1脑电检测手段无创检测大脑活动状态的手段主要有：功能性核磁共振成像(Functional Magnetic Resonance Imaging，fMRI)、功能近红外光谱成像（Functional near-infrared spectroscopy，fNIRS）、正电子发射断层扫描（Positron Emission Tomography，PET）、脑电图(Electroencephalography，EEG)、脑磁图法(Magnetoencephalography，MEG)等几种手段[1-5]。
柯惠 一次性脑电传感器，有货，询价 18280314705 （V同号）
图1 (a) MEG系统; (b)fMRI系统[3-4]如图1（a）所示的MEG系统，MEG是将受试者的头部置于敏感的超冷电磁测定器中，通过特殊的仪器可测出颅脑的极微弱的脑磁波，再用记录装置把这种脑磁波记录下来形成图形[1]。由于脑磁场的信号很弱，必须在超导量子干扰技术的辅助下才可以记录到MEG。所以尽管MEG时间和空间分辨率很高，但是设备的造价也同样很高，且只对某些流向的兴奋源敏感，使用上有一定的局限性。如图1（b）所示，fMRI的原理是利用磁振造影来测量神经元活动所引发之血液动力的改变。当神经活动发生时，相应的血液流量会发生变化。高分辨率的fMRI可以得到这种血流量数据，研究人员借此识别执行某项任务时被激活的脑结构。fMRI现在研究所使用的空间分辨率已经超过了1mm，时间分辨率不如MEG[2]。但是fMRI技术也有一定的缺陷，血氧含量变化和血管密度以及粗细都会对检测结果产生影响，fMRI信号对移动非常敏感，不同的信号预处理机制对于结果分析都有影响。如图2所示，功能性近红外光谱技术是近年来新兴的一种非侵入式脑功能成像技术。fNIRS进行脑功能成像的原理与fMRI相似，即大脑神经活动会导致局部的血液动力学变化。其主要利用脑组织中的氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白对600-900nm不同波长的近红外光吸收率的差异特性，来实时、直接检测大脑皮层的血液动力学活动[3]。通过观测这种血液动力学变化，即通过神经血管耦合规律可以反推大脑的神经活动情况（Pellicer, & del Carmen Bravo，2011）。这种技术相比于MEG及fMRI造价较低、便携性好、无噪音等优点，但其时空分辨率还和fMRI有一定差距[3]。
图2 fNIRS-近红外脑功能成像系统PET技术是基于由放射性核素发射的正电子与负电子碰撞而产生的一对高能光子的测量和定位，由于这一对光子的运动方向相反，可用至于头两侧的探测器探测[1]。如图3所示，由于PET实验时需要给被试注入含有特定放射性元素标记的化合物，因此，这项技术很难被推广。PET技术可用于测查脑的深层部位，但是其成像时间较长，时间分辨率差，且对人体进行注入放射元素，有一定的伤害，因此不推荐被使用于研究人脑信号的活动。另一方面PET的造价也相对很高，推广困难。
图3 PET系统EEG作为一种非侵入式的神经信号记录方法，与上述介绍的其他脑活动探测技术相比，具有时间分辨率高，装置相对简单，方便做成穿戴式设备用于BCI（Brain Computer Interface）或其他神经科学研究。且伴随着无线技术、放大技术及集成电路不断的进步，脑电信号的采集和应用在可穿戴、脑信号溯源、疾病诊断、人机交互、生理监护、医疗健康等领域具有巨大的应用潜力[6-9]。EEG是大脑头皮表面的电势分布，脑电电极是用来传感或记录这些电势分布及变化的传感器。如下图4所示的国内外著名的穿戴式EEG交互系统
