劉志遠(yuǎn)，邢 珺，簡(jiǎn)榮坤，王 旭

(中國(guó)電子科技集團(tuán)公司 第四十九研究所，黑龍江 哈爾濱150001)

0 引 言

人體通信技術(shù)是利用人的身體作為通信信號(hào)傳輸媒介的一種新型通信方式，通信電極貼在人的身體上，通過(guò)手臂或身體其他部位去接觸配備了同樣通信電極的機(jī)器或人，實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的快速交換［1］。人體通信技術(shù)是形成可穿戴設(shè)備網(wǎng)絡(luò)或系統(tǒng)的關(guān)鍵技術(shù)之一，人體通信技術(shù)可以實(shí)現(xiàn)在不同種類(lèi)的可穿戴設(shè)備之間或者不同佩戴可穿戴設(shè)備的人之間進(jìn)行信息的交互和傳遞［2］。研究以人體作為信號(hào)傳輸信道的可穿戴設(shè)備通信系統(tǒng)不僅在醫(yī)療軍事方面有很好的應(yīng)用前景［3］，在生活服務(wù)和個(gè)人消費(fèi)娛樂(lè)方面也具有相當(dāng)大的市場(chǎng)潛力［4］。

現(xiàn)有可穿戴設(shè)備的人體通信分析方法都是將人體的各層組織看成是電磁特性相同的整體，而實(shí)際中人體的每一層細(xì)胞組織的電磁特性都不相同，現(xiàn)有的分析方法未能準(zhǔn)確反映人體不同組織層的電磁特性變化對(duì)信號(hào)傳輸?shù)挠绊憽?/p>

本文提出了一種用于可穿戴設(shè)備的人體通信技術(shù)的等效電路模型分析方法，將人體的組織層特性細(xì)化分析從而得出整個(gè)人體通信的信道增益。利用有限元仿真軟件Ansys HFSS建立了人體通信模型，深入分析了人體通信的信道特性。

1 人體通信等效電路

如圖1 中所示，在可穿戴設(shè)備的人體通信系統(tǒng)中，發(fā)射端通過(guò)兩個(gè)正方形電極(源電極和地電極，)在人體組織內(nèi)部產(chǎn)生感應(yīng)電流，接收端兩個(gè)電極(源電極和地電極，與發(fā)射端尺寸相同)利用人體組織的電阻特性檢測(cè)電極之間的電勢(shì)差。其中，D 為收發(fā)端的間距，DS為發(fā)射端電極和接收端電極的電極內(nèi)間距?？纱┐髟O(shè)備一般應(yīng)用于人體前臂，故采用人體前臂作為人體通信的信道。人體前臂可看作是一段由五層組織層構(gòu)成的電介質(zhì)塊模型。如圖2所示，五層組織層分別為表皮層、脂肪層、肌肉層、密質(zhì)骨層和疏質(zhì)骨層。

圖1 人體通信示意圖Fig 1 Diagram of human-body communication

圖2 人體前臂的組織層結(jié)構(gòu)Fig 2 Tissue layer structure on human forearm

1.1 人體組織阻抗

人體組織是由移動(dòng)的電荷和移動(dòng)受限的偶極子組成，所以，人體組織可看作為一種非理想的電介質(zhì)［5］。當(dāng)人體組織中的導(dǎo)電細(xì)胞被外界電信號(hào)激勵(lì)時(shí)，每一個(gè)導(dǎo)電細(xì)胞和它附近的細(xì)胞全都被激活，并且可以根據(jù)導(dǎo)電細(xì)胞的結(jié)構(gòu)和信號(hào)的工作頻率形成不同的信號(hào)傳輸通路。小于1 kHz的低頻信號(hào)無(wú)法穿透高阻抗的細(xì)胞膜，信號(hào)只能在細(xì)胞外的液體中繞行傳輸;而大于10 kHz 的高頻信號(hào)可以通過(guò)高阻抗的細(xì)胞膜，信號(hào)可以在細(xì)胞內(nèi)的液體中傳輸。因此，人體組織中細(xì)胞膜的形成一種電容效應(yīng)，這種效應(yīng)只允許高頻信號(hào)分量在人體中傳輸。人體內(nèi)存在許多不同頻率的電信號(hào)，例如:神經(jīng)脈沖、腦電波、心電波等信號(hào)的頻率都在50 kHz 以下。為了保持人體通信的安全性和可靠性，人體通信的信號(hào)工作頻率應(yīng)該在50 kHz 以上。而當(dāng)信號(hào)的工作頻率在100 MHz 以上時(shí)，信號(hào)向周邊空間輻射的能力顯著增強(qiáng)，不利于信號(hào)在人體內(nèi)部傳輸。所以，適合人體通信的信號(hào)工作頻率在100 kHz～100 MHz 之間。由于人體尺寸遠(yuǎn)小于頻率為100 MHz 以下的信號(hào)波長(zhǎng)，在分析信號(hào)在人體中傳輸時(shí)可以采用集總元件模型等效人體組織。

