趙 倩， 譚浩然, 王西岳， 滕凱迪

(曲阜師范大學(xué)工學(xué)院，日照 276800)

《國(guó)家中長(zhǎng)期科學(xué)和技術(shù)發(fā)展規(guī)劃綱要(2006—2020)》將“腦科學(xué)與認(rèn)知”列為基礎(chǔ)研究8個(gè)科學(xué)前沿問(wèn)題之一[1]。腦電科學(xué)以腦部神經(jīng)元、突觸活動(dòng)等電生理學(xué)基礎(chǔ)為支撐，使用電極采集腦部的電信號(hào)，通過(guò)處理和分析，得到可視化的腦電圖或包含電位信息的數(shù)字信號(hào)[2-3]。這些信號(hào)可以取代傳統(tǒng)的、通過(guò)鼠標(biāo)鍵盤輸入的信號(hào)以實(shí)現(xiàn)人機(jī)交流和控制，因此如何廣泛應(yīng)用腦信號(hào)具有重要的研究意義。腦電信號(hào)的采集、處理與分析，是研究腦機(jī)接口(brain computer interface， BCI)技術(shù)的關(guān)鍵，而腦電采集電極的設(shè)計(jì)與制造正是腦電采集系統(tǒng)中的首要問(wèn)題[4]。

1 腦電采集系統(tǒng)

腦電圖是大腦活動(dòng)時(shí)大量神經(jīng)元同步發(fā)生的突觸后電位經(jīng)總和后形成，并由放置在頭皮表面或植入顱內(nèi)的電極采集記錄的圖譜，是使用電生理指標(biāo)記錄大腦活動(dòng)的方法[5]。1929年Berger首次發(fā)表腦電波圖并命名為腦電(electroencephalogram, EEG)[6]，自此EEG開(kāi)始逐步用于臨床醫(yī)學(xué)的診斷，對(duì)腦部疾病的辨識(shí)、病態(tài)預(yù)報(bào)和防治具有重大意義[7]。如圖1所示，腦電信號(hào)的采集系統(tǒng)主要包括：采集電極；信號(hào)隔離、放大、濾波器；模數(shù)轉(zhuǎn)換器和無(wú)線輸出模塊[8]。腦電采集電極為處理設(shè)備與腦之間的傳感器，選擇或設(shè)計(jì)出適用于采集腦電信號(hào)的電極材料、保證采集腦電信號(hào)的質(zhì)量是BCI技術(shù)獲得良好綜合性能的重要前提[9]。目前，國(guó)際上對(duì)腦電電極的研究集中在解決電極的可靠性和靈便性的問(wèn)題。

圖1 腦電采集系統(tǒng)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(chuàng)和無(wú)創(chuàng)兩種，有創(chuàng)即需要開(kāi)顱手術(shù)植入電極，可分為完全植入電極和皮層表面電極兩種[8]。無(wú)創(chuàng)即不需要進(jìn)行開(kāi)顱手術(shù)，在頭皮或耳部進(jìn)行采集。根據(jù)電化學(xué)原理，采集電極要求長(zhǎng)時(shí)間采集不產(chǎn)生明顯的極化現(xiàn)象，臨床上一般采用Ag-AgCl電極或不銹鋼、金、鉑金作為無(wú)創(chuàng)頭皮電極，采用不銹鋼或鉑銥合金作為顱內(nèi)電極[10]。硬腦膜下電極植入視頻腦電(vedio electroencephalogram, VEEG)監(jiān)測(cè)是當(dāng)前非常重要的致癇灶定位法，有創(chuàng)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(zhǔn)致癇灶定位的要求[11]。但開(kāi)顱手術(shù)變數(shù)大，術(shù)后并發(fā)癥多，已經(jīng)確定的不良癥狀有感染、出血、腦內(nèi)水腫、神經(jīng)受損等[12]。顱內(nèi)植入電極難對(duì)普通用戶群體推廣，真正被使用者接受的還是無(wú)創(chuàng)或者微創(chuàng)電極(多為頭皮電極)。然而腦電信號(hào)穿過(guò)顱骨和頭皮后信號(hào)已經(jīng)非常微弱，這對(duì)電極設(shè)計(jì)和采集處理技術(shù)提出更高要求。無(wú)創(chuàng)電極又可以根據(jù)是否需要涂抹導(dǎo)電液或?qū)щ娔z分為濕電極、干電極和半干電極[13-14]。