图4国内外著名的穿戴式脑电记录系统[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cEEGrids2基于EEG技术的脑电传感器2.1脑电湿电极EEG采集电极一直以来被广泛认可的湿电极占据，如图5所示，湿电极一般由烧结的银/氯化银（Ag/AgCl）作为电极体材料和界面材料，在使用时需要注射导电膏，导电膏中的氯、钾、钠等离子扩散进入人体皮肤的角质层，降低了电极与皮肤之间的接触阻抗，一般EEG采集中湿电极的接触阻抗低于10KΩ，使电极可以采集到高质量的脑电、肌电等生物电信号，因此广泛应用于科研、认知和临床等研究领域。尽管目前临床应用中依旧以湿电极为主，但是湿电极也存在一些缺陷。首先，配合湿电极使用的导电膏会随着时间慢慢变干，从而出现信号质量下降的问题，因此在长时间采集的应用场合下需要反复加注导电膏，这非常耗时繁琐；其次，导电膏会给使用者带来不适，对于一些易过敏人群甚至会引起皮肤溃烂等副作用。实验后受试人员必须清理头部，否则粘稠的导电凝胶会造成不适。这些问题使得湿电极无法满足现今穿戴式设备轻便化、舒适化的现实要求，但从采集信号的高信噪比来看，湿电极仍是其他类型电极的“黄金标准”。
图5商用湿电极2.2脑电干电极为了解决湿电极使用导电膏带来的佩戴繁琐、难以长期检测使用的问题，国内外许多研究团队发明了一种干性传感技术，即干电极。干电极技术不需要导电膏、与皮肤干性接触、即戴即用，近年来受到关注与重视。这种电极具有使用简易的特点，十分契合穿戴式设备的现实要求，同时免除受试实验后洗发的麻烦。按照电极的结构来看，干电极可以分为侵入式和非侵入式两大类。其中侵入式电极主要包含微针电极和碳纳米管干电极等,如图6所示。
图6微针干电极及碳纳米管干电极[14-17]非侵入式电极也可以进一步分为非接触式与接触式两类。电容式电极就是一种典型的非接触式干电极，它借助超高输入阻抗放大器，即使隔着衣服、头发等绝缘层，也可以通过位移电流采集到肌电、心电和脑电等信号，如图7所示。
图7电容式干电极[21]接触式干电极是干电极主要的研究方向。接触式干电极依据使用在人体的不同部位的特征，可以分为有发区域（头部）和无发区域（皮肤）。无发区域的干电极主要采集脑电多是放置在前额区域。与表皮信号采集相比，头皮脑电信号的采集面临更多困难，采集时需要解决头发造成的阻碍。头皮脑电研究主要通过电极的材料、外形结构的设计，使得其能够穿过头发稳定采集信号。2.2.1表皮干电极表皮干电极由于缺少湿电极中的导电膏润湿皮肤，其与皮肤的接触阻抗较高，影响了信号质量。因此研究人员主要从表皮电极的接触面积和界面材料两个方面着手来降低接触阻抗，从电极材料的轻薄化、柔性化方面着手来提高佩戴的舒适性。电极的表面形貌结构是影响电极与皮肤接触面积的主要因素之一。在文献[22-23]中,如图8所示，这两种电极分别采用柱面突出结构和球面凸出式结构，使电极压紧皮肤，产生更大的接触面积，以提高采集质量，但是这种宏结构的设计使得电极的尺寸变大，舒适性和便捷性都受到了影响，为了固定好这种电极，一般是采用绷带或胶带进行缠绕，这使得使用者会有绷紧的压迫感。随着微加工技术的不断发展，电极的表面形貌可以在微观尺度上设计得更复杂，增大接触面积，从而减小接触阻抗，降低电极尺寸和重量，提高舒适度。从表面形貌来划分，这些微结构可以分为微凸点、微柱式、微拱形和微纤毛等[24-27]，如图9所示，微结构的扫描电镜图片。这些微观的结构能够和皮肤纹理很好的贴合或是吸附，形成紧密的连接，增大接触面积的同时，使得接触阻抗有所改善。
图9微结构改善的表皮干电极[24-27]：（a）微凸点；（b）微柱式；（c）微拱形；（d）微纤毛电极的柔性化是增加接触面积、提高舒适性的另一主要手段。柔性化的关键是材料的选取，传统的无机导电材料如Au、Ni和Ti具有良好的电学性能，但是它们本身没有延展性，需要制备成厚度只有几百纳米的薄膜，附着在弹性或柔性基底如聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚酰亚胺(polyimide，PI)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)，并形成特殊微结构如蛇形蜿蜒状、网格状等实现柔性，如图10所示。不同于传统无机导电材料，以聚乙烯二氧噻吩(PEDOT)为代表的新型导电聚合物具有一定的柔性，且通过较简单的工艺步骤就可以制备成薄膜，这种类型的电极厚度更薄、柔性更好，能够与皮肤贴合的更加紧密。在文献[29]中，采用喷涂打印的方式，将PEDOT油墨直接喷涂到水溶转印纸上，固化成型后转移到皮肤上即可采集肌电信号，制备流程和表面形貌如图11所示。在文献[30]中，采用一种简化的工艺步骤，制备了一种以纸为基底的超薄聚合物电极（paper electrode），这种电极工艺简单，成本低，环保耐用，随着使用时间增加汗液对其有浸润的效果，会使得电极与皮肤的接触阻抗降低，提高了电极的性能。图12所示，纸电极也是采用PEDOT油墨作为导电界面材料。
