無創(chuàng)檢測大腦活動狀態(tài)的手段主要有：功能性核磁共振成像(Functional Magnetic Resonance Imaging，fMRI)、功能近紅外光譜成像（Functional near-infrared spectroscopy，fNIRS）、正電子發(fā)射斷層掃描（Positron Emission Tomography，PET）、腦電圖(Electroencephalography，EEG)、腦磁圖法(Magnetoencephalography，MEG)等幾種手段[1-5]。

圖1 (a) MEG系統(tǒng); (b)fMRI系統(tǒng)[3-4]

如圖1（a）所示的MEG系統(tǒng)，MEG是將受試者的頭部置于敏感的超冷電磁測定器中，通過特殊的儀器可測出顱腦的極微弱的腦磁波，再用記錄裝置把這種腦磁波記錄下來形成圖形[1]。由于腦磁場的信號很弱，必須在超導量子干擾技術的輔助下才可以記錄到MEG。所以盡管MEG時間和空間分辨率很高，但是設備的造價也同樣很高，且只對某些流向的興奮源敏感，使用上有一定的局限性。如圖1（b）所示，fMRI的原理是利用磁振造影來測量神經(jīng)元活動所引發(fā)之血液動力的改變。當神經(jīng)活動發(fā)生時，相應的血液流量會發(fā)生變化。高分辨率的fMRI 可以得到這種血流量數(shù)據(jù)，研究人員借此識別執(zhí)行某項任務時被激活的腦結構。fMRI現(xiàn)在研究所使用的空間分辨率已經(jīng)超過了1mm，時間分辨率不如MEG[2]。但是fMRI技術也有一定的缺陷，血氧含量變化和血管密度以及粗細都會對檢測結果產生影響，fMRI信號對移動非常敏感，不同的信號預處理機制對于結果分析都有影響。

如圖2所示，功能性近紅外光譜技術是近年來新興的一種非侵入式腦功能成像技術。fNIRS進行腦功能成像的原理與fMRI相似，即大腦神經(jīng)活動會導致局部的血液動力學變化。其主要利用腦組織中的氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白對600-900nm不同波長的近紅外光吸收率的差異特性，來實時、直接檢測大腦皮層的血液動力學活動[3]。通過觀測這種血液動力學變化，即通過神經(jīng)血管耦合規(guī)律可以反推大腦的神經(jīng)活動情況（Pellicer, & del Carmen Bravo，2011）。這種技術相比于MEG及fMRI造價較低、便攜性好、無噪音等優(yōu)點，但其時空分辨率還和fMRI有一定差距[3]。

圖2 fNIRS-近紅外腦功能成像系統(tǒng)

PET技術是基于由放射性核素發(fā)射的正電子與負電子碰撞而產生的一對高能光子的測量和定位，由于這一對光子的運動方向相反，可用至于頭兩側的探測器探測[1]。如圖3所示，由于PET實驗時需要給被試注入含有特定放射性元素標記的化合物，因此，這項技術很難被推廣。PET技術可用于測查腦的深層部位，但是其成像時間較長，時間分辨率差，且對人體進行注入放射元素，有一定的傷害，因此不推薦被使用于研究人腦信號的活動。另一方面PET的造價也相對很高，推廣困難。

圖3 PET系統(tǒng)

EEG作為一種非侵入式的神經(jīng)信號記錄方法，與上述介紹的其他腦活動探測技術相比，具有時間分辨率高，裝置相對簡單，方便做成穿戴式設備用于BCI（Brain Computer Interface）或其他神經(jīng)科學研究。且伴隨著無線技術、放大技術及集成電路不斷的進步，腦電信號的采集和應用在可穿戴、腦信號溯源、疾病診斷、人機交互、生理監(jiān)護、醫(yī)療健康等領域具有巨大的應用潛力[6-9]。EEG是大腦頭皮表面的電勢分布，腦電電極是用來傳感或記錄這些電勢分布及變化的傳感器。如下圖4所示的國內外著名的穿戴式EEG交互系統(tǒng)。

圖4國內外著名的穿戴式腦電記錄系統(tǒng)[10-11]：(a)Cognionics公司的Quick-20；(b)Emotiv公司的EPOC；(c)G-tec公司的g.Nautilus；(d)Mindo公司的Trilobite；(e)Neuroelectrics公司的ENOBIO-8；(f)NeuroSky公司的MindWave；(g) B-Alert X24；(h)TMSI公司的cEEGrids

