0 引言

    近年來，世界各國都加大了人腦研究的政府投入：歐盟已啟動為期10年耗資10億英鎊的“歐洲人類大腦研究計劃”，希望能模擬一個完整大腦功能^[1]；美國啟動為期10年投入數十億美元的“腦活動繪圖”計劃^[2]；中國亦啟動 “中國大腦項目”。在人腦研究中，腦電信號監測是目前使用得最為廣泛的手段之一^[3]，應用于生理監測^[4-6]，神經反饋訓練^[7，8]，廣告營銷^[9，10]，神經及腦部相關疾病如癲癇、抑郁癥等的輔助診治，腦認知功能研究，以及備受關注的腦機接口（BCI）領域。

    在腦電信號監測中，頭皮腦電相對于顱內腦電采集技術具備無創的優點，相對于前額腦電能提供更多通道、更多腦區的腦電信號，用途更為廣泛。當前頭皮腦電信號采集面臨以下問題：(1)頭發遮蔽使得腦電電極無法直接接觸頭皮，或接觸頭皮面積小，導致頭皮-電極接觸阻抗大；(2)對于操作簡易度和穿戴舒適度要求較高；(3)運動噪聲干擾及汗液短路使長期動態頭皮腦電采集存在巨大的挑戰。

    本文首先研究了腦電的傳導模型，然后系統分析了關鍵的幾類頭皮腦電采集技術：濕電極技術、半干電極技術、干式接觸電極技術、非接觸式采集技術、有源電極技術，可穿戴頭皮腦電采集系統，并對各種采集技術進行總結評估。最后，對頭皮腦電采集技術的發展趨勢提出一些展望，為后續研究提供借鑒。

1 腦電傳導模型

    腦電信號(EEG)是頭皮電極對腦電位振蕩的記錄。電位由電偶極子相互作用產生。電偶極子的極點可被看作是離子電流的源和匯，由體細胞過量的陽離子的極點為源，細胞樹突尖端缺少陽離子的極點為匯。離子可以自由移動通過腦脊液和腦組織，從而形成離子電流，如圖1。由腦電電極對這些電位幅度變化的記錄，即為腦電信號^[11]。

    在腦電采集和處理過程中，能否測量得到高質量的EEG信號依賴于電極和頭皮之間電子通道的可靠性，這要求非常低的和穩定的電極本體阻抗以及頭皮-電極接觸阻抗。而角質層不導電，這使得頭皮-電極接觸阻抗因角質層的存在而特別大。在頻率分別為1 Hz和1 MHz下，每平方厘米的角質層的阻抗分別為200 kΩ和200 Ω^[12]。神經信號由離子電流通過體液傳導到頭皮表面，然后由放置在頭皮上的電極捕獲，電極將離子電流轉化成電子電流傳導到后端采集系統。目前腦電電極主要分為兩大類：一類是基于導電膠/膏的濕電極，一類是無需導電膠的干式電極。第二類還可以細分為半干式電極和全干式電極。

2 頭皮腦電技術研究進展

2.1 濕電極技術

    濕電極技術采用導電凝膠降低電極-頭皮接觸阻抗，因為導電凝膠可以穿透頭發使得頭皮表面和高阻抗皮膚角質層變得潤濕，甚至可能穿透汗腺和毛孔滲透到皮膚的內層。濕電極技術因其頭皮-電極阻抗小(大約為5～20 kΩ)，與其良好的信噪比和較高的可靠性^[13，14]等優點，已成為臨床和科研腦電測量的主要選擇和標準。但是，傳統濕電極存在以下問題：(1)測試前需要對頭皮做去角質處理，時間成本和操作復雜度高；(2)在電極-頭皮接觸面需加入導電凝膠，致使測試完畢后需要清洗頭發；(3)導電凝膠隨著使用時間延長會脫水硬化致使頭皮-電極接觸電阻增大，影響測試結果；(4)頭發影響腦電信號采集的信噪比；(5)無法支持日常長期腦電監測的需要。尤其是步驟繁瑣和穿戴不適的問題使得操作者和受試者諸多抱怨。