圖2 腦電檢測(cè)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(tǒng)電極類型，一般采用Ag-AgCl做電極材料。進(jìn)行腦電信號(hào)采集時(shí)，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(tài)或糊狀的導(dǎo)電介質(zhì)(導(dǎo)電膏或?qū)щ娨?[15]。圖3所示為一些導(dǎo)電膏產(chǎn)品圖。濕電極作為腦電采集電極的“金標(biāo)準(zhǔn)”，有阻抗低、穩(wěn)定、信噪比高和信號(hào)可靠的優(yōu)勢(shì)，在新型電極設(shè)計(jì)中通常需要以濕電極為標(biāo)準(zhǔn)對(duì)比接觸阻抗、極化電位穩(wěn)定性等性能來(lái)判斷新型電極是否符合使用需求[16]。但是由于需要涂抹導(dǎo)電膏，實(shí)驗(yàn)準(zhǔn)備過(guò)程復(fù)雜，濕電極存在難以改正的缺點(diǎn)[17]。例如:電極空間分辨率不高、被測(cè)者會(huì)有不適感、長(zhǎng)時(shí)間采集導(dǎo)電膏會(huì)變干從而影響信號(hào)采集的精準(zhǔn)度等，這些缺點(diǎn)使?jié)耠姌O的使用很不方便，難以推廣發(fā)展。Pedrosa等[18]開(kāi)發(fā)了一種新型藻酸鹽基水凝膠電極來(lái)代替?zhèn)鹘y(tǒng)需涂抹的EEG 電解質(zhì)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(jié)成均質(zhì)的固體，采用該水凝膠電極與傳統(tǒng)的商業(yè)導(dǎo)電膠濕電極進(jìn)行測(cè)試對(duì)比，結(jié)果表明，兩種電極測(cè)量結(jié)果相似，且新型水凝膠電極更方便、更利于快速清潔，被測(cè)者的使用體驗(yàn)更優(yōu)。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(zhì)基底并增加導(dǎo)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?zhèn)鹘y(tǒng)導(dǎo)電膠電極提供了思路。

圖3 導(dǎo)電膏產(chǎn)品圖Fig.3 Product diagram of conductive paste

圖4 新型水凝膠電極殘留與傳統(tǒng)導(dǎo)電膠殘留對(duì)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(zhǎng)期應(yīng)用于臨床，伴隨其完善程度的增加，其創(chuàng)新點(diǎn)也隨之減少，大量學(xué)者研究方向都為如何設(shè)計(jì)新型電極取代傳統(tǒng)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(cè)試的模式還沒(méi)有統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)，很難比較其測(cè)試結(jié)果是否優(yōu)于傳統(tǒng)電極，從而完全代替?zhèn)鹘y(tǒng)電極。Ag-AgCl已經(jīng)成為濕電極制作的普遍材料，其可供改進(jìn)的部分為設(shè)計(jì)制作更方便涂抹和清理的新型導(dǎo)電膠材料。若使用新型水凝膠代替?zhèn)鹘y(tǒng)導(dǎo)電膠，雖方便清理，但需兼顧其強(qiáng)度與導(dǎo)電性[22]。

2.2 干電極

干電極由于不需要涂抹液體導(dǎo)電膠，具有使用方便、使用者感覺(jué)舒適、易于便攜式腦電設(shè)備的應(yīng)用等顯著優(yōu)勢(shì)[23]。但干電極的剛性材料無(wú)法緊密接觸頭部，尤其是有發(fā)區(qū)域，信噪比不夠，容易對(duì)皮膚產(chǎn)生損傷，且阻抗過(guò)大不利于采集信號(hào)[8]。干電極根據(jù)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(jù)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(tǒng)中應(yīng)用了一種石墨烯干電極，其通過(guò)真空抽濾法將石墨烯附著到柔性織物基底上，通過(guò)黏膠增加涂層的耐摩擦形，實(shí)驗(yàn)證明該新型干電極能夠?qū)崿F(xiàn)腦電信號(hào)的高信噪比精確采集，并且滿足長(zhǎng)時(shí)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(hào)質(zhì)量并沒(méi)有隨時(shí)間發(fā)生明顯變化，準(zhǔn)確可靠，可以滿足便攜式腦電采集設(shè)備的要求。張硯召等[25]通過(guò)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(fù)合電極，如圖6所示，織物采用聚丙烯無(wú)紡布，用聚丙烯酸共聚酯復(fù)合乳液浸漬后得到復(fù)合電極片，其具有良好的柔性和導(dǎo)電能力，使用方便，不會(huì)對(duì)皮膚造成損傷。在進(jìn)行腦電信號(hào)檢測(cè)的實(shí)驗(yàn)中，腦電信號(hào)的強(qiáng)度與穩(wěn)定性與商用的Ag-AgCl電極性能相近，這為織物電極應(yīng)用于腦電檢測(cè)電極提供了思路。牛頔璠等[26]通過(guò)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(shí)優(yōu)化了電極舒適性，由此可知增加吸濕棉線對(duì)織物電極設(shè)計(jì)或有積極意義。織物電極作為典型干電極，其創(chuàng)新空間較傳統(tǒng)濕電極大的多，其獨(dú)特優(yōu)勢(shì)為可以集成進(jìn)紡織品衣物中，符合生物電信號(hào)日常監(jiān)測(cè)需求[27]。但其主要問(wèn)題為摩擦易產(chǎn)生影響、壽命不穩(wěn)定、易受環(huán)境濕度影響以及需要考慮過(guò)敏反應(yīng)等[28-30]。目前對(duì)織物電極的研究多針對(duì)肌電和心電檢測(cè)，如何改進(jìn)已有的織物電極以適應(yīng)腦電幅值更小、波形復(fù)雜和檢測(cè)時(shí)獨(dú)特的頭部環(huán)境等特點(diǎn)，是研究新型腦電檢測(cè)干電極的重要方向[31]。