2.1腦電濕電極

EEG采集電極一直以來被廣泛認可的濕電極占據(jù)，如圖5所示，濕電極一般由燒結的銀/氯化銀（Ag/AgCl）作為電極體材料和界面材料，在使用時需要注射導電膏，導電膏中的氯、鉀、鈉等離子擴散進入人體皮膚的角質層，降低了電極與皮膚之間的接觸阻抗，一般EEG采集中濕電極的接觸阻抗低于10KΩ，使電極可以采集到高質量的腦電、肌電等生物電信號，因此廣泛應用于科研、認知和臨床等研究領域。盡管目前臨床應用中依舊以濕電極為主，但是濕電極也存在一些缺陷。首先，配合濕電極使用的導電膏會隨著時間慢慢變干，從而出現(xiàn)信號質量下降的問題，因此在長時間采集的應用場合下需要反復加注導電膏，這非常耗時繁瑣；其次，導電膏會給使用者帶來不適，對于一些易過敏人群甚至會引起皮膚潰爛等副作用。實驗后受試人員必須清理頭部，否則粘稠的導電凝膠會造成不適。這些問題使得濕電極無法滿足現(xiàn)今穿戴式設備輕便化、舒適化的現(xiàn)實要求，但從采集信號的高信噪比來看，濕電極仍是其他類型電極的“黃金標準”。

圖5商用濕電極

2.2 腦電干電極

為了解決濕電極使用導電膏帶來的佩戴繁瑣、難以長期檢測使用的問題，國內外許多研究團隊發(fā)明了一種干性傳感技術，即干電極。干電極技術不需要導電膏、與皮膚干性接觸、即戴即用，近年來受到關注與重視。這種電極具有使用簡易的特點，十分契合穿戴式設備的現(xiàn)實要求，同時免除受試實驗后洗發(fā)的麻煩。按照電極的結構來看，干電極可以分為侵入式和非侵入式兩大類。其中侵入式電極主要包含微針電極和碳納米管干電極等,如圖6所示。

圖6微針干電極及碳納米管干電極[14-17]

非侵入式電極也可以進一步分為非接觸式與接觸式兩類。電容式電極就是一種典型的非接觸式干電極，它借助超高輸入阻抗放大器，即使隔著衣服、頭發(fā)等絕緣層，也可以通過位移電流采集到肌電、心電和腦電等信號，如圖7所示。

圖7電容式干電極[21]

接觸式干電極是干電極主要的研究方向。接觸式干電極依據(jù)使用在人體的不同部位的特征，可以分為有發(fā)區(qū)域（頭部）和無發(fā)區(qū)域（皮膚）。無發(fā)區(qū)域的干電極主要采集腦電多是放置在前額區(qū)域。與表皮信號采集相比，頭皮腦電信號的采集面臨更多困難，采集時需要解決頭發(fā)造成的阻礙。頭皮腦電研究主要通過電極的材料、外形結構的設計，使得其能夠穿過頭發(fā)穩(wěn)定采集信號。

2.2.1表皮干電極

表皮干電極由于缺少濕電極中的導電膏潤濕皮膚，其與皮膚的接觸阻抗較高，影響了信號質量。因此研究人員主要從表皮電極的接觸面積和界面材料兩個方面著手來降低接觸阻抗，從電極材料的輕薄化、柔性化方面著手來提高佩戴的舒適性。

電極的表面形貌結構是影響電極與皮膚接觸面積的主要因素之一。在文獻[22-23]中, 如圖8所示，這兩種電極分別采用柱面突出結構和球面凸出式結構，使電極壓緊皮膚，產生更大的接觸面積，以提高采集質量，但是這種宏結構的設計使得電極的尺寸變大，舒適性和便捷性都受到了影響，為了固定好這種電極，一般是采用繃帶或膠帶進行纏繞，這使得使用者會有繃緊的壓迫感。隨著微加工技術的不斷發(fā)展，電極的表面形貌可以在微觀尺度上設計得更復雜，增大接觸面積，從而減小接觸阻抗，降低電極尺寸和重量，提高舒適度。從表面形貌來劃分，這些微結構可以分為微凸點、微柱式、微拱形和微纖毛等[24-27]，如圖9所示，微結構的掃描電鏡圖片。這些微觀的結構能夠和皮膚紋理很好的貼合或是吸附，形成緊密的連接，增大接觸面積的同時，使得接觸阻抗有所改善。