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图1 (a) MEG系统; (b)fMRI系统[3-4]如图1（a）所示的MEG系统，MEG是将受试者的头部置于敏感的超冷电磁测定器中，通过特殊的仪器可测出颅脑的极微弱的脑磁波，再用记录装置把这种脑磁波记录下来形成图形[1]。由于脑磁场的信号很弱，必须在超导量子干扰技术的辅助下才可以记录到MEG。所以尽管MEG时间和空间分辨率很高，但是设备的造价也同样很高，且只对某些流向的兴奋源敏感，使用上有一定的局限性。如图1（b）所示，fMRI的原理是利用磁振造影来测量神经元活动所引发之血液动力的改变。当神经活动发生时，相应的血液流量会发生变化。高分辨率的fMRI可以得到这种血流量数据，研究人员借此识别执行某项任务时被激活的脑结构。fMRI现在研究所使用的空间分辨率已经超过了1mm，时间分辨率不如MEG[2]。但是fMRI技术也有一定的缺陷，血氧含量变化和血管密度以及粗细都会对检测结果产生影响，fMRI信号对移动非常敏感，不同的信号预处理机制对于结果分析都有影响。如图2所示，功能性近红外光谱技术是近年来新兴的一种非侵入式脑功能成像技术。fNIRS进行脑功能成像的原理与fMRI相似，即大脑神经活动会导致局部的血液动力学变化。其主要利用脑组织中的氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白对600-900nm不同波长的近红外光吸收率的差异特性，来实时、直接检测大脑皮层的血液动力学活动[3]。通过观测这种血液动力学变化，即通过神经血管耦合规律可以反推大脑的神经活动情况（Pellicer, & del Carmen Bravo，2011）。这种技术相比于MEG及fMRI造价较低、便携性好、无噪音等优点，但其时空分辨率还和fMRI有一定差距[3]。
图2 fNIRS-近红外脑功能成像系统PET技术是基于由放射性核素发射的正电子与负电子碰撞而产生的一对高能光子的测量和定位，由于这一对光子的运动方向相反，可用至于头两侧的探测器探测[1]。如图3所示，由于PET实验时需要给被试注入含有特定放射性元素标记的化合物，因此，这项技术很难被推广。PET技术可用于测查脑的深层部位，但是其成像时间较长，时间分辨率差，且对人体进行注入放射元素，有一定的伤害，因此不推荐被使用于研究人脑信号的活动。另一方面PET的造价也相对很高，推广困难。
图3 PET系统EEG作为一种非侵入式的神经信号记录方法，与上述介绍的其他脑活动探测技术相比，具有时间分辨率高，装置相对简单，方便做成穿戴式设备用于BCI（Brain Computer Interface）或其他神经科学研究。且伴随着无线技术、放大技术及集成电路不断的进步，脑电信号的采集和应用在可穿戴、脑信号溯源、疾病诊断、人机交互、生理监护、医疗健康等领域具有巨大的应用潜力[6-9]。EEG是大脑头皮表面的电势分布，脑电电极是用来传感或记录这些电势分布及变化的传感器。如下图4所示的国内外著名的穿戴式EEG交互系统
图4国内外著名的穿戴式脑电记录系统[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cEEGrids2基于EEG技术的脑电传感器2.1脑电湿电极EEG采集电极一直以来被广泛认可的湿电极占据，如图5所示，湿电极一般由烧结的银/氯化银（Ag/AgCl）作为电极体材料和界面材料，在使用时需要注射导电膏，导电膏中的氯、钾、钠等离子扩散进入人体皮肤的角质层，降低了电极与皮肤之间的接触阻抗，一般EEG采集中湿电极的接触阻抗低于10KΩ，使电极可以采集到高质量的脑电、肌电等生物电信号，因此广泛应用于科研、认知和临床等研究领域。尽管目前临床应用中依旧以湿电极为主，但是湿电极也存在一些缺陷。首先，配合湿电极使用的导电膏会随着时间慢慢变干，从而出现信号质量下降的问题，因此在长时间采集的应用场合下需要反复加注导电膏，这非常耗时繁琐；其次，导电膏会给使用者带来不适，对于一些易过敏人群甚至会引起皮肤溃烂等副作用。实验后受试人员必须清理头部，否则粘稠的导电凝胶会造成不适。这些问题使得湿电极无法满足现今穿戴式设备轻便化、舒适化的现实要求，但从采集信号的高信噪比来看，湿电极仍是其他类型电极的“黄金标准”。
