腦電采集電極研究進展

趙 倩， 譚浩然, 王西岳， 滕凱迪

(曲阜師范大學工學院，日照 276800)

《國家中長期科學和技術發展規劃綱要(2006—2020)》將“腦科學與認知”列為基礎研究8個科學前沿問題之一[1]。腦電科學以腦部神經元、突觸活動等電生理學基礎為支撐，使用電極采集腦部的電信號，通過處理和分析，得到可視化的腦電圖或包含電位信息的數字信號[2-3]。這些信號可以取代傳統的、通過鼠標鍵盤輸入的信號以實現人機交流和控制，因此如何廣泛應用腦信號具有重要的研究意義。腦電信號的采集、處理與分析，是研究腦機接口(brain computer interface， BCI)技術的關鍵，而腦電采集電極的設計與制造正是腦電采集系統中的首要問題[4]。

1 腦電采集系統

腦電圖是大腦活動時大量神經元同步發生的突觸后電位經總和后形成，并由放置在頭皮表面或植入顱內的電極采集記錄的圖譜，是使用電生理指標記錄大腦活動的方法[5]。1929年Berger首次發表腦電波圖并命名為腦電(electroencephalogram, EEG)[6]，自此EEG開始逐步用于臨床醫學的診斷，對腦部疾病的辨識、病態預報和防治具有重大意義[7]。如圖1所示，腦電信號的采集系統主要包括：采集電極；信號隔離、放大、濾波器；模數轉換器和無線輸出模塊[8]。腦電采集電極為處理設備與腦之間的傳感器，選擇或設計出適用于采集腦電信號的電極材料、保證采集腦電信號的質量是BCI技術獲得良好綜合性能的重要前提[9]。目前，國際上對腦電電極的研究集中在解決電極的可靠性和靈便性的問題。

圖1 腦電采集系統示意圖Fig.1 Schematic diagram of EEG acquisition system

2 腦電采集電極

如圖2所示，腦電采集電極按植入方式分類可以分為有創和無創兩種，有創即需要開顱手術植入電極，可分為完全植入電極和皮層表面電極兩種[8]。無創即不需要進行開顱手術，在頭皮或耳部進行采集。根據電化學原理，采集電極要求長時間采集不產生明顯的極化現象，臨床上一般采用Ag-AgCl電極或不銹鋼、金、鉑金作為無創頭皮電極，采用不銹鋼或鉑銥合金作為顱內電極[10]。硬腦膜下電極植入視頻腦電(vedio electroencephalogram, VEEG)監測是當前非常重要的致癇灶定位法，有創電極與腦組織接觸緊密，阻抗低，腦電波幅值大，可以符合精準致癇灶定位的要求[11]。但開顱手術變數大，術后并發癥多，已經確定的不良癥狀有感染、出血、腦內水腫、神經受損等[12]。顱內植入電極難對普通用戶群體推廣，真正被使用者接受的還是無創或者微創電極(多為頭皮電極)。然而腦電信號穿過顱骨和頭皮后信號已經非常微弱，這對電極設計和采集處理技術提出更高要求。無創電極又可以根據是否需要涂抹導電液或導電膠分為濕電極、干電極和半干電極[13-14]。

