法抑制。之一。例如对于传导干扰，广泛采取滤波方法抑制。电路间、电网中的干扰用电路间、电网中的干扰用RCRC或或RLRL滤波环节来抑制。可抑滤波环节来抑制。可抑制电源噪声及干扰，又可消除电路之间耦合干扰。制电源噪声及干扰，又可消除电路之间耦合干扰。（二）滤波（二）滤波生物医学电

6、子学( (四四) ) 系统内部干扰的抑制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。抑制是电磁兼容性设计的一个重要任务。电源的传导干扰使用专用的电源的传导干扰使用专用的电源滤波器电源滤波器来抑制。它是来抑

7、制。它是一个低通滤波器，消除频率较高的干扰电压，这种专一个低通滤波器，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。用的电源滤波器在安装时要确保滤波器外壳接地良好。 电子 设备滤波器相线P中线 N安全地线 PE生物医学电子学电路中的电感性负载在瞬变过程中，形成很大的感性电电路中的电感性负载在瞬变过程中，形成很大的感性电压，成为压，成为辐射干扰源辐射干扰源。为此必须为电感性负载提供另外。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电感或接点

8、两端加一个耗散瞬变过程产生的电磁能的耗耗能电路能电路( (又称为吸收电路又称为吸收电路) )。有时为了防止开关的触点在。有时为了防止开关的触点在断开时产生辉光放电或电弧烧毁触点，在触点两端并接断开时产生辉光放电或电弧烧毁触点，在触点两端并接一个耗能电路，通常由电阻、电容、二极管等组成。使一个耗能电路，通常由电阻、电容、二极管等组成。使用三极管作为开关元件的无触点开关电路中，为防止三用三极管作为开关元件的无触点开关电路中，为防止三极管突然截止时发射极与集电极之间可能出现的瞬时过极管突然截止时发射极与集电极之间可能出现的瞬时过电压，也必须在三极管的发射极与集电极之间并联这种电压，也必须在三极管的发

9、射极与集电极之间并联这种保护电路，以防止三极管被瞬时高压击穿。下图列举出保护电路，以防止三极管被瞬时高压击穿。下图列举出七种耗散电磁能电路。七种耗散电磁能电路。 生物医学电子学生物医学电子学下图给出了两个应用耗散电滋能电路的实例生物医学电子学生物医学测量中，有的测量设备本身就是强的电磁干生物医学测量中，有的测量设备本身就是强的电磁干扰源。如高能量的治疗机和精密的测量仪器并用时，扰源。如高能量的治疗机和精密的测量仪器并用时，治疗机产生很强的能量的干扰，造成诊断、精密测量治疗机产生很强的能量的干扰，造成诊断、精密测量仪器的误动作、误输出，这种干扰的形成是能量的分仪器的误动作、误输出，这种干扰的形成

10、是能量的分流，如电刀、激光刀、放射性治疗、除颤器等。除颤流，如电刀、激光刀、放射性治疗、除颤器等。除颤时，产生患者对地电位的瞬时高压，干扰、破坏心电时，产生患者对地电位的瞬时高压，干扰、破坏心电图机和心电监视的输入回路。手术电刀本身是干扰源，图机和心电监视的输入回路。手术电刀本身是干扰源，在心电监护时使用电刀，须采取特殊的去干扰措施。在心电监护时使用电刀，须采取特殊的去干扰措施。心电监护一类的低频仪器，在具有输入滤波保护线路心电监护一类的低频仪器，在具有输入滤波保护线路时，抗干扰能力有较大的改善。用热敏电阻和热电偶时，抗干扰能力有较大的改善。用热敏电阻和热电偶的温度测量仪器，由于受高频分流的影