圖6 石墨烯-聚丙烯酸共聚酯-織物復(fù)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(fā)生實(shí)際接觸，故其不在皮膚表面形成實(shí)際電流，而是通過(guò)介質(zhì)將頭皮的電信號(hào)利用電感耦合原理導(dǎo)入放大電路。為了不受介質(zhì)中數(shù)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(fā)明了一種基于電容耦合原理的干電極，其電介質(zhì)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(shí)現(xiàn)極板與頭皮非接觸。此外觸角樣電介質(zhì)可以克服頭發(fā)的障礙，結(jié)構(gòu)巧妙，采集信號(hào)質(zhì)量更高。非接觸式電極的獨(dú)特優(yōu)點(diǎn)為無(wú)需測(cè)前準(zhǔn)備、對(duì)被測(cè)皮膚無(wú)狀態(tài)要求以及不存在過(guò)敏問(wèn)題等。其主要問(wèn)題為將干電極缺點(diǎn)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(cè)中優(yōu)勢(shì)明顯，不需要去除頭皮毛發(fā)、減少佩戴電極的抵觸情緒[34-35]。針對(duì)應(yīng)用于腦電檢測(cè)非接觸式電極的創(chuàng)新，應(yīng)主要集中在裝置集成、信號(hào)處理和整個(gè)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)優(yōu)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(guò)角質(zhì)層的微針樣電極，這種方法主要可以解決頭皮角質(zhì)高阻抗的問(wèn)題，采集到的生物電信號(hào)更準(zhǔn)確。然而，雖然它很大程度降低了接觸阻抗，但是對(duì)頭皮造成的損傷限制了它的應(yīng)用[37]。現(xiàn)在微針陣列電極(microneedle array electrode, MNAE)已經(jīng)成為研究熱點(diǎn)，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(duì)苯二甲酸乙二醇酯(polyethylene terephthalate, PET)、聚對(duì)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(jī)械系統(tǒng)(microelectromechanical system, MEMS)制造工藝柔性微針陣列干電極，其創(chuàng)新點(diǎn)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(wèn)題，在與傳統(tǒng)濕電極進(jìn)行對(duì)比心電信號(hào)測(cè)試實(shí)驗(yàn)中，波形更清晰、幅值更穩(wěn)定，但該研究中未提及此電極腦電信號(hào)采集測(cè)試的相關(guān)結(jié)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(zhǎng)徑微針電極容易折斷的問(wèn)題，其研究肯定了微針電極在腦電檢測(cè)領(lǐng)域的前景。Satti等[41]用電鍍金層的316 L不銹鋼針做導(dǎo)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(wěn)定性和耐久性，兼顧了生物相容性和導(dǎo)電性。腦電檢測(cè)中的微針電極的難點(diǎn)主要是減少創(chuàng)傷和克服運(yùn)動(dòng)偽影敏感性，研究方向應(yīng)為提高生產(chǎn)工藝以確保信號(hào)質(zhì)量、尋找新型涂層以增強(qiáng)導(dǎo)電穩(wěn)定性、改善針長(zhǎng)度和結(jié)構(gòu)以適應(yīng)頭部等[42-43]。