2.2 半干電極技術

    為了克服濕電極技術的諸多缺點，近幾年來基于非導電膠/膏的干電極和半干電極技術成為研究熱點^[15-17]。半干電極的原理是：電極本體內具有盛有電解液的容器，在使用過程中通過外部施加壓力從特定結構中釋放電解液，釋放的電解液構成頭皮和電極之間的離子通道，如圖2所示。這種電極不需要導電膠，并且能部分解決濕電極準備時間長、需要進行皮膚處理的缺點。文獻[15]提出了一種半干電極，主要通過電極頭中的多孔陶瓷的毛細作用力，均勻并能長時間向頭部釋放少量電解液。其阻抗很小（44.4±16.9 kΩ，且在8小時內阻抗最大增加20 kΩ），在10位受試者（2位女性，8位男性）的睜閉眼實驗中，這種半干電極與濕電極的平均相關度為93.8%±3.7%；在SSVEPs實驗中，平均相關度為93.7%±2.7%，在以12 Hz、15 Hz和20 Hz頻率閃爍SSVEPs實驗中，半干電極和濕電極的信號頻譜圖基本無差異，都在12 Hz、15 Hz和20 Hz處有極大值。由于這種電極能長期釋放電解液，能對腦電進行長期測量。半干電極的技術問題如下：首先，需要額外的壓力來實現連續釋放電解液；其次，在壓力作用下，電極有可能損壞；更重要的是，外部壓力不受控，不均勻的壓力使釋放的電解液量不一致，導致信號不穩定^[17]。在一次釋放較多電解液的情況下，兩個電極之間極易發生短路。

2.3 接觸式干電極技術

    近幾年干電極技術研究成為熱點。在接觸式和非接觸式兩種主要干電極^[18]中，較多使用的是接觸式。接觸式干電極也主分為兩類：一類是侵入式，可以刺破頭皮角質層；另一類是非侵入式^[19，20]。

2.3.1 侵入式電極

    MEMS微針陣列干電極^[21]，電極的微針直徑一般為納米級或微米級，且材質為堅硬金屬或表面涂有導電材料的晶硅^[22]。其能刺破角質層，會刺激頭皮并帶來感染風險^[23]，故較少使用。

2.3.2 非侵入式金屬電極

    對于非侵入式電極，為突破頭發的遮蔽，透過頭發測量頭部區域的腦電信號，減小頭皮-電極的阻抗，一般也會使用針式結構，其探針直徑為毫米級別，且使用導電性能好的金屬，如金、銀、銅等^[24-30]，如圖3。為使電極與頭皮接觸緊密，在使用過程中須施加壓力，而金屬探針非常堅硬會讓使用者感到不適。為保證舒適度就必須減小施加的壓力大小，而減小壓力會增加接觸阻抗。為防止接觸阻抗因此增加，必須進一步提高電極的導電性能，有些研究在金屬探針上面涂層導電性能較好的材料，如石墨烯或PEDOT等^[31，32]，圖3(a)中，利用聚吡咯石墨烯納米復合物對電極的探頭進行修飾。有研究在金屬探針下面裝置彈簧起到緩沖效果，如圖4，當向電極施加較大壓力使得電極與頭皮接觸更好時，彈簧的緩沖作用不會讓使用者感到不適^[33，34]。文獻[31]中提出的干電極與濕電極在不同腦區進行了腦電信號的測試對比，信號線性相關度均在90%以上。并利用干電極測得的EEG信號進一步分析，發現在閉眼狀態下α波(8~12 Hz)出現的次數增多，符合在閉眼狀態下α波易出現的規律，符合醫學界現今認可的有關腦電信號分解波段波形特征的描述。進一步表明所設計制備的新型干電極能夠準確檢測頭皮腦電信號。