利用人體組織與頻率相關(guān)的電特性，如圖3 所示，一個(gè)簡(jiǎn)單的人體細(xì)胞模型可以由代表細(xì)胞對(duì)信號(hào)的散射損耗電阻Rext，Rint和代表細(xì)胞保持電荷能力的電容Cm組成［6］。人體組織的電特性［7，8］(介電常數(shù)ε 和電導(dǎo)率σ)為

式中 ε0，εr分別真空介電常數(shù)與相對(duì)介電常數(shù)，ε'為介質(zhì)常數(shù)，ε″為相位損耗因子，在復(fù)介電常數(shù)中表示為

其中，ε∞和εs為頻率在極大值和極小值時(shí)相對(duì)應(yīng)的介電常數(shù)，ω 為角頻率，τ 為介質(zhì)弛豫時(shí)間。

由式(2)和式(3)可得出人體組織的導(dǎo)納為

其中，Gext為人體組織的電導(dǎo)，M1為人體組織橫截面積A 與信道長(zhǎng)度L 之比，M2為人體組織橫截面積A 與信道的厚度T 之比，F(xiàn)W為人體組織的含水量系數(shù)，k 為細(xì)胞內(nèi)外阻抗比。

圖3 單元組織細(xì)胞等效電路Fig 3 Equivalent circuit of single tissue cell

1.2 單元人體組織等效電路模型

應(yīng)用Cole—Cole 模型［7］的四阻抗分析方法對(duì)得到的人體組織阻抗進(jìn)行分析，從而建立人體前臂的的等效電路模型。如圖4 所示，人體前臂可以等效成由ZD，ZL，ZC，ZT組成的電路。ZD，ZL，ZC，ZT這四個(gè)阻抗值可通過(guò)信號(hào)激勵(lì)后單元人體組織中產(chǎn)生的四條電流通路P1，P2，P3，P4得到。

圖4 人體組織等效電路模型Fig 4 Equivalent circuit model of human tissue

電流通路P1是由發(fā)射端的源電極流向發(fā)射端的地電極的電流形成，此通路在等效電路模型中用阻抗ZD表示。此時(shí)，式(4)中的M1=(EL×T)/DS，EL為正方形電極的邊長(zhǎng)，T 為組織層厚度，M2=T，所以

電流通路P2是由發(fā)射端的源電極流向接收端的源電極的電流形成，此通路在等效電路模型的用阻抗ZL表示。此時(shí)，式(4)中的M1=(EL×T)/D，M2=T，所以

電流通路P3是由發(fā)射端的源電極流向接收端的地電極的電流形成，此通路在等效電路模型的用阻抗ZC表示。此時(shí)，式(4)中的，所以

電流通路P4是由在發(fā)射端的源電極流向脂肪與脂肪以下各層的電流形成，此通路在等效電路模型的用縱向阻抗ZT表示。此時(shí)，式(4)中的M1=T/Ae，Ae為電極表面積，M2=DS，所以

1.3 人體前臂通信信道增益

將發(fā)射端的源電極作為參考節(jié)點(diǎn)A(節(jié)點(diǎn)B 為發(fā)射端的地電極)，而接收端的源電極為起始節(jié)點(diǎn)C(節(jié)點(diǎn)D 為接收端的地電極)。由基爾霍夫電流定律可知，節(jié)點(diǎn)A 的的電壓為

式中 VA，VB，VC，VD，VE，VF，VG，VH為各節(jié)點(diǎn)的電壓，I 為輸入電流，根據(jù)下列公式即可得到節(jié)點(diǎn)C 和D 的電壓為

