王梓斌，劉國柱，孫建輝

（1.山東師范大學(xué)物理與電子科學(xué)學(xué)院，濟(jì)南 250358；2.中科芯集成電路有限公司，江蘇無錫 214072）

1 引言

腦電（Electroencephalogram, EEG）信號(hào)與生物體的生命狀態(tài)密切相關(guān)，其具有非線性、幅值低、頻率范圍低、噪聲強(qiáng)、隨機(jī)性強(qiáng)等特點(diǎn)。隨著醫(yī)學(xué)、神經(jīng)科學(xué)、認(rèn)知心理學(xué)、微電子技術(shù)、人工智能研究等學(xué)科與技術(shù)的迅速發(fā)展，EEG 信號(hào)的檢測(cè)發(fā)揮著越來越重要的作用。EEG 信號(hào)是腦神經(jīng)細(xì)胞電生理活動(dòng)在大腦皮層或頭皮表面的總體反映，作為人體體征信號(hào)中的一種典型信號(hào)，其包含了大量的神經(jīng)電生理信息。對(duì)EEG信號(hào)進(jìn)行采集與分析，一方面，對(duì)于臨床醫(yī)學(xué)尤其在抑郁癥、癲癇、腦腫瘤、癡呆等諸多神經(jīng)系統(tǒng)疾病的臨床診斷中發(fā)揮著重要作用；另一方面，在腦科學(xué)研究與工程應(yīng)用方面，EEG 信號(hào)檢測(cè)設(shè)備與人工智能（Artificial Intelligence,AI）技術(shù)相互融合促進(jìn)，例如研究人員正在嘗試通過提取EEG 信號(hào)有關(guān)特征以實(shí)現(xiàn)腦機(jī)接口（Brain Computer Interface, BCI）通訊閉環(huán)控制。然而EEG 信號(hào)是低頻率低幅值的非平穩(wěn)隨機(jī)信號(hào)，很容易受到頭皮與傳感器之間接觸狀態(tài)的影響以及來自環(huán)境噪聲等各類背景噪聲的干擾[1]，因此這些微弱的EEG 信號(hào)需要被放大并進(jìn)行一系列抗噪聲處理。

EEG 檢測(cè)包括基于傳感器/電極的信號(hào)采集以及采集后的調(diào)理芯片處理，傳統(tǒng)的EEG 檢測(cè)流程包括：將濕電極制成的EEG 檢測(cè)帽戴到使用者頭上，將導(dǎo)電膠涂抹到電極與頭皮的接觸處，接上引線進(jìn)行采集；采集的信號(hào)通過放大器進(jìn)行微弱EEG 小信號(hào)放大處理，以及隨后的濾波等預(yù)處理操作；經(jīng)過通信模塊將信號(hào)傳輸?shù)接?jì)算機(jī)等上位機(jī)進(jìn)行算法處理[2]。近十幾年來，具備體積小、使用安全方便、佩戴舒適等特點(diǎn)的便攜式EEG 檢測(cè)微型設(shè)備開始獲得廣泛的實(shí)際應(yīng)用，這種微型化裝置可以對(duì)癲癇等慢性疾病進(jìn)行長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)，也將大大提高用戶對(duì)腦機(jī)接口系統(tǒng)的接受度。因此基于EEG 傳感檢測(cè)芯片構(gòu)成的便攜可穿戴EEG 信號(hào)檢測(cè)微系統(tǒng)有著良好的研發(fā)和應(yīng)用前景，具有廣泛的醫(yī)學(xué)意義[3]。本文主要介紹了EEG 信號(hào)檢測(cè)微傳感器芯片，主要包括EEG 電極、EEG 信號(hào)傳感后調(diào)理芯片2 部分，對(duì)EEG 檢測(cè)傳感器與傳感后調(diào)理芯片的國內(nèi)外研究工作以及發(fā)展趨勢(shì)進(jìn)行了綜述。