图5商用湿电极2.2脑电干电极为了解决湿电极使用导电膏带来的佩戴繁琐、难以长期检测使用的问题，国内外许多研究团队发明了一种干性传感技术，即干电极。干电极技术不需要导电膏、与皮肤干性接触、即戴即用，近年来受到关注与重视。这种电极具有使用简易的特点，十分契合穿戴式设备的现实要求，同时免除受试实验后洗发的麻烦。按照电极的结构来看，干电极可以分为侵入式和非侵入式两大类。其中侵入式电极主要包含微针电极和碳纳米管干电极等,如图6所示。
图6微针干电极及碳纳米管干电极[14-17]非侵入式电极也可以进一步分为非接触式与接触式两类。电容式电极就是一种典型的非接触式干电极，它借助超高输入阻抗放大器，即使隔着衣服、头发等绝缘层，也可以通过位移电流采集到肌电、心电和脑电等信号，如图7所示。
图7电容式干电极[21]接触式干电极是干电极主要的研究方向。接触式干电极依据使用在人体的不同部位的特征，可以分为有发区域（头部）和无发区域（皮肤）。无发区域的干电极主要采集脑电多是放置在前额区域。与表皮信号采集相比，头皮脑电信号的采集面临更多困难，采集时需要解决头发造成的阻碍。头皮脑电研究主要通过电极的材料、外形结构的设计，使得其能够穿过头发稳定采集信号。2.2.1表皮干电极表皮干电极由于缺少湿电极中的导电膏润湿皮肤，其与皮肤的接触阻抗较高，影响了信号质量。因此研究人员主要从表皮电极的接触面积和界面材料两个方面着手来降低接触阻抗，从电极材料的轻薄化、柔性化方面着手来提高佩戴的舒适性。电极的表面形貌结构是影响电极与皮肤接触面积的主要因素之一。在文献[22-23]中,如图8所示，这两种电极分别采用柱面突出结构和球面凸出式结构，使电极压紧皮肤，产生更大的接触面积，以提高采集质量，但是这种宏结构的设计使得电极的尺寸变大，舒适性和便捷性都受到了影响，为了固定好这种电极，一般是采用绷带或胶带进行缠绕，这使得使用者会有绷紧的压迫感。随着微加工技术的不断发展，电极的表面形貌可以在微观尺度上设计得更复杂，增大接触面积，从而减小接触阻抗，降低电极尺寸和重量，提高舒适度。从表面形貌来划分，这些微结构可以分为微凸点、微柱式、微拱形和微纤毛等[24-27]，如图9所示，微结构的扫描电镜图片。这些微观的结构能够和皮肤纹理很好的贴合或是吸附，形成紧密的连接，增大接触面积的同时，使得接触阻抗有所改善。
图9微结构改善的表皮干电极[24-27]：（a）微凸点；（b）微柱式；（c）微拱形；（d）微纤毛电极的柔性化是增加接触面积、提高舒适性的另一主要手段。柔性化的关键是材料的选取，传统的无机导电材料如Au、Ni和Ti具有良好的电学性能，但是它们本身没有延展性，需要制备成厚度只有几百纳米的薄膜，附着在弹性或柔性基底如聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚酰亚胺(polyimide，PI)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)，并形成特殊微结构如蛇形蜿蜒状、网格状等实现柔性，如图10所示。不同于传统无机导电材料，以聚乙烯二氧噻吩(PEDOT)为代表的新型导电聚合物具有一定的柔性，且通过较简单的工艺步骤就可以制备成薄膜，这种类型的电极厚度更薄、柔性更好，能够与皮肤贴合的更加紧密。在文献[29]中，采用喷涂打印的方式，将PEDOT油墨直接喷涂到水溶转印纸上，固化成型后转移到皮肤上即可采集肌电信号，制备流程和表面形貌如图11所示。在文献[30]中，采用一种简化的工艺步骤，制备了一种以纸为基底的超薄聚合物电极（paper electrode），这种电极工艺简单，成本低，环保耐用，随着使用时间增加汗液对其有浸润的效果，会使得电极与皮肤的接触阻抗降低，提高了电极的性能。图12所示，纸电极也是采用PEDOT油墨作为导电界面材料。