圖8宏結構改善的表皮干電極[19]：(a)中央凸出式；（b）滾珠式

圖9微結構改善的表皮干電極[24-27]：（a）微凸點；（b）微柱式；（c）微拱形；（d）微纖毛

電極的柔性化是增加接觸面積、提高舒適性的另一主要手段。柔性化的關鍵是材料的選取，傳統(tǒng)的無機導電材料如Au、Ni和Ti具有良好的電學性能，但是它們本身沒有延展性，需要制備成厚度只有幾百納米的薄膜，附著在彈性或柔性基底如聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚酰亞胺(polyimide，PI)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)，并形成特殊微結構如蛇形蜿蜒狀、網(wǎng)格狀等實現(xiàn)柔性，如圖10所示。不同于傳統(tǒng)無機導電材料，以聚乙烯二氧噻吩(PEDOT)為代表的新型導電聚合物具有一定的柔性，且通過較簡單的工藝步驟就可以制備成薄膜，這種類型的電極厚度更薄、柔性更好，能夠與皮膚貼合的更加緊密。在文獻[29]中，采用噴涂打印的方式，將PEDOT油墨直接噴涂到水溶轉印紙上，固化成型后轉移到皮膚上即可采集肌電信號，制備流程和表面形貌如圖11所示。在文獻[30]中，采用一種簡化的工藝步驟，制備了一種以紙為基底的超薄聚合物電極（paper electrode），這種電極工藝簡單，成本低，環(huán)保耐用，隨著使用時間增加汗液對其有浸潤的效果，會使得電極與皮膚的接觸阻抗降低，提高了電極的性能。圖12所示，紙電極也是采用PEDOT油墨作為導電界面材料。

圖10傳統(tǒng)無機導電材料結合彈性基底和微結構實現(xiàn)柔性[28]

圖11新型聚合物導電材料制備的表皮電極[29]

圖12新型自潤濕效果紙電極[30]

隨著納米制備技術及納米修飾技術的發(fā)展，納米銀線、碳納米管等新興材料開始用來發(fā)展制備電生理采集電極[31-36]。由于納米銀線良好的導電性和微觀結構，很多電極引入納米銀線作為改善界面的材料，如圖13（a）（b）所示，納米銀線的SEM圖及相應電極的微觀結構SEM圖[34]。碳納米管具備良好的機械特性和粘附性，許多柔性電極采用了單壁或多壁碳納米管作為柔性電極[27]。如圖13（c）所示的柔性皮膚電極，借助多壁碳納米管和柔性的PDMS基底，使用微機加工工藝，將PDMS為基底的材料上修飾生長上多壁碳納米管（MWCNT），形成能夠和皮膚緊密貼合的表皮電極[27]。

圖13基于納米材料的表皮電極[27, 34]

新型材料和微加工技術的迅猛發(fā)展推動了皮膚電極、紋身電極的產生，它們具有輕薄靈活、舒適性好、可拉伸和跟隨性強的優(yōu)點，如圖14所示，可以極大的降低皮膚形變和人體運動帶來的干擾，能夠貼附在皮膚表面進行信號采集。

圖14紋身電極[37]

2.2.2頭皮腦電干電極

與濕電極相似，腦電干電極的界面材料一般選用電化學性能優(yōu)異的Au或Ag/AgCl。但不同于濕電極通過導電膏滲過頭發(fā)，使頭皮與電極形成電學連接，干電極需要電極的記錄點能夠穿過頭發(fā)直接與頭皮穩(wěn)定接觸形成電學連接。因此，腦電干電極的設計要求既可以穩(wěn)定接觸頭皮采集高質量的信號，又需要佩戴舒適沒有痛感。按照外形結構來看，目前的腦電干電極大致分為立柱式、梳狀針式、彈簧針式和柔性聚合物式等。干電極主要通過多引腳來增大接觸面積，所以一般都是陣列式組合成各種特殊形狀。

如圖15（a）所示，奧地利的G-tec公司推出的柱狀干電極[38]，同樣圖15（b-d）分別展示了基于導電聚合物、銀\氯化銀、導電橡膠的柱狀干電極。這些干電極相比于純金屬的電極有一定的彈性，改善了舒適度。

圖15（a）立柱式干電極[38]；（b-d）立柱式導電聚合物干電極[39].

由于柱狀干電極的接觸面積較小，存在接觸阻抗高的問題，因此一些研究團隊減小柱子直徑變成更細的針頭并增多針頭的數(shù)目，即設計為梳狀針式的結構。如圖16（a）（b）所示，美國QUASAR的Matthews和中國臺灣國立交通大學的Huang[40,41]都是采用這種結構。如圖16（c）所示，Jeong Su Lee等人按照傳統(tǒng)梳子的理念，設計了順著頭發(fā)安放的梳狀干電極，這種干電極兼顧了舒適度和電特性。

圖16 梳狀針式干電極[40-41]：（a）美國的QUASAR；（b）臺灣國立交通大學梳狀電極（c）Jeong Su Lee等設計的梳狀電極.

