腦電檢測(cè)手段

無創(chuàng)檢測(cè)大腦活動(dòng)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(cè)定器中，通過特殊的儀器可測(cè)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(chǎng)的信號(hào)很弱，必須在超導(dǎo)量子干擾技術(shù)的輔助下才可以記錄到MEG。所以盡管MEG時(shí)間和空間分辨率很高，但是設(shè)備的造價(jià)也同樣很高，且只對(duì)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(cè)量神經(jīng)元活動(dòng)所引發(fā)之血液動(dòng)力的改變。當(dāng)神經(jīng)活動(dòng)發(fā)生時(shí)，相應(yīng)的血液流量會(huì)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(shí)別執(zhí)行某項(xiàng)任務(wù)時(shí)被激活的腦結(jié)構(gòu)。fMRI現(xiàn)在研究所使用的空間分辨率已經(jīng)超過了1mm，時(shí)間分辨率不如MEG[2]。但是fMRI技術(shù)也有一定的缺陷，血氧含量變化和血管密度以及粗細(xì)都會(huì)對(duì)檢測(cè)結(jié)果產(chǎn)生影響，fMRI信號(hào)對(duì)移動(dòng)非常敏感，不同的信號(hào)預(yù)處理機(jī)制對(duì)于結(jié)果分析都有影響。

如圖2所示，功能性近紅外光譜技術(shù)是近年來新興的一種非侵入式腦功能成像技術(shù)。fNIRS進(jìn)行腦功能成像的原理與fMRI相似，即大腦神經(jīng)活動(dòng)會(huì)導(dǎo)致局部的血液動(dòng)力學(xué)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(duì)600-900nm不同波長的近紅外光吸收率的差異特性，來實(shí)時(shí)、直接檢測(cè)大腦皮層的血液動(dòng)力學(xué)活動(dòng)[3]。通過觀測(cè)這種血液動(dòng)力學(xué)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(dòng)情況（Pellicer, & del Carmen Bravo，2011）。這種技術(shù)相比于MEG及fMRI造價(jià)較低、便攜性好、無噪音等優(yōu)點(diǎn)，但其時(shí)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(shù)是基于由放射性核素發(fā)射的正電子與負(fù)電子碰撞而產(chǎn)生的一對(duì)高能光子的測(cè)量和定位，由于這一對(duì)光子的運(yùn)動(dòng)方向相反，可用至于頭兩側(cè)的探測(cè)器探測(cè)[1]。如圖3所示，由于PET實(shí)驗(yàn)時(shí)需要給被試注入含有特定放射性元素標(biāo)記的化合物，因此，這項(xiàng)技術(shù)很難被推廣。PET技術(shù)可用于測(cè)查腦的深層部位，但是其成像時(shí)間較長，時(shí)間分辨率差，且對(duì)人體進(jìn)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(hào)的活動(dòng)。另一方面PET的造價(jià)也相對(duì)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(hào)記錄方法，與上述介紹的其他腦活動(dòng)探測(cè)技術(shù)相比，具有時(shí)間分辨率高，裝置相對(duì)簡單，方便做成穿戴式設(shè)備用于BCI（Brain Computer Interface）或其他神經(jīng)科學(xué)研究。且伴隨著無線技術(shù)、放大技術(shù)及集成電路不斷的進(jìn)步，腦電信號(hào)的采集和應(yīng)用在可穿戴、腦信號(hào)溯源、疾病診斷、人機(jī)交互、生理監(jiān)護(hù)、醫(yī)療健康等領(lǐng)域具有巨大的應(yīng)用潛力[6-9]。EEG是大腦頭皮表面的電勢(shì)分布，腦電電極是用來傳感或記錄這些電勢(shì)分布及變化的傳感器。如下圖4所示的國內(nèi)外著名的穿戴式EEG交互系統(tǒng)。

圖4國內(nèi)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

基于EEG技術(shù)的腦電傳感器

2.1腦電濕電極

EEG采集電極一直以來被廣泛認(rèn)可的濕電極占據(jù)，如圖5所示，濕電極一般由燒結(jié)的銀/氯化銀（Ag/AgCl）作為電極體材料和界面材料，在使用時(shí)需要注射導(dǎo)電膏，導(dǎo)電膏中的氯、鉀、鈉等離子擴(kuò)散進(jìn)入人體皮膚的角質(zhì)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(zhì)量的腦電、肌電等生物電信號(hào)，因此廣泛應(yīng)用于科研、認(rèn)知和臨床等研究領(lǐng)域。盡管目前臨床應(yīng)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(dǎo)電膏會(huì)隨著時(shí)間慢慢變干，從而出現(xiàn)信號(hào)質(zhì)量下降的問題，因此在長時(shí)間采集的應(yīng)用場(chǎng)合下需要反復(fù)加注導(dǎo)電膏，這非常耗時(shí)繁瑣；其次，導(dǎo)電膏會(huì)給使用者帶來不適，對(duì)于一些易過敏人群甚至?xí)鹌つw潰爛等副作用。實(shí)驗(yàn)后受試人員必須清理頭部，否則粘稠的導(dǎo)電凝膠會(huì)造成不適。這些問題使得濕電極無法滿足現(xiàn)今穿戴式設(shè)備輕便化、舒適化的現(xiàn)實(shí)要求，但從采集信號(hào)的高信噪比來看，濕電極仍是其他類型電極的“黃金標(biāo)準(zhǔn)”。