圖2 腦電檢測電極分類Fig.2 Classification of EEG detection electrodes

2.1 濕電極

濕電極為腦電采集的傳統電極類型，一般采用Ag-AgCl做電極材料。進行腦電信號采集時，為了克服電極與頭皮之間的阻抗，需在電極與頭皮間涂抹液態或糊狀的導電介質(導電膏或導電液)[15]。圖3所示為一些導電膏產品圖。濕電極作為腦電采集電極的“金標準”，有阻抗低、穩定、信噪比高和信號可靠的優勢，在新型電極設計中通常需要以濕電極為標準對比接觸阻抗、極化電位穩定性等性能來判斷新型電極是否符合使用需求[16]。但是由于需要涂抹導電膏，實驗準備過程復雜，濕電極存在難以改正的缺點[17]。例如:電極空間分辨率不高、被測者會有不適感、長時間采集導電膏會變干從而影響信號采集的精準度等，這些缺點使濕電極的使用很不方便，難以推廣發展。Pedrosa等[18]開發了一種新型藻酸鹽基水凝膠電極來代替傳統需涂抹的EEG 電解質膠的濕電極，如圖4和圖5所示。該水凝膠在使用后不久便可以凝結成均質的固體，采用該水凝膠電極與傳統的商業導電膠濕電極進行測試對比，結果表明，兩種電極測量結果相似，且新型水凝膠電極更方便、更利于快速清潔，被測者的使用體驗更優。Wu等[19]研究了一種新型凝膠傳感器，以豬皮為原料制備的膠質基底并增加導電材料，該電極既有柔韌性，又具有較高的傳輸速率。這些都為水凝膠電極代替傳統導電膠電極提供了思路。

圖3 導電膏產品圖Fig.3 Product diagram of conductive paste

圖4 新型水凝膠電極殘留與傳統導電膠殘留對比[18]Fig.4 The new hydrogel electrode is compared with the traditional conductive adhesive[18]

圖5 取下電極蓋后的水凝膠[18]Fig.5 The hydrogel after remove the electrode cap[18]

濕電極由于長期應用于臨床，伴隨其完善程度的增加，其創新點也隨之減少，大量學者研究方向都為如何設計新型電極取代傳統濕電極[20-21]。需要注意的是，雖然各類新型電極層出不窮，但是由于其測試的模式還沒有統一標準，很難比較其測試結果是否優于傳統電極，從而完全代替傳統電極。Ag-AgCl已經成為濕電極制作的普遍材料，其可供改進的部分為設計制作更方便涂抹和清理的新型導電膠材料。若使用新型水凝膠代替傳統導電膠，雖方便清理，但需兼顧其強度與導電性[22]。

2.2 干電極

干電極由于不需要涂抹液體導電膠，具有使用方便、使用者感覺舒適、易于便攜式腦電設備的應用等顯著優勢[23]。但干電極的剛性材料無法緊密接觸頭部，尤其是有發區域，信噪比不夠，容易對皮膚產生損傷，且阻抗過大不利于采集信號[8]。干電極根據是否與頭皮接觸可分為接觸式干電極和非接觸式干電極；接觸式干電極根據形狀不同又可以分為微針電極、指狀電極、混合電極等。祝偉仝等[24]在便攜腦電系統中應用了一種石墨烯干電極，其通過真空抽濾法將石墨烯附著到柔性織物基底上，通過黏膠增加涂層的耐摩擦形，實驗證明該新型干電極能夠實現腦電信號的高信噪比精確采集，并且滿足長時間佩戴所需的耐摩擦性，石墨烯電極的本征阻抗及其采集的腦電信號質量并沒有隨時間發生明顯變化，準確可靠，可以滿足便攜式腦電采集設備的要求。張硯召等[25]通過原位聚合的方法制作了一種石墨烯、聚丙烯酸共聚酯和織物的復合電極，如圖6所示，織物采用聚丙烯無紡布，用聚丙烯酸共聚酯復合乳液浸漬后得到復合電極片，其具有良好的柔性和導電能力，使用方便，不會對皮膚造成損傷。在進行腦電信號檢測的實驗中，腦電信號的強度與穩定性與商用的Ag-AgCl電極性能相近，這為織物電極應用于腦電檢測電極提供了思路。牛頔璠等[26]通過在織物電極中加入棉紗或黏膠性紗線，不僅增加了織物干電極的含水量，還同時優化了電極舒適性，由此可知增加吸濕棉線對織物電極設計或有積極意義。織物電極作為典型干電極，其創新空間較傳統濕電極大的多，其獨特優勢為可以集成進紡織品衣物中，符合生物電信號日常監測需求[27]。但其主要問題為摩擦易產生影響、壽命不穩定、易受環境濕度影響以及需要考慮過敏反應等[28-30]。目前對織物電極的研究多針對肌電和心電檢測，如何改進已有的織物電極以適應腦電幅值更小、波形復雜和檢測時獨特的頭部環境等特點，是研究新型腦電檢測干電極的重要方向[31]。