1為電介質(zhì)；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(zhǎng), 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(jù)加工方案的不同可有多種設(shè)計(jì)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(gè)導(dǎo)電單元上帶有多個(gè)指狀電極柱，在腦電信號(hào)檢測(cè)時(shí)，多個(gè)電極柱可以與頭皮角質(zhì)層緊密接觸。為了減少剛性材料對(duì)頭皮的壓迫感，該類干電極往往會(huì)采用機(jī)械緩沖結(jié)構(gòu)。如圖9所示，閆天翼等[44]發(fā)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(jié)構(gòu)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(tǒng)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(jié)構(gòu)可以很好地提升被測(cè)者的舒適性。葉鵬飛等[45]在腦電睡眠監(jiān)測(cè)實(shí)驗(yàn)中研發(fā)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(jiān)測(cè)設(shè)備上增加腦電監(jiān)測(cè)功能，盡可能方便臨床檢驗(yàn)阻塞性睡眠呼吸暫停(obstructive sleep apnea, OSA)疾??；其采用10～20導(dǎo)聯(lián)法，將新型干電極與傳統(tǒng)AgCl濕電極進(jìn)行同時(shí)對(duì)比試驗(yàn)，結(jié)果顯示新型電極對(duì)腦電識(shí)別準(zhǔn)確性較高(尤其是清醒期的信號(hào)識(shí)別)，電極安裝簡(jiǎn)單方便，為便攜式設(shè)備的腦電監(jiān)測(cè)提供了新思路。指狀干電極以多頭電極柱為特點(diǎn)直接與皮膚接觸，結(jié)構(gòu)形狀區(qū)別于其他干電極，多與其他電極特點(diǎn)交叉，避免了針電極的侵入性。其難點(diǎn)仍為典型干電極的頭皮接觸阻抗問(wèn)題，其創(chuàng)新一般伴隨著新型材料與加工制造技術(shù)的發(fā)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(jī)材料，如聚丙烯酰胺可以在不同電壓下產(chǎn)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，F(xiàn)ernandes等[48]曾設(shè)計(jì)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(chǎng)變化時(shí)會(huì)發(fā)生彎曲，其體積和質(zhì)量特性會(huì)發(fā)生變化，通過(guò)光纖導(dǎo)入的光信號(hào)經(jīng)過(guò)這種水凝膠時(shí)折射也會(huì)發(fā)生變化，通過(guò)探測(cè)器可以將光信號(hào)的變化轉(zhuǎn)化成電信號(hào)的變化。經(jīng)估算，該方法可以檢測(cè)到2 nV/cm的電場(chǎng)變化，符合腦電測(cè)試的要求。由于檢測(cè)電極與頭皮發(fā)生實(shí)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(zhǔn)干電極)

針對(duì)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(nèi)的電解質(zhì)微量釋放到頭皮表面，建立相對(duì)穩(wěn)定的電極——頭皮界面[16]。宋延娟[49]研發(fā)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(guò)電沉積等技術(shù)制備出包含二氧化鈦和金的納米薄膜，薄膜外層選用對(duì)聚合物有吸附力的殼聚糖作為接觸媒介，具有創(chuàng)新性，多范式實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析下效果與傳統(tǒng)濕電極接近，特定范式下EEG信號(hào)特征明顯。如圖12所示，李廣利等[16]研發(fā)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(zhì)液體為氯化鈉溶液，與傳統(tǒng)濕電極對(duì)比進(jìn)行穩(wěn)態(tài)視覺(jué)誘發(fā)電位(steady-state visual evoked potentials, SSVEP)范式結(jié)果高度相似，新型陶瓷半干電極具有優(yōu)異的非極化性能接觸面阻抗相對(duì)低且穩(wěn)定，在腦機(jī)接口和可穿戴設(shè)備方面具有巨大應(yīng)用前景。陳曉蘇[50]發(fā)明了一種基于半干電極的腦電采集帽，如圖13所示。其導(dǎo)電觸點(diǎn)與儲(chǔ)液裝置內(nèi)部連通，電極可選擇金屬或者導(dǎo)電織物等，創(chuàng)新點(diǎn)為尾部?jī)?chǔ)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(chǎn)品可以適應(yīng)各種頭型尺寸，符合人體工學(xué)設(shè)計(jì)，結(jié)合了半干電極與腦電帽設(shè)計(jì)的優(yōu)點(diǎn)。Gao等[51]提出了一種新軟刷狀半干電極，使用碳涂層尼龍導(dǎo)電刷，具有低阻抗和電極柔軟的優(yōu)良性能。如圖14所示，刷毛形結(jié)構(gòu)可以克服頭發(fā)障礙，能夠直接連接到頭皮，因此該電極創(chuàng)新性的使用飲用水代替鹽水工作。經(jīng)過(guò)α節(jié)律測(cè)量、P300視覺(jué)激發(fā)電位測(cè)量等實(shí)驗(yàn)，新軟刷狀半干電極比傳統(tǒng)的鹽水半干電極性能更優(yōu)。半干電極綜合了傳統(tǒng)電極與干電極的特點(diǎn)，既兼顧了降低阻抗所需要的電解質(zhì)層，又避免了干電極對(duì)皮膚的創(chuàng)傷。但是由于電解質(zhì)的釋放需要均勻的壓力，其創(chuàng)新難點(diǎn)主要在尋找能持續(xù)可控釋放電解質(zhì)的電解質(zhì)滲透材料，設(shè)計(jì)可以獲得穩(wěn)定電解質(zhì)濃度的電極結(jié)構(gòu)[52-54]。

