體域網(wǎng)BAN(Body Area Networks)以健康監(jiān)護為發(fā)展源動力，并將廣泛應(yīng)用于醫(yī)療保健、運動監(jiān)測、個人娛樂等領(lǐng)域。BAN以人為中心的特殊運行環(huán)境，帶來一系列有別于常規(guī)傳感器網(wǎng)絡(luò)的研究內(nèi)容。其中，如何在人體環(huán)境中實現(xiàn)終端傳感器之間有效的數(shù)據(jù)通信是組建體域網(wǎng)的一項共性關(guān)鍵技術(shù)[1-3]。由于BlueTooth、WLAN、RFID、Zigbee等成熟的無線通信協(xié)議都是針對其他應(yīng)用而設(shè)計，對于體域網(wǎng)以人為中心的工作環(huán)境和長期、連續(xù)監(jiān)測的運行特點而言，存在諸多缺陷和冗余[4-5]。
　人體通信IBC(Intra-body Communication)是一種新興的短距離通信方式。它將人體本身作為信息傳輸媒質(zhì)[6]，較之常見的無線通信技術(shù)，具有功耗極低、無需天線設(shè)計、無頻段限制、輻射小、傳輸距離僅限于人體等特點，是實現(xiàn)各種體表/體內(nèi)傳感器之間信息傳輸和組建體域網(wǎng)的一種新型、有效方法[4-8]。
　　電流耦合型人體通信由人體表面一對發(fā)送電極向人體注入安全交變電流，接收端電極在人體其他部位差分接收電壓信號。由于信息傳輸完全依賴于人體，不受外部環(huán)境影響，電流耦合型人體通信較其他人體通信實現(xiàn)方式具有更好的適應(yīng)性和穩(wěn)定性，且兼具體表、體內(nèi)通信功能，是人體通信技術(shù)新的發(fā)展方向[4,7]。
　    目前，關(guān)于電流耦合型人體通信的研究多數(shù)集中在人體電磁建模、數(shù)值仿真、信道特性分析等方面[4,7-9]。研制一套直接針對數(shù)字基帶信號傳輸?shù)碾娏黢詈闲腿梭w通信的收發(fā)器，實現(xiàn)電流信號在人體的調(diào)制、解調(diào)和發(fā)送接收，對于前期研究結(jié)果有效性的驗證及后續(xù)研制出適用于體域網(wǎng)的人體通信樣機具有重要意義。在FPGA的平臺上，采用直接頻率合成DDS(Direct Digital Synthesis)技術(shù)實現(xiàn)數(shù)字基帶信號的2CPFSK(2 Continuous Phase FSK，二進制連續(xù)相位移頻鍵控)調(diào)制；輔以信號保持、調(diào)理等外圍電路，實現(xiàn)信號在人體的可靠傳輸和接收；進而采用非相干解調(diào)和全數(shù)字鎖相環(huán)的位同步方法實現(xiàn)碼元可靠恢復(fù)。最終開展人體實驗，驗證設(shè)計方案的可行性和正確性。
1 設(shè)計原則
　所有人體組織都是非磁性的。只考慮其介電特性。由圖1可見，人體組織介電特性隨頻率變化而變化[10]。電導(dǎo)率隨頻率增加而變大；相對介電常數(shù)隨頻率增加而減小。這種明顯的色散特性是導(dǎo)致人體信道特性復(fù)雜的最主要因素。鑒于此，首先，發(fā)送器的設(shè)計采用恒流信號輸出，以滿足人體安全電流限制規(guī)定[11]，確保人體實驗的安全性。其次，為避免因人體信道帶寬有限帶來的信號失真，采用頻譜單一的正弦波形作為人體通信的載波信號。

　此外，前期研究表明，電流耦合型人體通信中大部分電信號從肌肉組織中流過[1,7,9]。為提高通信可靠性和成功率，討論肌肉組織準(zhǔn)靜態(tài)近似條件[4,12]，使電信號主要以傳導(dǎo)電流形式在人體傳播，減小位移電流可能引起的不確定性。為此，文中所采用2CPFSK調(diào)制方法載波頻率設(shè)為50 kHz和100 kHz,基本滿足肌肉的準(zhǔn)靜態(tài)近似條件。
2 發(fā)送器設(shè)計
　電流耦合型人體通信發(fā)送器由調(diào)制器、低通濾波器、信號保持電路構(gòu)成，如圖2所示。調(diào)制器采用DDS技術(shù)實現(xiàn)2CPFSK調(diào)制，將數(shù)字基帶信號調(diào)制成相位連續(xù)信號，經(jīng)D/A轉(zhuǎn)換輸出模擬正弦信號。由低通濾波器濾除高次諧波和雜散干擾后，再經(jīng)信號保持電路得到適合于人體傳輸?shù)恼医蛔兒汶娏餍盘枴?/p>