圖6 石墨烯-聚丙烯酸共聚酯-織物復合電極[25]Fig.6 Graphene-polyacrylic acid copolyester-fabric composite electrode[25]

2.2.1 非接觸式電極

非接觸式電極是指電極片或電極針不與皮膚發生實際接觸，故其不在皮膚表面形成實際電流，而是通過介質將頭皮的電信號利用電感耦合原理導入放大電路。為了不受介質中數兆歐的阻抗影響，要求放大器的輸入阻抗足夠大[32]。如圖7所示，劉景全等[33]發明了一種基于電容耦合原理的干電極，其電介質為4×4排列觸角樣的固化聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane, PDMS)，一端為頭皮，另一端為金屬板，利用電容的耦合原理實現極板與頭皮非接觸。此外觸角樣電介質可以克服頭發的障礙，結構巧妙，采集信號質量更高。非接觸式電極的獨特優點為無需測前準備、對被測皮膚無狀態要求以及不存在過敏問題等。其主要問題為將干電極缺點放大了，如更大的接觸阻抗、更低的抗干擾能力。非接觸式電極在腦電檢測中優勢明顯，不需要去除頭皮毛發、減少佩戴電極的抵觸情緒[34-35]。針對應用于腦電檢測非接觸式電極的創新，應主要集中在裝置集成、信號處理和整個系統結構優化等方向[36]。

2.2.2 微針電極

微針電極是指采用刺入方法穿過角質層的微針樣電極，這種方法主要可以解決頭皮角質高阻抗的問題，采集到的生物電信號更準確。然而，雖然它很大程度降低了接觸阻抗，但是對頭皮造成的損傷限制了它的應用[37]。現在微針陣列電極(microneedle array electrode, MNAE)已經成為研究熱點，主要制備工藝有光刻、酸性溶液腐蝕、3D打印等方法，柔性襯底主要有PDMS、聚對苯二甲酸乙二醇酯(polyethylene terephthalate, PET)、聚對二甲苯基(parylene)等[38]。如圖8所示，白建新[39]提出了一種基于微電子機械系統(microelectromechanical system, MEMS)制造工藝柔性微針陣列干電極，其創新點主要在PDMS軟襯與金屬層中間加了一層Parylene C薄膜，解決了PDMS層與金屬層黏附不佳的問題，在與傳統濕電極進行對比心電信號測試實驗中，波形更清晰、幅值更穩定，但該研究中未提及此電極腦電信號采集測試的相關結果。Ren等[40]用柔性PDMS柱列制成的可彎曲型微針陣列電極，用柔性柱加剛性針的思路解決了長徑微針電極容易折斷的問題，其研究肯定了微針電極在腦電檢測領域的前景。Satti等[41]用電鍍金層的316 L不銹鋼針做導電基底，用柔性PDMS做絕緣層，其研制的微針陣列電極具有很好的穩定性和耐久性，兼顧了生物相容性和導電性。腦電檢測中的微針電極的難點主要是減少創傷和克服運動偽影敏感性，研究方向應為提高生產工藝以確保信號質量、尋找新型涂層以增強導電穩定性、改善針長度和結構以適應頭部等[42-43]。

1為電介質；2為金屬基底；3為PCB板；4為屏蔽罩圖7 基于耦合原理的干電極[33]Fig.7 Dry electrode based on coupling principle[33]

L1、L2為電極邊長, L1=L2=10 mm；H為襯底厚度, H=1 mm； d為微針底部直徑,m1、m2為微針之間的間距；h為微針的高度； d、m1、m2、h的尺寸根據加工方案的不同可有多種設計圖8 基于MEMS柔性微針陣列干電極示意圖[39]Fig.8 Schematic diagram of dry electrode based on MEMS flexible microneedle array[39]