為了提高舒適度，臺灣國立交通大學的Liao等人將每一根針頭的后端加入彈簧結構[42]，如圖17所示。借助于彈簧的伸縮性，電極上的每一個針頭都可以隨著頭皮曲面達到不同壓縮度，實現(xiàn)緊密接觸和舒適度之間的平衡。

圖17彈簧針式腦電干電極[42]

上述幾種結構的腦電干電極都是基于硬質材料制成，硬質材料與頭皮之間的“剛性接觸”對施加的壓力高度敏感，在運動過程中很難保證穩(wěn)定接觸，從而產生噪聲。此外“剛性接觸”帶來的不適感也很難消除。因此，很多研究人員開始轉用柔性聚合物材料做基材，將“剛性接觸”轉為“柔性接觸”，提高穿戴的舒適性和減少運動帶來的偽跡。如圖18所示，基于柔性聚合物骨架的爪式干電極。這種干電極每個引腳能夠依據(jù)自身的彈性進行屈伸，避免垂直和皮膚硬碰硬的接觸，且前端的接觸點采用了半球形的設計，增大接觸面積的同時，保證舒適的穩(wěn)定的接觸[43-44]。

圖18 爪式干電極[43-44]

德國的Grozea等人設計了柔軟刷毛電極，如圖19（a）所示，將傳統(tǒng)的針替換為柔軟的刷毛，在其表面鍍銀實現(xiàn)電學特性。臺灣國立交通大學的Lin等人設計的新型聚合物泡沫電極，如圖19（b）所示，由導電聚合物海綿外面包裹導電織物構成，在提供佩戴舒適度和抗干擾能力的同時，進一步降低了電極與皮膚之間接觸阻抗，提高采集信號的信噪比。德國的Fiedler等人的柔性聚合物電極如圖19（c），由24個彈性橡膠做成小柱，其外層鍍覆Ag/AgCl，通過選取合適硬度的橡膠，使電極與頭皮達到了穩(wěn)定的柔性接觸，可以提供很好的舒適性。

圖19柔性聚合物式干電極[45-47]：（a）刷毛式；（b）導電海綿；（c）橡膠柱式.

干電極雖然即戴即用，十分方便，但是除了微針干電極，其它種類干電極接觸阻抗一般很難低于60KΩ[48]，與濕電極相比信噪比存在很大差距[49-50]。一些研究團隊研制了主動放大干電極，希望借助主動放大的電路避免傳輸造成的信噪比下降[51-55]。如圖20所示的是幾種帶有主放功能的干電極。

圖20 主動放大干電極[52,55]

2.2.3腦電半干電極

主動放大的干電極盡管在一定程度上改善了信噪比，但是效果并沒有達到濕電極水平，且主放系統(tǒng)需要電源供電，無形中增加了穿戴設備的負擔。如果電極能夠保留濕電極的特點，但是使用后不會造成導電膏殘留，這樣的電極就兼顧了簡單佩戴和阻抗低兩種性能。一些研究組織借助聚合物多孔材料的特殊結構，將電解液或導電膏收斂起來，制備了泡沫電極[56-59]。如圖21所示，這種電極使用時需要擠壓，使導電膏滲出到皮膚表面，形成濕電極一樣的界面。但是由于形成泡沫的聚合物沒有像標準的銀\氯化銀那樣良好的導電性，電極的整體性能還是不如濕電極。如圖21（d）所示，針對干電極不能自固定且界面干性接觸的缺陷，一部分研究員設計了自粘附式干電極，這種電極接觸界面具備一定的粘性，能夠不需要任何輔助設備直接吸附在皮膚表面，粘性的界面一定程度上減小了噪聲。

圖21柔性聚合物泡沫干電極[56-59]

研究半干電極的團隊為了提高舒適性，保障信號質量，使用電解液取代導電膏的方式避免清洗[60-64]。如圖22所示，這幾種電極分別采用了Nacl、PBS、tap water作為導電液取代導電膏，目的就是結合特殊的儲液材料（多孔陶瓷[61]、聚合物燈芯棉[62]），使導電液通過外力[60]或是毛細效應[61][62]滲透到頭皮表面（不需要擠壓），形成濕性的導電界面。這幾種電極優(yōu)勢在于特殊的結構和材料保證了頭皮與電極接觸面濕潤，而且液體不會大面積外溢，接觸阻抗優(yōu)于干電極，達到30KΩ[61]，并且在BCI的實驗中取得了不錯的效果[61][63][64]。

圖22半干電極[60-64]：（a）semi-dry電極；（b）water電極；（c）陶瓷半干電極

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