2.1 調(diào)制器設(shè)計
　調(diào)制器采用2CPFSK調(diào)制方式，由調(diào)制控制端（數(shù)據(jù)緩沖器、碼速控制器、移位寄存器和跳變檢測器）和DDS模塊構(gòu)成，如圖3所示。

　數(shù)據(jù)緩沖器和移位寄存器用于保持同步和提高數(shù)據(jù)傳輸速率。碼速控制器依據(jù)數(shù)據(jù)傳輸速率將工作時鐘分頻后作為移位寄存器的時鐘。當(dāng)數(shù)字基帶信號存在“0”、“1”交替時，跳變檢測器輸出頻率控制字及DDS模塊中累加器的清零信號，保證碼元邊沿與正弦信號零相位對齊，確保相位連續(xù)[13]。
    DDS模塊由32位異步清零相位累加器、波形存儲器和D/A轉(zhuǎn)換器構(gòu)成。在工作時鐘下，相位累加器對跳變檢測器輸出的頻率控制字進行相位累加，其輸出數(shù)據(jù)作為波形存儲器的輸入地址，以提取相應(yīng)的正弦值，完成相位向幅度的轉(zhuǎn)變。然后，經(jīng)過D/A轉(zhuǎn)換器輸出相應(yīng)的正弦模擬信號的階梯波。D/A轉(zhuǎn)換由ADV7123數(shù)模轉(zhuǎn)換芯片實現(xiàn)。

　    依據(jù)式(1)、(2)得：DDS頻率分辨率為0.011 6 Hz，50 kHz和100 kHz載波頻率分別對應(yīng)頻率控制字4 294 967和8 589 934。
　此外，由于DDS模塊存在固有的相位截斷誤差、幅度量化誤差、轉(zhuǎn)換誤差等干擾因素，必須在DDS模塊輸出端設(shè)計一個低通濾波器，去除信號的高頻分量和雜散信號。
2.2 發(fā)送端信號保持電路
　信號保持電路以電流反饋型放大器AD844為核心，如圖4所示。AD844內(nèi)部采用電流鏡技術(shù)[14]。當(dāng)正端加入電壓信號時，輸入電壓原樣送到反相輸入端，并在電阻R0上產(chǎn)生電流。運算放大器次級產(chǎn)生與之相等的電流流過Rt‖Ct。由于Rt‖Ct>>RL，當(dāng)在Z點接入負載電阻RL，電流幾乎全部流入RL。信號保持電路輸出電流信號大小為Io=Vi/R0。調(diào)節(jié)R0，使I0=1 mA，滿足人體安全電流閾值。

3 接收器設(shè)計
　電流耦合型人體通信接收器采用非相干解調(diào)法，由信號調(diào)理電路、2CPFSK解調(diào)和位同步電路組成，如圖2所示。接收電極差分檢測體表電位信號，信號調(diào)理電路進行放大、濾波、整形和電平轉(zhuǎn)換，得到適于輸入FPGA的數(shù)字信號。基于FPGA設(shè)計的2CPFSK解調(diào)模塊和位同步模塊將脈沖信號恢復(fù)成原始基帶信號。
3.1 前處理電路設(shè)計
　前處理電路包括放大、濾波、限幅整形和電平轉(zhuǎn)換。儀表放大器AD620差分放大檢測信號,增益約為26 dB。帶通濾波電路中心頻率設(shè)計為75 kHz，帶寬70 kHz。
　限幅整形電路包括遲滯比較器和整形電路。遲滯比較器對輸入信號進行過零檢測，轉(zhuǎn)換為方波信號。由于遲滯比較具有一定抗干擾能力，但也使靈敏度降低，實驗中需要折中考慮遲滯時間。整形電路采用高速施密特反相器，使信號邊沿更加陡峭，便于進入FPGA后的頻率檢測。
　電平轉(zhuǎn)換電路使整形電路輸出信號滿足FPGA引腳的輸入電平要求。
3.2 2CPFSK解調(diào)器設(shè)計
　2CPFSK解調(diào)器包括2CPFSK信號譯碼、抽樣判決和位同步三部分，由FPGA實現(xiàn)，如圖2所示。
　譯碼器通過檢測方波信號的頻率恢復(fù)出對應(yīng)的數(shù)字基帶信號“0”或“1”。在輸入的矩形脈沖信號兩個相鄰上升沿之間對工作時鐘脈沖進行計數(shù)。若計數(shù)結(jié)果與譯碼器預(yù)先設(shè)置的閾值N0相差不超過預(yù)設(shè)的檢測精度e，則信號頻率為100 kHz，基帶信號為“1”；若計數(shù)結(jié)果與譯碼器預(yù)先設(shè)置的閾值N1相差不超過e，則信號頻率為50 kHz，基帶信號為“0”。其中，N0和N1由fclk/fout計算得到。
　位同步電路采用微分整流型全數(shù)字鎖相環(huán)[15]，由本地時鐘、微分整流器、數(shù)字鑒相器、數(shù)控振蕩器、數(shù)字濾波器及分頻器組成相位負反饋閉環(huán)電路，如圖5所示。

