阻抗測量需要電壓/電流源和電流表/電壓表，因此DAC和ADC都是常用的器件。 精密基準電壓源和電壓/電流控制回路都非常重要，而且通常需要使用微控制器來處理和獲取阻抗的實部和虛部。 此外，可穿戴設備通常采用單極性電池供電。 最后，在單個封裝內(nèi)集成盡可能多的元件也非常有利。 超低功耗、集成式、混合信號片上計量儀ADuCM350內(nèi)置Cortex-M3處理器和硬件加速器，可進行單頻離散傅里葉變換(DFT)，使其成為可穿戴設備強有力的解決方案。

　　為了符合IEC 60601標準，ADuCM350與AD8226儀表放大器配合使用，以便采用4線式技術(shù)進行高精度測量，如圖2所示。電容CSIO1和CISO2可抑制電極和用戶之間的直流電流，從而消除極化效應。 ADuCM350生成的交流信號將傳播到人體內(nèi)。

　　電容C_ISO3和C_ISO4可抑制ADC產(chǎn)生的直流電平，從而解決半電池電位問題并始終維持最大動態(tài)范圍。 C_ISO1、C_ISO2、C_ISO3和C_ISO4可隔離用戶，確保在正常模式下和首次出現(xiàn)故障時直流電流為零，以及在首次出現(xiàn)故障時交流電流為零。 最后，電阻R_LIMIT設計用來保證正常工作時產(chǎn)生的交流電流低于限值。 R_ACCESS表示皮膚至電極的接觸點。

　　ADuCM350測量跨阻放大器(TIA)的電流和AD8226的輸出電壓，以便計算未知的人體阻抗。 R_CM1和R_CM2必須盡可能高，以保證大部分電流都流過未知阻抗和TIA。 建議值為10 MΩ。

　　2.1 設計限制

　　當電極至皮膚阻抗在激勵頻率下接近10 MΩ時，此設計存在一些限制。 電極至皮膚阻抗必須明顯小于R_CM1和R_CM2 (10 MΩ)，否則V_INAMP+不等于A且V_INAMP–不等于B，測量精度將有所下降。 當激勵頻率大于1 kHz時，電極至皮膚阻抗通常遠小于1 MΩ，如表2所示。

　　2.2 驗證

　　為了證明此設計的精度，我們使用了不同的未知阻抗來測試該系統(tǒng)，并將測試結(jié)果與采用Agilent 4294A阻抗分析儀測得的結(jié)果進行了比較。 在所有測試中，幅度誤差均小于±1%。 絕對相位誤差在500 Hz和5 kHz下都小于1°。 50 kHz下的9°相位失調(diào)誤差可在軟件中進行校正。

　　3 結(jié)論

　　在設計可測量生物阻抗的電池供電型穿戴式設備時，必須考慮低功耗、高SNR、電極極化以及IEC 60601安全要求。 本文介紹了一個使用ADuCM350和AD8226實現(xiàn)的解決方案。

　　參考文獻：
　　[1]Michael R Neuman，“生物電位電極”，《生物醫(yī)學工程手冊》，第四版。 CRC出版社，2015年
　　[2]Mike Yu Chi、Tzyy-Ping Jung和Gert Cauwenberghs。 “干觸點和無觸點生物電位電極： 方法論回顧。” 《IEEE生物醫(yī)學工程評論》，第3卷，2010年。http://en.wikipedia.org/wiki/IEC_60601