2.2.3 指狀電極

所謂指狀電極，即在一個導電單元上帶有多個指狀電極柱，在腦電信號檢測時，多個電極柱可以與頭皮角質層緊密接觸。為了減少剛性材料對頭皮的壓迫感，該類干電極往往會采用機械緩沖結構。如圖9所示，閆天翼等[44]發明了一種伸縮式腦電采集干電極單元，其螺絲、螺母和彈簧結構均采用316不銹鋼，具有更好的抗氯化物腐蝕功能，電極采用傳統氯化銀材料，外殼采用聚碳酸酯(polycarbonate, PC)材料，輕型外殼和彈簧結構可以很好地提升被測者的舒適性。葉鵬飛等[45]在腦電睡眠監測實驗中研發了一種新的干電極——碳黑聚氨酯彈性干電極，如圖10所示。其目的是為了在便攜式睡眠監測設備上增加腦電監測功能，盡可能方便臨床檢驗阻塞性睡眠呼吸暫停(obstructive sleep apnea, OSA)疾病；其采用10～20導聯法，將新型干電極與傳統AgCl濕電極進行同時對比試驗，結果顯示新型電極對腦電識別準確性較高(尤其是清醒期的信號識別)，電極安裝簡單方便，為便攜式設備的腦電監測提供了新思路。指狀干電極以多頭電極柱為特點直接與皮膚接觸，結構形狀區別于其他干電極，多與其他電極特點交叉，避免了針電極的侵入性。其難點仍為典型干電極的頭皮接觸阻抗問題，其創新一般伴隨著新型材料與加工制造技術的發展[46]。

圖9 伸縮式腦電采集干電極單元[44]Fig.9 Telescopic EEG dry-electrode unit[44]

圖10 炭黑聚氨酯干電極[45]Fig.10 Carbon black polyurethane dry electrode[45]

2.2.4 電活性電極

特殊的有機材料，如聚丙烯酰胺可以在不同電壓下產生形變，以此特性可以制作基于光電傳感原理的干電極[47]。例如，Fernandes等[48]曾設計的一種可穿戴腦電帽中，正是使用光電傳感原理制作的干電極，如圖11所示。丙烯酰胺水凝膠(polyacryl-amide, PAAM)在外界電場變化時會發生彎曲，其體積和質量特性會發生變化，通過光纖導入的光信號經過這種水凝膠時折射也會發生變化，通過探測器可以將光信號的變化轉化成電信號的變化。經估算，該方法可以檢測到2 nV/cm的電場變化，符合腦電測試的要求。由于檢測電極與頭皮發生實際接觸，其可歸類為接觸式干電極。

圖11 電活性電極工作原理示意[47]Fig.11 Working principle of electroactive electrode[47]

2.3 半干電極(準干電極)

針對濕電極與干電極的缺陷，半干電極的原理如下：在壓力施加下，電極腔內的電解質微量釋放到頭皮表面，建立相對穩定的電極——頭皮界面[16]。宋延娟[49]研發了一種新型半柔性干電極——Ch/Au-TiO2干電極，以具有柔韌性的鈦片作為干電極基底，通過電沉積等技術制備出包含二氧化鈦和金的納米薄膜，薄膜外層選用對聚合物有吸附力的殼聚糖作為接觸媒介，具有創新性，多范式實驗結果分析下效果與傳統濕電極接近，特定范式下EEG信號特征明顯。如圖12所示，李廣利等[16]研發了一種多孔陶瓷新型半干電極，滲透材料采用多孔陶瓷，電解質液體為氯化鈉溶液，與傳統濕電極對比進行穩態視覺誘發電位(steady-state visual evoked potentials, SSVEP)范式結果高度相似，新型陶瓷半干電極具有優異的非極化性能接觸面阻抗相對低且穩定，在腦機接口和可穿戴設備方面具有巨大應用前景。陳曉蘇[50]發明了一種基于半干電極的腦電采集帽，如圖13所示。其導電觸點與儲液裝置內部連通，電極可選擇金屬或者導電織物等，創新點為尾部儲液裝置。