1為環(huán)形頭箍；2為半環(huán)形頭箍；3為儲(chǔ)液裝置；4為抓手； 5為導(dǎo)電觸點(diǎn)；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(jié)構(gòu)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(jié)與展望

在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，腦電圖在檢測(cè)癲癇、評(píng)估腦病變程度和檢測(cè)腦部缺血等方面不可或缺，是神經(jīng)重癥監(jiān)護(hù)室應(yīng)用最廣泛的影像學(xué)工具[55]。在游戲領(lǐng)域，腦機(jī)接口可以向用戶提供區(qū)別于傳統(tǒng)運(yùn)動(dòng)控制的輸入信號(hào)，如已經(jīng)完成的Brainball、MindGame等游戲，用戶可以通過(guò)大腦想象完成游戲操作[56]。在教育研究領(lǐng)域，基于EEG的技術(shù)已經(jīng)可以精準(zhǔn)識(shí)別學(xué)生的情感和情緒，如Computer Aided Edeucationg System可以幫助老師對(duì)特殊學(xué)生進(jìn)行更好的管理[57]。研究腦電信號(hào)極具價(jià)值，設(shè)計(jì)穩(wěn)定獲取符合需求信號(hào)的腦電極是一切研究工作的基礎(chǔ)。

腦電電極面臨的主要難點(diǎn)有頭皮毛發(fā)對(duì)檢測(cè)的干擾、長(zhǎng)時(shí)間測(cè)試對(duì)電極穩(wěn)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(dǎo)電性的要求、運(yùn)動(dòng)與動(dòng)作下電極材料是否會(huì)損傷頭部、惡劣溫度濕度對(duì)檢測(cè)的干擾、新型材料是否會(huì)造成敏感人群的過(guò)敏反應(yīng)以及是否方便應(yīng)用于便攜檢測(cè)設(shè)備等[58]。隨著微電子技術(shù)、微納制造技術(shù)、無(wú)線電通信技術(shù)和信號(hào)處理技術(shù)的飛速發(fā)展，新型電極的研發(fā)水平也得到顯著提升[59]。當(dāng)前研究熱點(diǎn)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(shè)計(jì)，研究思路普遍為方便易攜(高度集成)、操作簡(jiǎn)單、接觸良好(低輸入阻抗)、增強(qiáng)使用者體驗(yàn)(無(wú)創(chuàng)、好清理)、穩(wěn)定可靠等。實(shí)現(xiàn)形式主要有優(yōu)化電極的幾何形狀、改變電極的尺寸、優(yōu)化電極的結(jié)構(gòu)、尋找新的柔性材料或?qū)щ姴牧稀?yōu)化電解質(zhì)液體的穩(wěn)定釋放以及改進(jìn)多材料復(fù)合電極的加工工藝(如3D打印技術(shù))等[60]。

此外，腦電檢測(cè)電極的設(shè)計(jì)離不開(kāi)在采集系統(tǒng)的整體設(shè)計(jì)[61-62]，采集系統(tǒng)朝模塊化、集成化、緊湊化發(fā)展(如后端處理電路小型化設(shè)計(jì)、采集電路與電極一體化等)，更高性能的放大器得到應(yīng)用，更加科學(xué)的電極導(dǎo)聯(lián)方式被推廣[63]。而未來(lái)針對(duì)生物電傳感器的突破，與新型材料的研發(fā)和材料加工技術(shù)的升級(jí)密不可分[64-65]。