體域網(wǎng)BAN(Body Area Networks)以健康監(jiān)護(hù)為發(fā)展源動(dòng)力，并將廣泛應(yīng)用于醫(yī)療保健、運(yùn)動(dòng)監(jiān)測(cè)、個(gè)人娛樂等領(lǐng)域。BAN以人為中心的特殊運(yùn)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?jī)?nèi)容。其中，如何在人體環(huán)境中實(shí)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(xiàng)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(duì)其他應(yīng)用而設(shè)計(jì)，對(duì)于體域網(wǎng)以人為中心的工作環(huán)境和長(zhǎng)期、連續(xù)監(jiān)測(cè)的運(yùn)行特點(diǎn)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(jì)、無頻段限制、輻射小、傳輸距離僅限于人體等特點(diǎn)，是實(shí)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(duì)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(hào)。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(shí)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(duì)數(shù)字基帶信號(hào)傳輸?shù)碾娏黢詈闲腿梭w通信的收發(fā)器，實(shí)現(xiàn)電流信號(hào)在人體的調(diào)制、解調(diào)和發(fā)送接收，對(duì)于前期研究結(jié)果有效性的驗(yàn)證及后續(xù)研制出適用于體域網(wǎng)的人體通信樣機(jī)具有重要意義。在FPGA的平臺(tái)上，采用直接頻率合成DDS(Direct Digital Synthesis)技術(shù)實(shí)現(xiàn)數(shù)字基帶信號(hào)的2CPFSK(2 Continuous Phase FSK，二進(jìn)制連續(xù)相位移頻鍵控)調(diào)制；輔以信號(hào)保持、調(diào)理等外圍電路，實(shí)現(xiàn)信號(hào)在人體的可靠傳輸和接收；進(jìn)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(shí)現(xiàn)碼元可靠恢復(fù)。最終開展人體實(shí)驗(yàn)，驗(yàn)證設(shè)計(jì)方案的可行性和正確性。
1 設(shè)計(jì)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(duì)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(jì)采用恒流信號(hào)輸出，以滿足人體安全電流限制規(guī)定[11]，確保人體實(shí)驗(yàn)的安全性。其次，為避免因人體信道帶寬有限帶來的信號(hào)失真，采用頻譜單一的正弦波形作為人體通信的載波信號(hào)。

　此外，前期研究表明，電流耦合型人體通信中大部分電信號(hào)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(hào)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(jì)
　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(hào)保持電路構(gòu)成，如圖2所示。調(diào)制器采用DDS技術(shù)實(shí)現(xiàn)2CPFSK調(diào)制，將數(shù)字基帶信號(hào)調(diào)制成相位連續(xù)信號(hào)，經(jīng)D/A轉(zhuǎn)換輸出模擬正弦信號(hào)。由低通濾波器濾除高次諧波和雜散干擾后，再經(jīng)信號(hào)保持電路得到適合于人體傳輸?shù)恼医蛔兒汶娏餍盘?hào)。

2.1 調(diào)制器設(shè)計(jì)
　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(cè)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(shí)鐘分頻后作為移位寄存器的時(shí)鐘。當(dāng)數(shù)字基帶信號(hào)存在“0”、“1”交替時(shí)，跳變檢測(cè)器輸出頻率控制字及DDS模塊中累加器的清零信號(hào)，保證碼元邊沿與正弦信號(hào)零相位對(duì)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(chǔ)器和D/A轉(zhuǎn)換器構(gòu)成。在工作時(shí)鐘下，相位累加器對(duì)跳變檢測(cè)器輸出的頻率控制字進(jìn)行相位累加，其輸出數(shù)據(jù)作為波形存儲(chǔ)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(hào)的階梯波。D/A轉(zhuǎn)換由ADV7123數(shù)模轉(zhuǎn)換芯片實(shí)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(duì)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?cái)嗾`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(jì)一個(gè)低通濾波器，去除信號(hào)的高頻分量和雜散信號(hào)。
2.2 發(fā)送端信號(hào)保持電路
　信號(hào)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(hào)時(shí)，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(yùn)算放大器次級(jí)產(chǎn)生與之相等的電流流過Rt‖Ct。由于Rt‖Ct>>RL，當(dāng)在Z點(diǎn)接入負(fù)載電阻RL，電流幾乎全部流入RL。信號(hào)保持電路輸出電流信號(hào)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(jì)
　電流耦合型人體通信接收器采用非相干解調(diào)法，由信號(hào)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(cè)體表電位信號(hào)，信號(hào)調(diào)理電路進(jìn)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(hào)。基于FPGA設(shè)計(jì)的2CPFSK解調(diào)模塊和位同步模塊將脈沖信號(hào)恢復(fù)成原始基帶信號(hào)。
3.1 前處理電路設(shè)計(jì)
　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(cè)信號(hào),增益約為26 dB。帶通濾波電路中心頻率設(shè)計(jì)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(duì)輸入信號(hào)進(jìn)行過零檢測(cè)，轉(zhuǎn)換為方波信號(hào)。由于遲滯比較具有一定抗干擾能力，但也使靈敏度降低，實(shí)驗(yàn)中需要折中考慮遲滯時(shí)間。整形電路采用高速施密特反相器，使信號(hào)邊沿更加陡峭，便于進(jìn)入FPGA后的頻率檢測(cè)。
　電平轉(zhuǎn)換電路使整形電路輸出信號(hào)滿足FPGA引腳的輸入電平要求。
3.2 2CPFSK解調(diào)器設(shè)計(jì)
　2CPFSK解調(diào)器包括2CPFSK信號(hào)譯碼、抽樣判決和位同步三部分，由FPGA實(shí)現(xiàn)，如圖2所示。
　譯碼器通過檢測(cè)方波信號(hào)的頻率恢復(fù)出對(duì)應(yīng)的數(shù)字基帶信號(hào)“0”或“1”。在輸入的矩形脈沖信號(hào)兩個(gè)相鄰上升沿之間對(duì)工作時(shí)鐘脈沖進(jìn)行計(jì)數(shù)。若計(jì)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(cè)精度e，則信號(hào)頻率為100 kHz，基帶信號(hào)為“1”；若計(jì)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(hào)頻率為50 kHz，基帶信號(hào)為“0”。其中，N0和N1由fclk/fout計(jì)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(shí)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(fù)反饋閉環(huán)電路，如圖5所示。