　工作時鐘經(jīng)二分頻器后作為同步電路的本地時鐘。數(shù)字微分器對接收碼元微分整流，提取接收碼元的相位信息。當(dāng)環(huán)路失鎖時，數(shù)字鑒相器比較碼元信號和本地信號間的相位誤差，產(chǎn)生計數(shù)方向控制信號。數(shù)字濾波器根據(jù)控制信號調(diào)整計數(shù)值。當(dāng)計數(shù)值達到設(shè)置閾值時數(shù)字濾波器輸出對應(yīng)的加、減脈沖指令。當(dāng)數(shù)控振蕩器收到加脈沖指令，在本地時鐘脈沖序列中插入一個脈沖；收到減脈沖指令則扣除一個脈沖。
    N分頻器對數(shù)控振蕩器輸出信號n分頻。信號鎖定所需最大時間為nTs（T為一個碼元寬度）。當(dāng)碼元速率不高時，若要保證足夠的鎖相精度，由于n和T值較大，導(dǎo)致鎖定時間延長。為此，設(shè)計中采用N和M兩級分頻方法，對N分頻器的輸出再進行M分頻，減小輸入到數(shù)字鑒相器中信號的初始相位差,進而減少調(diào)整次數(shù),提高鎖相速度,保證鎖相精度。位同步信號輸出頻率Bit_out滿足關(guān)系式：
 
　重復(fù)上述過程，使接收碼元與位同步信號相位差不斷減少，最終達到同步。
　抽樣判決器依據(jù)工作時鐘提取位同步信號的邊沿，以此對數(shù)字基帶信號抽樣判決，實現(xiàn)原碼元再生。
4 實驗與結(jié)果
　人體實驗硬件平臺采用Altera公司的Cyclone II器件，調(diào)試環(huán)境為Quartus II，描述語言為Verilog HDL。為避免收發(fā)端共地，外圍電路采用干電池供電；波形記錄采用Agilent MSO7054A，以及差分探頭套件（Agilent 1141A和1142A）。
　    實驗對象選取一名25歲年輕男性志愿者，實驗部位為右上臂。電極采用上海勵圖醫(yī)療器材有限公司生產(chǎn)的理療粘貼電極（型號：LT-1；尺寸：4 cm×4 cm）。發(fā)送電極與接收電極間距為10 cm。
4.1發(fā)送器實驗結(jié)果
　依據(jù)前文設(shè)計方案，實驗中發(fā)送器以5 kb/s速率發(fā)送一串?dāng)?shù)字基帶信號的循環(huán)序列“0010111”，由2CPFSK調(diào)制器將數(shù)字信號調(diào)制成載波頻率分別為50 kHz和100 kHz的正弦信號，如圖6中通道1所示。圖中兩種頻率信號波形完整且在頻率切換時相位連續(xù)。
　信號保持電路輸出恒值電流信號。在人體與發(fā)送電極間串上100 Ω的觀察電阻（實測98.1 Ω），電阻上電壓波形如圖6中通道2所示，均方根值為97.3 mV，與設(shè)計指標(biāo)1 mA近似，同時滿足人體安全電流閾值要求[11]。

4.2 接收器實驗結(jié)果
　經(jīng)過調(diào)制的電流信號經(jīng)人體傳輸，在接收端采用一對電極差分采集體表耦合電壓信號。圖7中通道2為差分接收到的原始電壓波形，其中夾雜毛刺，且高頻分量較多。通道3為接收信號經(jīng)過AD620差分放大后的波形。由于AD620增益的低通特性[16]，高頻噪聲明顯減小。信號進入帶通濾波器后，輸出波形光滑，無毛刺，如通道4所示。信號放大約26 dB，與設(shè)計值相符。原始信號經(jīng)放大濾波后輸入給整形電路。
　從圖7放大后的波形明顯看出,接收端50 kHz和100 kHz兩個頻率的信號經(jīng)過人體后幅值差別明顯，反映出人體信道衰減特性隨頻率變化而變化。50 kHz頻率的信號衰減小于100 kHz時的情況。

　　圖8中通道1為放大濾波后的信號；通道2為限幅整形結(jié)果；通道3為碼元恢復(fù)后的基帶信號；通道4為位同步信號。最下方B1、B2是Agilent MSO7054A示波器內(nèi)部嵌入式邏輯分析儀的數(shù)字總線輸出端口。再生后的碼元存到移位寄存器中。移位寄存器不斷從低位移入,從高位移出，結(jié)果如B1、B2所示。碼元顯示為“00100111”，與發(fā)送的數(shù)字基帶信號一致。