2.3.3 柔性電極

    為克服金屬電極的缺點，不少團隊開始研究柔性電極。柔性電極以柔性導電材料為基材制備。多數是摻雜型導電材料，即基體為不導電的硅膠橡膠等，摻入導電性能良好的材料，如碳黑、碳納米管、石墨烯、銀粉或其他金屬系或碳系納米顆粒增加其導電性^[35，36]，試樣如圖5所示。這種柔性電極有很好的柔軟性，并在頭發區域與濕電極獲取腦電信號的相關度高達約97.85%。有些柔性電極以柔軟性的材料為基底，在電極表面鍍上導電性能良好的金或者石墨烯，使電極具有導電性。文獻[37]中，提出了一種以PDMS材料為基底，電極表面鍍上金。文獻中通過13根探針和21根探針的電極驗證增大電極與頭皮的接觸面積能降低頭皮-電極阻抗，且其在頭發區域（POz）與濕電極所測得的腦電信號的相關度為90%，無發區域（FP2）相關度為92%。

2.4 非接觸式采集技術

    非接觸式電極相當于一個電容耦合到皮膚，可不用直接接觸皮膚而采集到生物電信號。這種電極記錄的腦電信號幅度小，并會因頭部運動而改變頭皮-電極的電容，受運動干擾較大^[38]，此時需要將電極設計為有源電極，電極需增加有源電路模塊，才能采集到性能較好的腦電信號，如圖6。其體積較大，且受頭部運動的影響大。文獻[39]所提的非接觸式干電極實驗表明采集的腦電信號與同區域的濕電極采集到的腦電信號的相關度為92.05%；并對其和濕電極做5小時的長時間腦電測量，通過采集的腦電信號波形可以看出，非接觸式干電極可以長期采集到穩定的腦電，而濕電極因導電凝膠隨時間變長而硬化，導致所采集腦電的性能變差。

2.5 有源電極技術

    對于頭皮腦電信號采集，因頭發阻擋，電極頭皮接觸面積小，接觸阻抗大，為采集到可靠和穩定的腦電信號，往往需將電極設計為有源電極，增加有源電路模塊。對于一般的有源電極電路，通常是電容與運算放大器的輸入節點串聯，以消除直流偏移和減小相位失真^[40]。有源電路的輸入端連接高輸入阻抗，確保運算放大器工作在有源區。有源電路能減少信號的衰減、相位畸變和增大共模抑制比（CMRR）^[41]。文獻[41]中有源金屬梳狀電極，其采集的腦電信號與同區域的濕電極采集到的腦電信號的相關度大約為96%，厚頭發個體與薄頭發個體的信號的信噪比分別為6.94 dB和7.83 dB，結果表明，在電極很好接觸頭皮的情況下，頭發厚度對信號質量的影響不明顯；SSVEPs實驗的頻譜圖也表明所提出電極采集信號的有效性。圖7為有源柔性梳狀電極，通過調整導電材料的含量，使得電極的導電性能最好，其阻抗減小到僅比傳統濕電極大約10倍，在閉眼狀態下采集的腦電信號能清楚地觀察到α波，并且在頭發區域信號與濕電極所采集的信號的相關度約為70%以上^[42]，在閉眼狀態下信號的SNR比濕電極采集的信號的SNR稍低。

2.6 頭皮腦電采集系統集成技術

    目前，除去醫院和研究院所的專業腦電采集設備，小型化便攜式穿戴式腦電采集設備也飛速發展。由Cognionics公司研發的“HD-72”頭盔^[43]，支持64個通道并加上8個輔助通道用于其他生理監測，如ECG/EMG/呼吸/GSR等，是一款真正多通道的EEG頭盔，如圖8(a)所示；美國腦電波廠商Emotiv的產品“Epoc”^[44]主要針對的是游戲玩家，是一款基于PC平臺為專業玩家打造的腦波產品，如圖8(b)；由g.tec公司研發的“g.Nautilus-PRO”^[45]，其電極是由性能良好的g.SAHARA電極的干電極組成，完全防水的特性使其易于清潔，如圖8(c)；Neuroelectrics公司研發的“STARSTIM”系列產品^[46]，包括8通道、20通道和32通道等產品，其后臺的智能軟件與云平臺，為獲取的EEG信號提供可靠的處理和支持，如圖8(d)。由于穿戴式腦電技術還處于初級階段，民用化的腦電采集穿戴式產品采用的多是金屬電極，測量準確度有限，且大部分停留在產品原型和應用初期階段，還存在很大的技術發展空間。