11、响，造成自身的温度测量仪器，由于受高频分流的影响，造成自身加热，使测量误差增加。加热，使测量误差增加。生物医学电子学对电刀的干扰，如果增加保护性措施，可以减小。所以与对电刀的干扰，如果增加保护性措施，可以减小。所以与手术电刀并用的医学仪器，须进行特殊的设计。作为诊疗手术电刀并用的医学仪器，须进行特殊的设计。作为诊疗室的安全条件，生理检查室、手术室、手术准备室和恢复室的安全条件，生理检查室、手术室、手术准备室和恢复室、集中监护室等，均应有电磁干扰防护设置，各类设备室、集中监护室等，均应有电磁干扰防护设置，各类设备应合理安放。应合理安放。 对电磁干扰最为敏感的是埋藏型心脏起搏器。在对电磁干扰最为敏

12、感的是埋藏型心脏起搏器。在50Hz50Hz工频漏电电流经过躯体或是强的交流电场加到躯体时，起工频漏电电流经过躯体或是强的交流电场加到躯体时，起搏器的刺激电极获得的电流大到某一阈值，起搏器就变成搏器的刺激电极获得的电流大到某一阈值，起搏器就变成为固定频率的振荡器，使按需机构的功能丧失；也可能在为固定频率的振荡器，使按需机构的功能丧失；也可能在交流干扰大到某一阈值时，使起博器停止振荡。周围的高交流干扰大到某一阈值时，使起博器停止振荡。周围的高频仪器、微波治疗机、电刀、电子透镜、产生火花的电焊频仪器、微波治疗机、电刀、电子透镜、产生火花的电焊机等设备均可能造成起搏器振荡停止或固定频率化。这对机等设备

13、均可能造成起搏器振荡停止或固定频率化。这对于患者特别危险。于患者特别危险。生物医学电子学噪声：噪声：通常为与外部干扰相区别，把测量系统内部由器通常为与外部干扰相区别，把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称为件、材料、部件的物理因素产生的自然扰动称为噪声噪声( (电电压或电流压或电流) )。可见噪声是电路内固有的，不能用诸如屏蔽、。可见噪声是电路内固有的，不能用诸如屏蔽、合理接地等方法予以消除。合理接地等方法予以消除。当然，如前所述混入的非本次测量所需要的人体其他生当然，如前所述混入的非本次测量所需要的人体其他生理信号，均为本次测量的噪声。不过本节所讲的噪声仅理信号，均为本次

14、测量的噪声。不过本节所讲的噪声仅指指测量系统内部固有的自然扰动测量系统内部固有的自然扰动这一类噪声。这一类噪声。 第二节第二节 测试系统的噪声测试系统的噪声生物医学电子学在原始生物信号的提取、变换、处理过程中，噪声叠加在原始生物信号的提取、变换、处理过程中，噪声叠加在生物信号上，导致测量精度降低。对于外部干扰，通在生物信号上，导致测量精度降低。对于外部干扰，通过采取适当的措施，常可以减小到次要的程度。而系统过采取适当的措施，常可以减小到次要的程度。而系统内部的噪声往往成为测量精度的限制性因素。如生物医内部的噪声往往成为测量精度的限制性因素。如生物医学传感器本身的噪声决定了传感器的最终的分辨率；

15、各学传感器本身的噪声决定了传感器的最终的分辨率；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。在控制电路中，随机噪声造成误输的最小生物电信号。在控制电路中，随机噪声造成误输出、增大测量误差等。出、增大测量误差等。 测试系统的噪声虽然不可能完全被消除，但是通过对噪测试系统的噪声虽然不可能完全被消除，但是通过对噪声过程的分析，进行合理的低噪声电路设计，可以使噪声过程的分析，进行合理的低噪声电路设计，可以使噪声降到最低限度，从而使信号在传输过程中保持较高的声降到最低限度，从而使信号在传输过程中保持较高的质量。质量。 生物医学电子学

16、噪声电压或噪声电流是随机的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噪声的随机过程不可能用一个确定的时间函数来描述，例如，不能准确地预测未来某时刻的噪声电压述，例如，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通过表示噪声过程的概率密度概率密度p(u)p(u)而得知噪声电压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，概率密度与时间程，概率密度与时间t t无关。在生物医学电子学中，无关。在生物医学电子学中，最常遇