    人體通信利用人體本身導(dǎo)電特性實現(xiàn)信號在人體范圍內(nèi)的傳輸，可以實現(xiàn)人體表面、內(nèi)部、周圍等可與人體接觸的電子裝置之間的數(shù)據(jù)傳輸和共享，是實現(xiàn)體域網(wǎng)物理層的一種新型、有效的通信方式。
　在初步掌握人體信道特性的前提下，以FPGA為核心，設(shè)計了2CPFSK全數(shù)字調(diào)制解調(diào)器，輔以外圍信號調(diào)理電路，實現(xiàn)了一套電流耦合型人體通信收發(fā)器。由于發(fā)送器采用DDS技術(shù)，保證發(fā)送信號在不同頻率切換時的相位連續(xù)和波形完整。由于在接收器中設(shè)計了兩級分頻的全數(shù)字鎖相環(huán)位同步電路，從而兼顧了接收信號的鎖相精度和鎖相時間。人體實驗表明，在準(zhǔn)靜態(tài)近似條件下，收發(fā)器可以實現(xiàn)數(shù)字基帶信號在人體內(nèi)的可靠傳輸。
    在今后的工作中，將對多種調(diào)制方式實現(xiàn)人體通信的優(yōu)劣性進行比較，并探討人體信道容量，選取適合于電流耦合型人體通信的最佳通信方式。
參考文獻
[1] 高躍明. 電流耦合型人體通信電磁模型的建立與實驗研究[D]. 福州：福州大學(xué)電氣工程與自動化學(xué)院，2010.
[2] CHEN M, GONZALEZ S, VASILAKOS A, et al.  Body Area Networks: A Survey [J]. Mobile Networks Application, 2010,8:171-193.
[3] ULLAH S, HIGGINS H, BRAEM B, et al. A comprehensive survey of wireless body area networks on PHY, MAC, and Network Layers Solutions [J/OL]. Journal of Medical System, 2010 [2011-05-15]. http://springer.lib.tsinghua. edu.cn/content/h7143g8870u48000/fulltext.html.
[4] 高躍明, 潘少恒, 杜民,等. 準(zhǔn)靜態(tài)近似條件下電流耦合型人體通信模型的建立與驗證[J]. 航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程, 2009, 22(6): 427-432.
[5] ZELJKA L, IGOR K, MARIO C. Intrabody Communication  in Biotelemetry[M]. Aime Lay-Ekuakille. Wearable and  Autonomous Biomedical Devices and Systems for Smart Environment. Berlin: The Springer Press, 2011: 351-368.
[6] ZIMMERMAN T G. Personal Area Networks (PAN): Near Field Intra-Body Communication, in Media Art and Science [D]. Master Thesis: Massachusetts Institute of Technology. 1995.
[7] WEGMUELLER M S, KUHN A, FROEHLICH J, et al. An attempt to model the human body as a communication channel[J].IEEE Trans. Biomed. Eng.,2007,54(10):1581-1587.
[8] WEGMUELLER M S, KUHN A, FROEHLICH J, et al. Signal transmission by galvanic coupling through the human body[J]. IEEE Trans. Instrum. Meas.,2010,59(4):963-969.
[9] 陳藝東, 高躍明, 潘少恒,等. 人體通信中發(fā)送端接觸阻抗的實驗研究[J].生物醫(yī)學(xué)工程研究,2010,29(1):13-17.
[10] GABRIEL C, GABRIEL S. Compilation of the dielectric properties of body tissues at RF and Microwave Frequencies[R]. Occupational and environmental health directorate, Radiofrequency Radiation Division, Brooks Air Force Base, Texas (USA), 1996.
[11] International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection (ICNIRP). Guidelines for limiting exposure to time-varying electric, magnetic, and electromagnetic fields.(up to 300GHz) [S]. 1997：511-513.
[12] PLONSEY R, HEPPNER E B. Considerations of Quasi Stationarity in Electrophysiological Systems [J].Bulletin of Mathematical Biophysics, 1967, 29: 657-664.
[13] 孫文友, 胡永紅, 劉海川. 高速2CPFSK調(diào)制器的設(shè)計與實現(xiàn) [J]. 測控技術(shù), 2006, 25(12): 7-10.
[14] AD公司. 60 MHz, 2000 V/μs Monolithic Op Amp AD844 Data Sheet [Z]. 2001.
[15] 王文, 高躍明, 潘少恒,等.基于FPGA的人體通信中位同步提取電路的設(shè)計 [J]. 生物醫(yī)學(xué)工程研究, 2010,29(3):181-185.