低频微弱信号高精度检测研究

郎平， 韩磊， 李岩

(1.北京理工大学 信息与电子学院，北京 100081； 2.北京理工大学 机电学院，北京 100081；3.北京理工大学 材料学院，北京 100081)

现代科学研究中，常常需要对低频微弱信号进行检测. 如人体脑电波信号[1]、心电信号[2-3]、人体脉搏信号[4]、机械加工控制及故障诊断信号[5-7]、空间在轨测量的辐射剂量监测信号[8]等，这些低频微弱信号的幅值均在mV或μA级以下，频率在1 kHz以下. 实际检测环境中，这些微弱信号往往淹没在工频、热噪声、散粒噪声、宇宙噪声等复杂噪声环境中，不但给检测带来困难，而且错误或不准确的检测结果也会造成严重后果. 比如，医学上的脑电波信号、心电信号、脉搏信号等的有误检测，可能对病人的病情产生误诊断，造成严重后果[9]；机械故障诊断中的齿轮及传动轴等机械零部件的失效检测，会产生不必要的经济损失；空间在轨测量的辐射剂量监测信号不准确，会造成宇航员身体损伤等.

传统微弱信号的检测方法主要有相关性检测、同步累积法等. 自相关检测中，由于信号与噪声存在一定相关性，在检测的同时部分噪声信号也被视为目标信号，使得信号检测精度降低；互相关检测中需要预先设定参考信号的频率等相关参数，在待测信号频率未知的情况下，该检测方法无能为力. 同步累积法需要将信号多次累加及平均才能提高输出信噪比，但随着累积次数的增加，所需的测量时间也增加，实时性较差. 现代微弱信号检测方法有随机共振、小波变换、混沌理论、神经网络等方法[10]，这些方法是基于非线性系统的微弱信号检测方法，需要建立复杂的非线性系统，并且严格控制非线性系统的参数、噪声强度以及精确的评价指标体系，检测方法繁琐、不易控制. 因此，常规的弱信号检测仪器内部噪声大、检测精度低、仪器复杂、价格高，不能满足现代科学研究和现场测试需求.

针对以上需求，本文根据低频微弱信号的特点、噪声源以及抗干扰措施分析，研制了一种用于500 Hz以下、幅值为0.01 nA或者mV级低频微弱信号高精度检测系统，并进行了调试和实验测试. 测试结果表明：该检测系统具有精度高、抗干扰性强、稳定性好、实用性强、操作简单、价格低廉等特点.

1 噪声源分析

低频微弱信号检测中，目标信号往往淹没在大量噪声中，极易被噪声干扰，这给准确检测目标信号带来很大困难. 为了从大量噪声中提取出低频微弱目标信号，进行噪声源分析和噪声干扰抑制措施必不可少.

噪声源主要分为检测系统内部噪声和外界环境噪声. 检测系统内部噪声主要有电源噪声、元器件噪声和电路耦合噪声等. 电源噪声主要由两方面原因产生：一方面是电源本身结构设计不当或者负载不匹配引起电源供电不稳定产生的电源纹波，电源纹波串入电路产生干扰；另一方面是外界环境噪声与电源耦合产生耦合干扰串入电路. 元器件噪声主要有电阻热噪声、晶体管热噪声、散粒噪声、闪烁噪声、1/f噪声、集成芯片偏置电流、失调电压等. 电路耦合噪声主要为检测电路内部电磁元件向外辐射电磁波与传输线路耦合产生干扰. 外界环境噪声主要有工频干扰、空间电磁波干扰、地线干扰、信号通道干扰等. 工频干扰是外界环境中电气设备频率为50 Hz的供电电压不断向外辐射的电磁波串入检测电路产生干扰；空间电磁波干扰包括雷电、大气层、电离层及太阳的电磁辐射，空间中通信设备、雷达等天线发射的强烈电磁波，局部空间氖灯、荧光灯等气体设备辉光放电、弧光放电产生的电波干扰；地线干扰主要为共地电压差干扰、接地电位差形成的工模干扰；信号通道干扰为长线传输干扰，包括外界电磁感应干扰、信号线路之间串扰等.

2 抗干扰措施分析

针对以上噪声源分析，检测系统设计时采取了以下几种抗干扰措施：

① 选择低噪声电子元器件，比如金属膜电阻、钽电容、低噪声放大器、稳定电源等；

② 根据待测目标信号频率带宽和幅值，电路设计时进行合理布局和布线及设计合理的放大和滤波电路，比如数字电路与模拟电路分开、高频元器件与低频分开、信号线与电源线分开、采用多级放大和滤波电路等；

③ 采用合理的屏蔽措施，比如连接导线采用高阻抗屏蔽线及接头、整个电路放在接地良好的金属屏蔽盒中屏蔽外界电磁干扰、电路内部大功率、高辐射元器件采用单独的屏蔽罩隔离等.