 

圖5商用濕電極

2.2 腦電干電極

為了解決濕電極使用導(dǎo)電膏帶來的佩戴繁瑣、難以長期檢測(cè)使用的問題，國內(nèi)外許多研究團(tuán)隊(duì)發(fā)明了一種干性傳感技術(shù)，即干電極。干電極技術(shù)不需要導(dǎo)電膏、與皮膚干性接觸、即戴即用，近年來受到關(guān)注與重視。這種電極具有使用簡易的特點(diǎn)，十分契合穿戴式設(shè)備的現(xiàn)實(shí)要求，同時(shí)免除受試實(shí)驗(yàn)后洗發(fā)的麻煩。按照電極的結(jié)構(gòu)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(jìn)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(hào)，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(hào)采集相比，頭皮腦電信號(hào)的采集面臨更多困難，采集時(shí)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(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)，使得其能夠穿過頭發(fā)穩(wěn)定采集信號(hào)。

2.2.1表皮干電極

表皮干電極由于缺少濕電極中的導(dǎo)電膏潤濕皮膚，其與皮膚的接觸阻抗較高，影響了信號(hào)質(zhì)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(gè)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(jié)構(gòu)是影響電極與皮膚接觸面積的主要因素之一。在文獻(xiàn)[22-23]中, 如圖8所示，這兩種電極分別采用柱面突出結(jié)構(gòu)和球面凸出式結(jié)構(gòu)，使電極壓緊皮膚，產(chǎn)生更大的接觸面積，以提高采集質(zhì)量，但是這種宏結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)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(jìn)行纏繞，這使得使用者會(huì)有繃緊的壓迫感。隨著微加工技術(shù)的不斷發(fā)展，電極的表面形貌可以在微觀尺度上設(shè)計(jì)得更復(fù)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(jié)構(gòu)可以分為微凸點(diǎn)、微柱式、微拱形和微纖毛等[24-27]，如圖9所示，微結(jié)構(gòu)的掃描電鏡圖片。這些微觀的結(jié)構(gòu)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(shí)，使得接觸阻抗有所改善。

圖8宏結(jié)構(gòu)改善的表皮干電極[19]：(a)中央凸出式；（b）滾珠式

圖9微結(jié)構(gòu)改善的表皮干電極[24-27]：（a）微凸點(diǎn)；（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(guān)鍵是材料的選取，傳統(tǒng)的無機(jī)導(dǎo)電材料如Au、Ni和Ti具有良好的電學(xué)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(jié)構(gòu)如蛇形蜿蜒狀、網(wǎng)格狀等實(shí)現(xiàn)柔性，如圖10所示。不同于傳統(tǒng)無機(jī)導(dǎo)電材料，以聚乙烯二氧噻吩(PEDOT)為代表的新型導(dǎo)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(xiàn)[29]中，采用噴涂打印的方式，將PEDOT油墨直接噴涂到水溶轉(zhuǎn)印紙上，固化成型后轉(zhuǎn)移到皮膚上即可采集肌電信號(hào)，制備流程和表面形貌如圖11所示。在文獻(xiàn)[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(shí)間增加汗液對(duì)其有浸潤的效果，會(huì)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(dǎo)電界面材料。

圖10傳統(tǒng)無機(jī)導(dǎo)電材料結(jié)合彈性基底和微結(jié)構(gòu)實(shí)現(xiàn)柔性[28]