　工作時(shí)鐘經(jīng)二分頻器后作為同步電路的本地時(shí)鐘。數(shù)字微分器對(duì)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(shí)，數(shù)字鑒相器比較碼元信號(hào)和本地信號(hào)間的相位誤差，產(chǎn)生計(jì)數(shù)方向控制信號(hào)。數(shù)字濾波器根據(jù)控制信號(hào)調(diào)整計(jì)數(shù)值。當(dāng)計(jì)數(shù)值達(dá)到設(shè)置閾值時(shí)數(shù)字濾波器輸出對(duì)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(shí)鐘脈沖序列中插入一個(gè)脈沖；收到減脈沖指令則扣除一個(gè)脈沖。
    N分頻器對(duì)數(shù)控振蕩器輸出信號(hào)n分頻。信號(hào)鎖定所需最大時(shí)間為nTs（T為一個(gè)碼元寬度）。當(dāng)碼元速率不高時(shí)，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(shí)間延長(zhǎng)。為此，設(shè)計(jì)中采用N和M兩級(jí)分頻方法，對(duì)N分頻器的輸出再進(jìn)行M分頻，減小輸入到數(shù)字鑒相器中信號(hào)的初始相位差,進(jìn)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(hào)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(hào)相位差不斷減少，最終達(dá)到同步。
　抽樣判決器依據(jù)工作時(shí)鐘提取位同步信號(hào)的邊沿，以此對(duì)數(shù)字基帶信號(hào)抽樣判決，實(shí)現(xiàn)原碼元再生。
4 實(shí)驗(yàn)與結(jié)果
　人體實(shí)驗(yàn)硬件平臺(tái)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(shí)驗(yàn)對(duì)象選取一名25歲年輕男性志愿者，實(shí)驗(yàn)部位為右上臂。電極采用上海勵(lì)圖醫(yī)療器材有限公司生產(chǎn)的理療粘貼電極（型號(hào)：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(shí)驗(yàn)結(jié)果
　依據(jù)前文設(shè)計(jì)方案，實(shí)驗(yàn)中發(fā)送器以5 kb/s速率發(fā)送一串?dāng)?shù)字基帶信號(hào)的循環(huán)序列“0010111”，由2CPFSK調(diào)制器將數(shù)字信號(hào)調(diào)制成載波頻率分別為50 kHz和100 kHz的正弦信號(hào)，如圖6中通道1所示。圖中兩種頻率信號(hào)波形完整且在頻率切換時(shí)相位連續(xù)。
　信號(hào)保持電路輸出恒值電流信號(hào)。在人體與發(fā)送電極間串上100 Ω的觀察電阻（實(shí)測(cè)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(jì)指標(biāo)1 mA近似，同時(shí)滿足人體安全電流閾值要求[11]。

4.2 接收器實(shí)驗(yàn)結(jié)果
　經(jīng)過調(diào)制的電流信號(hào)經(jīng)人體傳輸，在接收端采用一對(duì)電極差分采集體表耦合電壓信號(hào)。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(hào)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(hào)進(jìn)入帶通濾波器后，輸出波形光滑，無毛刺，如通道4所示。信號(hào)放大約26 dB，與設(shè)計(jì)值相符。原始信號(hào)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(gè)頻率的信號(hào)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(hào)衰減小于100 kHz時(shí)的情況。

　　圖8中通道1為放大濾波后的信號(hào)；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(hào)；通道4為位同步信號(hào)。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(hào)一致。

    人體通信利用人體本身導(dǎo)電特性實(shí)現(xiàn)信號(hào)在人體范圍內(nèi)的傳輸，可以實(shí)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(shí)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(jì)了2CPFSK全數(shù)字調(diào)制解調(diào)器，輔以外圍信號(hào)調(diào)理電路，實(shí)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(hào)在不同頻率切換時(shí)的相位連續(xù)和波形完整。由于在接收器中設(shè)計(jì)了兩級(jí)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(hào)的鎖相精度和鎖相時(shí)間。人體實(shí)驗(yàn)表明，在準(zhǔn)靜態(tài)近似條件下，收發(fā)器可以實(shí)現(xiàn)數(shù)字基帶信號(hào)在人體內(nèi)的可靠傳輸。
    在今后的工作中，將對(duì)多種調(diào)制方式實(shí)現(xiàn)人體通信的優(yōu)劣性進(jìn)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(xiàn)
[1] 高躍明. 電流耦合型人體通信電磁模型的建立與實(shí)驗(yàn)研究[D]. 福州：福州大學(xué)電氣工程與自動(dòng)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(yàn)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(shí)驗(yàn)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(jì)與實(shí)現(xiàn) [J]. 測(cè)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(jì) [J]. 生物醫(yī)學(xué)工程研究, 2010,29(3):181-185.