3 低频微弱信号检测系统设计

3.1 系统总体框图设计

本文设计的检测系统是一种适用于频率为500 Hz以下、幅值为nA或者mV级的低频微弱信号的检测与处理系统，可以实现对低频微弱信号的转换、放大、滤波、数据采集与处理、存储、显示等功能. 检测系统总体电路设计框图如图1所示.

3.2 前置信号调理放大电路设计

该电路实现微弱电流信号进入A/D转换之前的信号转换和放大，使之达到A/D转换要求的电压信号. 电路的结构框图如图2所示[11].

3.2.1高精度电流-电压转换电路

为了实现低频微弱电流信号高精度检测，电流-电压转换电路的设计尤为关键，直接影响整个电路电流信号处理精度. 本文采用电阻式电流-电压转换电路，如图3所示.

忽略放大器的影响，电阻式电流-电压转换电路输出电压为

(1)

为了平衡电路，选取R1=R2. 由于运算放大器为非理想放大器，同时考虑到运算放大器的偏置电流和失调电压以及电路板中漏电流对输入电流的影响，推出电流-电压转换电路的输出电压为

Uout=-R2(Iin-IB+Is)+(UoffsetA-Uout)/A=

-R2(Iin-IB+Is)+Uoffset-Uout/A，

(2)

式中：IB为放大器偏置电流；Uoffset为放大器失调电压；A为放大器的增益；Is为电路板中漏电流.

由式(2)得出，为了实现微弱电流信号的准确测量，运算放大器的输入阻抗远远大于反馈电阻阻值R2，偏置电流远远小于输入电流Iin，增益A尽量高，电路板中漏电流Is尽量小. 由于输入微弱电流信号，反馈电阻阻值比较大，反馈电阻的噪声不可忽略，因此反馈电阻的噪声电压为

(3)

式中：k为玻尔兹曼常数(1.38×10-23J/K)；T为绝对温度，K；R为电阻阻值，Ω；B为带宽，Hz.

反馈电阻两端并联电容后，其噪声电压为

Et0=Et/(1+j2πfR2C1),

(4)

等效热噪声带宽为

B=1/4R2C1,

(5)

将式(5)带入式(4)得

(6)

由式(6)可以得出，阻容并联电路的噪声电压与电阻无关，与并联电容有关. 适当增加并联电容可以减小噪声电压. 但是反馈电容值与电流-电压转换电路的频率响应有关，电路响应的截止频率与反馈电阻和电容的关系为

(7)

从式(7)得出，增加并联电容值将降低电流-电压转换电路的响应频率带宽. 因此，电路频率响应和反馈电阻噪声电压需要折中考虑.

根据以上理论分析及推导，电流-电压转换电路可采用运算放大器将微弱电流转换成mV级电压. 运算放大器采用AD400，该放大器为飞安级输入偏置电流静电计放大器，偏置电流为±20 fA，具有低失调电压和失调漂移的优点. 该电路设计输入端相当于虚地，同时信号输入端设计保护环，防止电路板的漏电流进入信号的输入端产生信号干扰. 电路中的电阻电容选择高精度金属膜电阻和钽电容，能准确地将微弱电流信号转换为mV级电压信号.

3.2.2前置信号调理放大电路原理图设计

为了降低噪声干扰，电路设计采用两级放大，第一级放大倍数低，一般为10～20倍，第二级放大倍数高，一般为50～100倍. 根据实际测量信号的需求调节合适的放大倍数，使得mV电压信号放大到V级电压信号，以满足后续数字信号记录要求. 在前置放大电路后面加了一个电压跟随电路，用于隔离前后级放大电路之间的影响，避免后级放大电路干扰前级的微弱信号转换电路，提高信噪比. 由于前面的电压-电流转换电路、放大滤波电路采样反相输入，因此需要在输出端接入一个反相电路，使得输入信号与输出信号保持同相.

另外，电路设计中采用了保护电路. 保护电路的主要作用有以下几点：

① 防止电源反接烧坏芯片，保护电路中的芯片；

② 外界过高的电压和电流造成电路元器件损坏；

③ 防止短路造成瞬间过高的电压、电流损坏测试仪器.

由此实现电路的稳定性、可靠性和安全性.

最终设计的前置信号调理放大电路如图4所示.

3.3 DSP数据采集系统电路

本文选用美国德州仪器公司(TI)的C2000系列、型号为TMS320F28335为数据采集系统的核心处理器[12]，它是一款32位单精度浮点型的数字信号处理器，其主频为150 MHz，具有处理速度快、价格低廉等特点. DSP数据采集系统的结构框如图5所示.

3.4 检测系统程序设计

本检测系统程序设计包括DSP系统初始化程序设计、A/D转换程序设计、DSP与上位机通信程序设计. 程序设计语言为C语言，并以TI公司的Code Composer Studio3.3 (CCS)集成开发环境完成应用程序的编译与调试.