17、到的噪声源最常遇到的噪声源热噪声和散粒噪声热噪声和散粒噪声，其噪声，其噪声电压电压u(t)(u(t)(或噪声电流或噪声电流) )的概率密度服从的概率密度服从高斯高斯( (正态正态) )分布，如图所示。分布，如图所示。2.2.12.2.1、噪声的一般性质、噪声的一般性质生物医学电子学高斯型概率密度高斯型概率密度P(u)P(u)为为 222/)(21)(uueuP式中式中 是噪声电压的平均值，一般为零，这时方差是噪声电压的平均值，一般为零，这时方差2 2为为噪声电压噪声电压u u的均方值，标准差的均方值，标准差等于均方根值。在低噪声等于均方根值。在低噪声设计中，设计中，是主要的实用参数。是主要的实

18、用参数。下图为噪声幅度的高斯分布。下图为噪声幅度的高斯分布。u生物医学电子学图中高斯曲线所包围的面积代表不同噪声电压产生的概率，图中高斯曲线所包围的面积代表不同噪声电压产生的概率，图中示出某时刻噪声图中示出某时刻噪声u u1 1，超过，超过u u1 1电平的噪声的概率为如图电平的噪声的概率为如图所示的阴影面积，概率取值在所示的阴影面积，概率取值在0 01 1之间，所以总面积为之间，所以总面积为1 1。显然，噪声电压集中在零电平附近，高于或低于零电平的显然，噪声电压集中在零电平附近，高于或低于零电平的噪声电压出现的概率等于噪声电压出现的概率等于0.50.5。5 . 000uPuP在正负均方根值之

19、间的曲线包围的面积，占总面积的在正负均方根值之间的曲线包围的面积，占总面积的6868，噪声瞬时幅值基本上在噪声瞬时幅值基本上在33之内，在之内，在99.799.7的时间内观察的时间内观察到的噪声瞬时幅值都小于三倍的均方根值。所以作为工程近到的噪声瞬时幅值都小于三倍的均方根值。所以作为工程近似，常取似，常取噪声峰值电压为三倍的均方根值电压噪声峰值电压为三倍的均方根值电压。生物医学电子学测量噪声应用热效应定义的均方根值电压表。测量噪声应用热效应定义的均方根值电压表。正弦正弦波全波整流的平均值是峰值的波全波整流的平均值是峰值的0.6360.636，而它的均方，而它的均方根值是峰值的根值是峰值的0.7

20、070.707，所以常用的交流电压表，所以常用的交流电压表( (平均平均值电压表值电压表) )测量正弦波的均方根值应作修正，修正测量正弦波的均方根值应作修正，修正系数为系数为1.111.11。而且噪声波形并不是正弦波，是由大。而且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量尖脉冲组成，噪声电压均方根值是峰值的0.7980.798倍，均方根值与平均值之比为倍，均方根值与平均值之比为1.2551.255，所以，所以均方根均方根值正弦响应的电压表测量到的噪声电压需乘以值正弦响应的电压表测量到的噪声电压需乘以1.131.13修正系数才得到噪声电压的均方根值修正系数才得到噪声电压

21、的均方根值。 生物医学电子学噪声服从一定的统计规律，无法用频谱描述，而用功率谱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。噪声电压表示它的频域特性。噪声电压( (或噪声电流或噪声电流) )的均方值是它的均方值是它在一欧姆电阻上产生的平均功率在一欧姆电阻上产生的平均功率 。此功率是各频率分。此功率是各频率分量功率之和，即量功率之和，即 PdffsP)(S S（f f）为）为功率谱密度功率谱密度，它表示单位频带内噪声功率随频率，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。噪声

22、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，如果在很宽的频率范围内，噪声具有恒定的功率谱密度，即即s s（f f）为一常数，那么这种噪声称为）为一常数，那么这种噪声称为白噪声白噪声，如图，如图a a段。段。生物医学电子学如果噪声的功率谱密度不是常数，则称之为有色噪声，图如果噪声的功率谱密度不是常数，则称之为有色噪声，图中中b b段为低频段为低频(1/f)(1/f)噪声，它的谱密度随频率减小而上升，噪声，它的谱密度随频率减小而上升，称之为称之为粉红色噪声粉红色噪声，图中，图中c c段的噪声谱密度随频率升高而段的噪声谱密度随频率升高而增加，称之为增加，称之为蓝噪声。蓝噪声。这种俗