而人體前臂的信道增益可通過(guò)各個(gè)節(jié)點(diǎn)的電壓值得到

2 人體前臂模型仿真與分析

2.1 仿真模型的建立

如圖5 所示，利用Ansys HFSS 全波電磁場(chǎng)仿真軟件建立人體前臂的仿真模型，通過(guò)HFSS 的有限元分析方法可以得到人體前臂模型的信道增益，模型的詳細(xì)參數(shù)見(jiàn)表1。

圖5 人體前臂仿真模型Fig 5 Simulation model for human forearm

表1 人體前臂模型參數(shù)Tab 1 Forearm model parameters

模型中收發(fā)端電極采用一對(duì)10 mm×10 mm×1 mm 的銅片模擬，每對(duì)電極間通過(guò)定義復(fù)阻抗的集總端口連接。在發(fā)射端電極之間輸入1 mA 電流，并在人體前臂模型周?chē)?00 mm 建立一個(gè)開(kāi)路電場(chǎng)的邊界條件，模擬實(shí)際工作環(huán)境。

接收電極之間的電場(chǎng)強(qiáng)度可以計(jì)算輸出電壓，則人體前臂組織的增益為

其中，ET為發(fā)射端的電場(chǎng)強(qiáng)度，ER為接收端的電場(chǎng)強(qiáng)度。

2.2 等效電路模型與仿真模型對(duì)比

當(dāng)收發(fā)端距離D=100 mm 時(shí)，收發(fā)端電極間內(nèi)間距DS=50 mm，F(xiàn)W=0.7 時(shí)，圖6 給出了等效電路模型分析方法與仿真模型的信道增益隨頻率變化的關(guān)系。在工作頻率為100 kHz 時(shí)，由等效電路模型計(jì)算出的信道增益為－52 dB，而在100 MHz 時(shí)信道增益衰減約8 dB。通過(guò)仿真模型分析出的結(jié)果與等效電路模型分析方法計(jì)算的結(jié)果小于1 dB，驗(yàn)證了等效電路模型分析方法的有效性和準(zhǔn)確性。并且從圖6 中可以看出，隨著信號(hào)頻率的增加，人體通信的信道增益衰減越大，證明信號(hào)頻率越大在周?chē)臻g的輻射損耗也越大。

圖6 等效電路模型與仿真模型對(duì)比Fig 6 Comparison between equivalent circuit model and simulation model

3 結(jié) 論

本文提出一種基于可穿戴設(shè)備的人體通信等效電路分析方法，等效電路分析方法充分考慮了人體各組織層的電磁特性，得到人體通信的信道增益，并與仿真軟件HFSS 建立人體通信模型得到的結(jié)果高度契合。仿真結(jié)果顯示:等效電路模型與仿真結(jié)果計(jì)算的人體通信信道增益差異小于1 dB。人體通信等效電路模型分析方法的提出為可穿戴設(shè)備的優(yōu)化設(shè)計(jì)和未來(lái)發(fā)展提供了應(yīng)用基礎(chǔ)。

［1］ Zimmerman T G.Personal area networks:Near－field intrabody communication［J］.IBM System，1996，35:609－617.

［2］ Shasha L，F(xiàn)engye H，Guofeng L.Advances and challenges in body area network［J］.Communications in Computer and Information Science，2011，226:58－65.

［3］ Hachisuka K，Nakata A，Takeda T.Development of wearable intra－body communication devices［J］.Sensors and Actuators A:Physical，2003，105:109 －115.

［4］ Tronstad C，Johnsen G K，Johnsen C，et al.A study on electrode gels for skin conductance measurements［J］.Physiol Measurement，2010，31(10):1395－1410.

［5］ 阮方鳴，Tomasz Dlugosz，高攸綱.計(jì)算人體生物電阻抗的柱體模型算法［J］.電子學(xué)報(bào)，2010，38(2):469－472.

［6］ Swaminathan M，Cabrera F S，Pujol J S，et al.Multi－path model and sensitivity analysis for galvanic coupled intra－body communication through layered tissue［J］.IEEE Transactions on Biomed Circuits and Systems，2015，99:1.

［7］ Wegmueller M S，Oberle M，F(xiàn)elber N，et al.Signal transmission by galvanic coupling through the human body［J］.IEEE Transactions on Instrument，2010，59(4):963－969.

［8］ Cho N，Yoo J，Song S J，et al.The human body characteristics as a signal transmission medium for intrabody communication［J］.IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques，2007，55:1080－1086.