系统上电复位后，程序初始化将DSP所有的外设及时钟根据需要配置为初始状态；然后不断查询是否有数据采集指令. 若收到数据采集指令，则CPU启动ADC进行数据采集和处理；最终通过串口通信接口(SCI)将处理后的数据上传到上位机，交给上位机对数据进行具体的分析与处理. 检测系统程序设计流程图如图6所示.

4 实验与结果分析

本研究分别进行了检测系统性能调试实验和实际环境下人体脉搏信号测试实验，测试该系统的精度及低频微弱信号时域和频域的稳定性、准确性、抗干扰性等性能.

4.1 检测系统性能调试实验

将整个检测系统进行调试，测试整个检测系统的稳定性、准确性和抗干扰性是否满足要求，调试现场图如图7所示.

信号源给检测系统分别输入频率为10～400 Hz、幅值为0.55～1.18 mV之间的标准正弦信号. 为了测量检测系统的稳定性和准确性，每一信号类型取5次信号的平均值作为测量结果分析，实验数据处理结果如表1所示.

由表1所示结果可以看出，检测系统幅值误差和频率响应误差均在0.5%以下，并且多次测量结果保持一致性. 由此得出，检测系统能够稳定、准确测量低频微弱信号，达到了设计技术要求.

表1 检测系统调试实验数据处理结果

Tab.1 Data processing result of detection system debugging experiment

频率/Hz电压/mV误差/%输入输出输入输出频率幅值109.971.181 1750.3000.42410099.831.009960.1700.400200199.930.807970.3500.375300299.870.656480.4330.307400399.850.555490.3750.182

4.2 人体脉搏信号测试实验

为了测试检测系统在实际测量环境下检测低频微弱信号的性能，本实验将检测系统用于测量人体脉搏信号. 因为人体脉搏信号频率范围为1～30 Hz，幅值为mV级的超低频微弱信号，所以用该实验测试系统的性能是合理可行的.

4.2.1实验过程

实验现场如图8所示. 首先连接好检测系统并测试系统能够正常工作；其次，将压力传感器固定在测试者手臂的桡动脉处，并将传感器信号输出端连接检测系统输入端；观察示波器上脉搏信号波形稳定后，采集波形数据(此时测试者处于静息平稳状态)；最后，对采样数据进行分析、处理得到无噪声干扰的脉搏信号. 本实验设置采样频率为700 Hz，采样数据N=8 500，压力传感器技术指标如表2所示.

表2 压力传感器技术指标Tab.2 Parameters of pressure sensor

4.2.2实验结果与分析

实验测试者为23岁和26岁无病史的女性和男性各一名，分别采集了测试者左、右手的脉搏信号，脉搏波信号经过小波变换处理后得到时域波形图和频谱图分别如图9和图10所示. 其中，图9(a)和9(b)为男性测试者左、右手脉搏波时域波形，图9(c)和9(d)为女性测试者左、右脉搏波形；图10(a)和10(b)为男性测试者左、右手脉搏波形频谱图，图10(c)和10(d)为女性测试者左、右手脉搏波形频谱图. 另外，经处理后的脉搏信号均方根误差(RMSE)和信噪比(SNR)如表3所示.

表3 脉搏信号处理后的均方根误差和信噪比

Tab.3 Root mean square error and signal and noise rate of pulse signal processed

测试对象部位RMSESNR/dB男性左手4.15×10-461.741 0右手3.32×10-459.983 3女性左手3.67×10-458.135 2右手3.26×10-461.968 0

由图9可见，人体脉搏时域波形输出幅值为V级，根据检测系统放大倍数为1 000倍，得出人体脉搏信号的幅值为mV级，与临床实验测试结果一致. 电流-电压转换模块的输入电阻为100 MΩ，则可以得到该检测系统能够测量0.01 nA低频微弱电流信号. 脉搏时域波形信号所有细节信息完整，说明检测系统灵敏度高；另外，从表3所示的人体脉搏信号检测输出信噪比为(60±2)dB，均方根误差小于5×10-4，说明检测系统输出的脉搏信号具有高信噪比和低均方根误差，检测精度高. 通过图10所示的脉搏信号频谱分析，脉搏信号能量主要集中在1～10 Hz带宽范围内，并且多次测量结果具有一致性，说明检测系统稳定性好，这与文献[13]报道一致.

综上所述，该检测系统在实际测量环境下能够高精度、高灵敏度、稳定测量人体脉搏信号. 由此得出，在实际测量环境下，检测系统能够满足高精度测量低频微弱信号的要求，并且抗干扰能力强、性能稳定.

5 结 论

本文完成了低频微弱信号检测研究工作，分析了低频微弱信号检测环境中的噪声源和抗干扰措施，设计了一种用于检测500 Hz以下、幅值为0.01 nA或者mV级低频微弱信号的高精度、稳定性好的检测系统和方法. 实验测试结果表明，该检测系统具有精度高、抗干扰性强、稳定性好、实用性强、操作简单、价格低廉等特点，达到了设计和研究的目的. 本文的研究成果对航天、航空、兵器、船舶、医学、汽车等领域的低频微弱信号检测有着重要意义及应用价值.