23、称都这种俗称都是借用光学术语以光的是借用光学术语以光的颜色与波长的关系来比拟。颜色与波长的关系来比拟。 谱密度谱密度实际是指实际是指f f +df f f +df 之间的平均功率，所以功率之间的平均功率，所以功率谱密度的单位是谱密度的单位是w wHzHz。 总之，噪声的基本特性可以用统总之，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，噪声在幅度域里的分布密度，功率谱密度功率谱密度表示噪声在频域表示噪声在频域里的特性。里的特性。生物医学电子学两种噪声作用于系统时，设噪声电压均方值分别为两种噪声

24、作用于系统时，设噪声电压均方值分别为 和和 ，总噪声均方电压为，总噪声均方电压为，21U22UC C称为相关系数，取包括零在内的称为相关系数，取包括零在内的+1+1 -1 -1间的任何值。间的任何值。C C0 0时，两种噪声源为完全不相关，噪声电压瞬时值之间时，两种噪声源为完全不相关，噪声电压瞬时值之间没有关系，总均方电压不等于各噪声源均方根电压之和；没有关系，总均方电压不等于各噪声源均方根电压之和；C C 1 1，为完全相关，两相关噪声线性相加；，为完全相关，两相关噪声线性相加；C C - l- l，两相关噪声相减。，两相关噪声相减。21222122UCUUUU212221UUUUU21UU

25、U21UUU生物医学电子学C C取某一数值，表示两种噪声电压之间部分相关，每种噪取某一数值，表示两种噪声电压之间部分相关，每种噪声源都包含一部分独立产生的噪声。声源都包含一部分独立产生的噪声。C C的数值是不易确定的数值是不易确定的，实际上常假定为零。这样造成一定误差，但误差不很的，实际上常假定为零。这样造成一定误差，但误差不很大，因为大量的噪声源是不相关的。大，因为大量的噪声源是不相关的。 如果两噪声电压相等并完全相关，如果两噪声电压相等并完全相关，相加后总噪声电压均方根为原来的二倍。相加后总噪声电压均方根为原来的二倍。 而不相关相加，则为而不相关相加，则为1.41.4倍。倍。1212UUU

26、U1122214 . 12UUUUU认为它们是统计独立时，带来最大误差为认为它们是统计独立时，带来最大误差为3030。%303 . 026 . 0UUU若是部分相关，或一若是部分相关，或一 个远远大于另一个，则误差就更小。个远远大于另一个，则误差就更小。生物医学电子学 从造成危害的严重程度而言，生物医学测量系统中，主从造成危害的严重程度而言，生物医学测量系统中，主要的要的噪声类型噪声类型是：是：1 1f f噪声噪声( (又称闪烁噪声或低频噪声又称闪烁噪声或低频噪声) )、热噪声、散粒噪声，其噪声机理如下热噪声、散粒噪声，其噪声机理如下 ( (一一)1)1f f噪声噪声( (低频噪声低频噪声)

27、) 由于生物信号的频带范围大都属于低频、超低频段，由于生物信号的频带范围大都属于低频、超低频段， 1 1f f噪声造成生物信号提取过程中的主要障碍。测试系统噪声造成生物信号提取过程中的主要障碍。测试系统中，中，1 1f f噪声是普遍存在的。噪声是普遍存在的。凡两种材料之间不完全接触，凡两种材料之间不完全接触，形成变化的导电率便产生形成变化的导电率便产生1 1f f噪声，它发生在两个导体连噪声，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，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。各有源器件以及电流流过合成碳质电阻的不连续