圖11新型聚合物導(dǎo)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(shù)及納米修飾技術(shù)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(dǎo)電性和微觀結(jié)構(gòu)，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(yīng)電極的微觀結(jié)構(gòu)SEM圖[34]。碳納米管具備良好的機(jī)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(jī)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(shù)的迅猛發(fā)展推動(dòng)了皮膚電極、紋身電極的產(chǎn)生，它們具有輕薄靈活、舒適性好、可拉伸和跟隨性強(qiáng)的優(yōu)點(diǎn)，如圖14所示，可以極大的降低皮膚形變和人體運(yùn)動(dòng)帶來的干擾，能夠貼附在皮膚表面進(jìn)行信號(hào)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(xué)性能優(yōu)異的Au或Ag/AgCl。但不同于濕電極通過導(dǎo)電膏滲過頭發(fā)，使頭皮與電極形成電學(xué)連接，干電極需要電極的記錄點(diǎn)能夠穿過頭發(fā)直接與頭皮穩(wěn)定接觸形成電學(xué)連接。因此，腦電干電極的設(shè)計(jì)要求既可以穩(wěn)定接觸頭皮采集高質(zhì)量的信號(hào)，又需要佩戴舒適沒有痛感。按照外形結(jié)構(gòu)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(dǎo)電聚合物、銀\氯化銀、導(dǎo)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(dǎo)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(tuán)隊(duì)減小柱子直徑變成更細(xì)的針頭并增多針頭的數(shù)目，即設(shè)計(jì)為梳狀針式的結(jié)構(gòu)。如圖16（a）（b）所示，美國QUASAR的Matthews和中國臺(tái)灣國立交通大學(xué)的Huang[40,41]都是采用這種結(jié)構(gòu)。如圖16（c）所示，Jeong Su Lee等人按照傳統(tǒng)梳子的理念，設(shè)計(jì)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(tái)灣國立交通大學(xué)梳狀電極（c）Jeong Su Lee等設(shè)計(jì)的梳狀電極.

為了提高舒適度，臺(tái)灣國立交通大學(xué)的Liao等人將每一根針頭的后端加入彈簧結(jié)構(gòu)[42]，如圖17所示。借助于彈簧的伸縮性，電極上的每一個(gè)針頭都可以隨著頭皮曲面達(dá)到不同壓縮度，實(shí)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(jié)構(gòu)的腦電干電極都是基于硬質(zhì)材料制成，硬質(zhì)材料與頭皮之間的“剛性接觸”對(duì)施加的壓力高度敏感，在運(yùn)動(dòng)過程中很難保證穩(wěn)定接觸，從而產(chǎn)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(zhuǎn)用柔性聚合物材料做基材，將“剛性接觸”轉(zhuǎn)為“柔性接觸”，提高穿戴的舒適性和減少運(yùn)動(dòng)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(gè)引腳能夠依據(jù)自身的彈性進(jìn)行屈伸，避免垂直和皮膚硬碰硬的接觸，且前端的接觸點(diǎn)采用了半球形的設(shè)計(jì)，增大接觸面積的同時(shí)，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(shè)計(jì)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(shí)現(xiàn)電學(xué)特性。臺(tái)灣國立交通大學(xué)的Lin等人設(shè)計(jì)的新型聚合物泡沫電極，如圖19（b）所示，由導(dǎo)電聚合物海綿外面包裹導(dǎo)電織物構(gòu)成，在提供佩戴舒適度和抗干擾能力的同時(shí)，進(jìn)一步降低了電極與皮膚之間接觸阻抗，提高采集信號(hào)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(gè)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(dá)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(dǎo)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(tuán)隊(duì)研制了主動(dòng)放大干電極，希望借助主動(dòng)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(dòng)放大干電極[52,55]

2.2.3腦電半干電極

主動(dòng)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(dá)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(shè)備的負(fù)擔(dān)。如果電極能夠保留濕電極的特點(diǎn)，但是使用后不會(huì)造成導(dǎo)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(jié)構(gòu)，將電解液或?qū)щ姼嗍諗科饋?，制備了泡沫電極[56-59]。如圖21所示，這種電極使用時(shí)需要擠壓，使導(dǎo)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(biāo)準(zhǔn)的銀\氯化銀那樣良好的導(dǎo)電性，電極的整體性能還是不如濕電極。如圖21（d）所示，針對(duì)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(shè)計(jì)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(shè)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(tuán)隊(duì)為了提高舒適性，保障信號(hào)質(zhì)量，使用電解液取代導(dǎo)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(dǎo)電液取代導(dǎo)電膏，目的就是結(jié)合特殊的儲(chǔ)液材料（多孔陶瓷[61]、聚合物燈芯棉[62]），使導(dǎo)電液通過外力[60]或是毛細(xì)效應(yīng)[61][62]滲透到頭皮表面（不需要擠壓），形成濕性的導(dǎo)電界面。這幾種電極優(yōu)勢(shì)在于特殊的結(jié)構(gòu)和材料保證了頭皮與電極接觸面濕潤，而且液體不會(huì)大面積外溢，接觸阻抗優(yōu)于干電極，達(dá)到30KΩ[61]，并且在BCI的實(shí)驗(yàn)中取得了不錯(cuò)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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