圖12 新型多孔陶瓷半干電極[16]Fig.12 New porous ceramic semi-dry electrode[16]

該產品可以適應各種頭型尺寸，符合人體工學設計，結合了半干電極與腦電帽設計的優點。Gao等[51]提出了一種新軟刷狀半干電極，使用碳涂層尼龍導電刷，具有低阻抗和電極柔軟的優良性能。如圖14所示，刷毛形結構可以克服頭發障礙，能夠直接連接到頭皮，因此該電極創新性的使用飲用水代替鹽水工作。經過α節律測量、P300視覺激發電位測量等實驗，新軟刷狀半干電極比傳統的鹽水半干電極性能更優。半干電極綜合了傳統電極與干電極的特點，既兼顧了降低阻抗所需要的電解質層，又避免了干電極對皮膚的創傷。但是由于電解質的釋放需要均勻的壓力，其創新難點主要在尋找能持續可控釋放電解質的電解質滲透材料，設計可以獲得穩定電解質濃度的電極結構[52-54]。

1為環形頭箍；2為半環形頭箍；3為儲液裝置；4為抓手； 5為導電觸點；6為滑塊；7為定位旋鈕；8為連接部； 9為懸臂；10為第二滑塊；11為第二定位旋鈕圖13 半干電極腦電帽及半干電極結構示意圖[50]Fig.13 Schematic diagram of semi-dry electrode EEG cap and semi-dry electrode structure[50]

圖14 新型刷狀半干電極[51]Fig.14 Novel bristle-shaped semi-dry electrode[51]

3 總結與展望

在醫學領域，腦電圖在檢測癲癇、評估腦病變程度和檢測腦部缺血等方面不可或缺，是神經重癥監護室應用最廣泛的影像學工具[55]。在游戲領域，腦機接口可以向用戶提供區別于傳統運動控制的輸入信號，如已經完成的Brainball、MindGame等游戲，用戶可以通過大腦想象完成游戲操作[56]。在教育研究領域，基于EEG的技術已經可以精準識別學生的情感和情緒，如Computer Aided Edeucationg System可以幫助老師對特殊學生進行更好的管理[57]。研究腦電信號極具價值，設計穩定獲取符合需求信號的腦電極是一切研究工作的基礎。

腦電電極面臨的主要難點有頭皮毛發對檢測的干擾、長時間測試對電極穩定性的要求、侵入電極的安全性要求、非侵入電極低接觸阻抗高導電性的要求、運動與動作下電極材料是否會損傷頭部、惡劣溫度濕度對檢測的干擾、新型材料是否會造成敏感人群的過敏反應以及是否方便應用于便攜檢測設備等[58]。隨著微電子技術、微納制造技術、無線電通信技術和信號處理技術的飛速發展，新型電極的研發水平也得到顯著提升[59]。當前研究熱點集中在新型織物干電極、微針陣列干電極、彈性指狀干電極及半干電極的設計，研究思路普遍為方便易攜(高度集成)、操作簡單、接觸良好(低輸入阻抗)、增強使用者體驗(無創、好清理)、穩定可靠等。實現形式主要有優化電極的幾何形狀、改變電極的尺寸、優化電極的結構、尋找新的柔性材料或導電材料、優化電解質液體的穩定釋放以及改進多材料復合電極的加工工藝(如3D打印技術)等[60]。

此外，腦電檢測電極的設計離不開在采集系統的整體設計[61-62]，采集系統朝模塊化、集成化、緊湊化發展(如后端處理電路小型化設計、采集電路與電極一體化等)，更高性能的放大器得到應用，更加科學的電極導聯方式被推廣[63]。而未來針對生物電傳感器的突破，與新型材料的研發和材料加工技術的升級密不可分[64-65]。