28、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，是的缺陷等，是1 1f f噪声的主要成因。噪声的主要成因。2.2.2 2.2.2 生物医学测量系统中的主要噪声类型生物医学测量系统中的主要噪声类型生物医学电子学改善元器件制作工艺，分立元件的改善元器件制作工艺，分立元件的1 1f f噪声得到明显噪声得到明显的降低，而集成运算放大器件，由于设计上的限制，的降低，而集成运算放大器件，由于设计上的限制，1 1f f噪声常常远高于分立元件。噪声常常远高于分立元件。不仅晶体管、运放器不仅晶体管、运放器件和电阻中存在件和电阻中存

29、在1 1f f噪声，而且在热敏电阻、光源中噪声，而且在热敏电阻、光源中也有。也有。甚至生物体的膜电位的起伏过程中也有甚至生物体的膜电位的起伏过程中也有1 1f f噪噪声存在。声存在。l lf f噪声功率谱密度服从噪声功率谱密度服从1 1f f规律，规律，f f为频率，为频率，是是取值范围为取值范围为0.8 0.8 - 1.31.3的常数，通常取的常数，通常取=1 1。这种噪。这种噪声的噪声电压随频率的降低而增加。声的噪声电压随频率的降低而增加。1 1f f噪声的功率噪声的功率谱密度谱密度S(f)S(f)是频率的函数，即是频率的函数，即K K为为f=1Hzf=1Hz时的谱密度值，是由具体器件决定

30、的常数。时的谱密度值，是由具体器件决定的常数。fKfS/)(生物医学电子学由由f fl lf fh h带宽内噪声的平均功率为带宽内噪声的平均功率为将将 代入，得到相应频段内噪声电压均方值为代入，得到相应频段内噪声电压均方值为 lhfffffffKdffKdffSPhlhlln)(lhlhfffKffKU)1ln(2lhfff式中，式中， f fl l是下限频率，是下限频率，f fh h是上限频率，是上限频率， f f是频带宽度，是频带宽度，当频带宽度相同时，下限频率越低，噪声电压的均方值当频带宽度相同时，下限频率越低，噪声电压的均方值越大。越大。噪声电压均方值取决于频率的比值，比值相同，噪声电

31、压均方值取决于频率的比值，比值相同，噪声电压均方值也相同。噪声电压均方值也相同。生物医学电子学 热噪声是由导体中载流子的随机热运动引起的。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，电子都在作随机任何处于绝对零度以上的导体中，电子都在作随机热运动。每个电子携带热运动。每个电子携带1.59xl01.59xl0-19 -19 C C的电荷，因此的电荷，因此电子的随机热运动表现出导体中电流的波动。长时电子的随机热运动表现出导体中电流的波动。长时间看来，这些波动产生的电流平均值为零，但是在间看来，这些波动产生的电流平均值为零，但是在每一瞬时，它们并不为零，而是在平均值上下取

32、值，每一瞬时，它们并不为零，而是在平均值上下取值，所以在导体两端产生压降形成所以在导体两端产生压降形成噪声电压噪声电压。 19271927年约翰逊首先在实验中观察到导体上热噪声电压的存在，年约翰逊首先在实验中观察到导体上热噪声电压的存在，19281928年乃奎斯特进行了理论分析。热噪声又常称为年乃奎斯特进行了理论分析。热噪声又常称为约翰逊噪约翰逊噪声或乃奎斯特噪声。声或乃奎斯特噪声。 ( (二二) )热噪声热噪声生物医学电子学已经证明，电阻已经证明，电阻R R中的热噪声电压均方值为中的热噪声电压均方值为 fkTRUt 42其中其中k k为波尔兹曼常数：为波尔兹曼常数：1.381.381010-23-23J JK K；T T为绝对温度；为绝对温度； f f是测量系统频带宽度。是测量系统频带宽度。 热噪声的谱密度热噪声的谱密度可见热噪声的谱密度与工作频率无关，属于可见热噪声的谱密度与工作频率无关，属于白噪声白噪声。1 1、 热噪声电压均方值与绝对温度热噪声电压均方值与绝对温度T T成正比，温度越高，导成正比，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，温度降体内自由电子的热运动越激烈，噪声电压就越高，温度降低，低， 可以消弱热噪声。在微弱信号检测的低噪声电子设备可以消弱热噪声。在微弱信号检测