为了有效运行，可穿戴设备必须做到尺寸小、成本低且功耗低。此外，测量生物阻抗还面临着与使用干电极及安全要求相关的挑战。本文针对这些问题提出了一些解决方案。

　　电极半电池电位

　　电极是一种电气传感器，可在电子电路和非金属物体(如人体皮肤)之间建立接触。这种相互作用会产生一个电压，称为半电池电位，它可降低ADC  的动态范围。半电池电位因电极材料而异，如表1所示。

　　电极极化

　　当无电流通过电极时，可观察到半电池电位。存在直流电流  时，测得的电压会升高。这种过压状况会阻止电流流动，使电极极化，并降低其性能，特别是在运动情况下。对于多数生物医学测量，非极化(湿)电极比极化(干)电极要好，但便携式设备和消费类设备通常都使用干电极，因为干电极成本低且可重复使用。

　　电极皮肤阻抗

　　图1显示了电极的等效电路。Rd和Cd表示与电极至皮肤的  接触及接触处的极化情况相关的阻抗，Rs是与电极材料类型相关的串联阻抗，而Ehc是半电池电位。

　　图1. 生物电位电极的等效电路模型

　　在设计模拟前端时，由于涉及到高阻抗，电极至皮肤阻抗非常重要。在低频条件下，该阻抗主要取决于Rs和Rd的串联组合，而在高频条件下，该阻抗会因电容的影响而降至Rd。表2  给出了Rd、Cd的典型值及1 kHz下的阻抗。

　　IEC 60601

　　IEC 60601是国际电工委员会针对医疗电气设备安全性和有 效性发布的一系列技术标准。标准规定，正常情况下通过人体的直流漏电流为10  μA，在坏的单一故障状况下为50 μA。交流漏电流取决于激励频率。如果频率(fE)小于或等于1 kHz，那么允许电流为10 μA  rms。如果频率大于1 kHz，则允许电流为

　　这些对患者电流限值都是非常重要的电路设计参数。

　　电路设计解决方案

　　阻抗测量需要电压/电流源和电流表/电压表，因此DAC和ADC都是常用的器件。精密基准电压源和电压/电流控制回路都非常重要，而且通常需要使用微控制器来处理和获取阻抗的实部和虚部。此外，可穿戴设备通常采用单极性电池供电。，在单个封装内集成尽可能多的元件也非常有利。超低功耗、集成式、混合信号片上计量仪ADuCM350内置Cortex-M3  处理器和硬件加速器，可进行单频离散傅里叶变换(DFT)，使其成为可穿戴设备强有力的解决方案。

　　为了符合IEC  60601标准，ADuCM350与AD8226仪表放大器配合使用，以便采用4线式技术进行高精度测量，如图2所示。电容CSIO1和CISO2可抑制电极和用户之间的直流电流，从而消除极化效应。ADuCM350生成的交流信号将传播到人体内。

　　电容CSIO3和CSIO4可抑制ADC产生的直流电平，从而解决半电池电位问题并始终维持动态范围。CSIO1、CSIO2、CSIO3和CISO4可隔离用户，确保在正常模式下和首次出现故障时直流电流为零，以及在首次出现故障时交流电流为零。，电阻RLIMIT设计用来保证正常工作时产生的交流电流低于限值。RACCESS表示皮肤至电极的接触点。

　　ADuCM350测量跨阻放大器(TIA)的电流和AD8226的输出 电压，以便计算未知的人体阻抗。RCM1和RCM2必须尽可能  高，以保证大部分电流都流过未知阻抗和TIA。建议值为10 MΩ。

　　图2. 使用ADuCM350 和AD8226 的四线式隔离测量电路

　　设计限制

　　当电极至皮肤阻抗在激励频率下接近10 MΩ 时，此设计存在一些限制。电极至皮肤阻抗必须明显小于RCM1和RCM2(10  MΩ)，否则VINAMP+不等于A且VINAMP–不等于B，测量精度将有所下降。当激励频率大于1 kHz时，电极至皮肤阻抗通常远小于1  MΩ，如表2所示。

　　验证

　　为了证明此设计的精度，我们使用了不同的未知阻抗来测试该系统，并将测试结果与采用Agilent 4294A  阻抗分析仪测得的结果进行了比较。在所有测试中，幅度误差均小于±1%。相位误差在500 Hz和5 kHz下都小于1°。50  kHz下的9°相位失调误差可在软件中进行校正。

　　结论

　　在设计可测量生物阻抗的电池供电型穿戴式设备时，必须考虑低功耗、高SNR、电极极化以及IEC 60601安全要求。本文介绍了一个使用ADuCM350  和AD8226实现的解决方案。