3 發展趨勢與問題探討

    伴隨著人腦探測的熱潮，以及腦機接口的推廣，頭皮腦電采集技術將迎來一個高速發展期。由于存在著頭發遮蔽、運動干擾、出汗影響等諸多問題，頭皮腦電采集挑戰巨大。未來其發展將著重在新型材料、先進結構和加工工藝、以及系統集成三個方面，以達到高性能、良好舒適度的優點，滿足長期日常動態頭皮腦電監測的需求。

3.1 新型材料

    由于避免了導電膠和復雜操作，頭皮腦電干式電極將成為研究重點，并將向著柔性、低成本和易于加工的方向發展。柔性電極一般以聚二甲基硅氧烷(PDMS)、硅膠和三元乙丙橡膠(EPDM)等價格較低廉的材料為基材，保證電極的柔軟度。為使電極具有導電性，在其表面鍍上導電性能好的材料，如金、銀、石墨烯或聚吡咯石墨烯等；或在其內部摻雜電性能好的材料，如銀粉、碳、碳納米管或金屬納米顆粒等，并在電極表面涂上金、石墨烯或PEDOT導電性能好的涂層，增加電極的導電性。新型柔性材料和新型導電材料如石墨烯的發展將極大推動頭皮腦電采集技術的發展。

3.2 先進結構和加工工藝

    對于電極的基底，一般采用3D打印或者鑄模的方法進行制備，對于MEMS 微針陣列干電極，其探針的直徑達到納米級，一般采用3D打印技術；頭發區域的干電極，其探針直徑一般為毫米級別，采用鑄模技術。電極在澆注成型時，在其中加入比例適合導電物質，使電極具有導電性；或將澆注成型的電極浸泡于有機導電聚合物（如PEDOT:PSS）中，并置于在真空箱中，隨后烘干，使結構表面涂覆一層有機導電聚合物；或用濺射工藝將金屬涂層噴到電極表面，使得電極具有導電性。除去3D打印、澆注成型、涂層、鍍層、參雜的工藝等，一些先進的輔助結構也將成為后續研究的研究重點，比如彈簧式的結構用于緩沖電極與頭皮之間的壓力從而達到穿戴舒適的目標，毛細孔式的結構用于釋放導電液物質。另一方面采用先進結構或者材料吸收汗液，以防因汗液引起相鄰電極間的短路，這是動態日常腦電監測必須保障的條件。

3.3 系統集成

    頭皮腦電采集系統主要包括無線腦電獲取模塊，前端信號處理模塊和后端信號分析模塊^[47]。經過處理后的信號數據，經藍牙發送到智能軟件與云平臺，為獲取的EEG信號提供可靠的處理和支持。對于無線腦電獲取模塊，基于多通道采集腦電信號，較常見的是20通道、32通道和64通道，目前也有基于72通道的腦電采集系統（8個輔助通道用于其他生理監測，如ECG/EMG/呼吸/ GSR等）。多通道腦電采集系統能監測全頭部區域的腦電信號，減少某些通道出現故障、受到頭部運動或眼動肌動的影響而干擾對腦電信號的分析，保證測量的準確性。穿戴式頭皮腦電監測技術的發展方向之一是后端處理電路的小型化，前端采集電路如濾波放大電路的微型化與電極集成一體化，以及前端后端的協同濾波降噪設計等。

4 結語

    頭皮腦電采集技術常用的濕電極由于其良好的信噪比和較高的可靠性等優點成為臨床和科研腦電測量的主要選擇和標準。其操作不便、舒適度差、持續操作時間短的缺點也限制了其在穿戴式日常動態腦電監測的應用。新型腦電電極的研究向高性能（如半干電極、金屬電極和有源電極）、良好舒適度（如柔性電極）的方向發展，但目前所提出的各種電極仍存在諸如導電性差、體積大、加工工藝復雜、串擾等問題，使得頭皮腦電采集技術還有很大的發展空間。未來將著重在新型材料，先進結構和加工工藝，以及系統集成三個方面發展，推動頭皮腦電技術朝著生活空間的日常動態長期腦電監測的目標發展，推動相關領域如腦科學和腦機接口等的發展。

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文獻[21]-[47]略

作者信息：

張發華，舒  琳，邢曉芬

（華南理工大學 電子與信息學院，廣東 廣州510641）