2 EEG 檢測(cè)芯片系統(tǒng)傳感器模塊

電極能夠從頭皮表面獲取EEG 信號(hào)，在EEG 信號(hào)檢測(cè)過程中發(fā)揮著重要的作用，其主要分為濕電極和干電極。傳統(tǒng)的EEG 信號(hào)采集方法通常使用濕接觸電極，濕電極多年來一直是記錄頭皮表面EEG 信號(hào)的最常用設(shè)備，然而這需要操作員花費(fèi)時(shí)間將導(dǎo)電凝膠涂抹到每個(gè)測(cè)試位置，使用后凝膠的清理過程對(duì)于受試者來說也比較痛苦。因此，濕接觸電極的使用過程非常繁瑣，不方便神經(jīng)系統(tǒng)疾病的診斷，特別是在需要長(zhǎng)時(shí)間記錄EEG 信號(hào)的情況下（長(zhǎng)時(shí)間使用的情況下導(dǎo)電凝膠會(huì)脫水凝固），所以傳統(tǒng)濕電極不適合可穿戴EEG 檢測(cè)設(shè)備或系統(tǒng)。

為了克服傳統(tǒng)濕電極的缺點(diǎn)，各類的新型干電極被研發(fā)出來，這些設(shè)計(jì)在消除電極對(duì)電解凝膠依賴的同時(shí)保證了低接觸阻抗和良好的信噪比。根據(jù)電極與頭皮的接觸方式與程度進(jìn)行分類，干電極主要分為兩大類：（1）干接觸電極，可以進(jìn)一步被分為有創(chuàng)干接觸電極與無創(chuàng)干接觸電極；（2）無接觸電極，通過“電容耦合”效應(yīng)來感知頭皮的生物電位信號(hào)，而無需直接與頭皮接觸，但是這種傳感方法對(duì)于神經(jīng)信號(hào)記錄來說不夠準(zhǔn)確、可靠和靈敏[4]。干接觸電極大多需要穿過頭發(fā)，通過直接接觸頭皮去感知EEG 信號(hào)，但是由于不使用導(dǎo)電凝膠，直接貼在頭皮上，電極與頭皮之間的阻抗會(huì)非常大，這對(duì)傳感后放大器模塊的電路設(shè)計(jì)提出了挑戰(zhàn)，需要優(yōu)化匹配傳感器與頭皮之間的電氣接口。同時(shí)如何最大可能地降低EEG 檢測(cè)過程中各類噪聲引發(fā)的感知EEG 信號(hào)污染，這也給電極的設(shè)計(jì)帶來了困難。

此外，也可以依據(jù)不同的研究技術(shù)或制作工藝路線對(duì)干電極進(jìn)行分類：（1）使用微機(jī)電系統(tǒng)（Micro Electro Mechanical System, MEMS）工藝制造的EEG干電極；（2）適合微型可穿戴設(shè)備或系統(tǒng)的EEG 有源電極，該設(shè)計(jì)將干接觸電極和傳感后電路集成在一起；（3）電容AC 耦合（Alternating Current Coupling,AC Coupling）的無接觸干電極；（4）半干電極；（5）DC 耦合（Direct Current Coupling,DC Coupling）的干接觸電極；（6）通過指狀、梳狀等類似結(jié)構(gòu)穿過頭皮解決“頭發(fā)障礙”的干電極；（7）通過3D 打印機(jī)制備的干電極；（8）其余類型的干電極。同時(shí)，這些報(bào)道的干電極存在不同技術(shù)路線或制作工藝路線的互相融合。

2.1 有創(chuàng)的干接觸電極

由于頭皮上的角質(zhì)層會(huì)帶來高阻抗，因此，一些研究主要集中在借助MEMS 工藝技術(shù)制作微針或者納米針穿透頭皮的角質(zhì)層[5]，以此大幅度降低頭皮與電極之間的阻抗，相比于無創(chuàng)直接貼合頭皮獲取EEG信號(hào)的平板干接觸電極，通過微針電極獲取的信號(hào)質(zhì)量更好，然而其具備一定的刺穿性，存在感染的風(fēng)險(xiǎn)，同時(shí)電極制作的成本也很高。當(dāng)然，如果電極微針的長(zhǎng)度合適，使用者不會(huì)感到任何疼痛。為了避免疼痛，微針的長(zhǎng)度最好不超過200 μm，在理想情況下，穿透長(zhǎng)度應(yīng)減少至70 μm，醫(yī)學(xué)文獻(xiàn)中報(bào)告的表皮層厚度僅為70 μm[6]。2002 年斯德哥爾摩皇家理工學(xué)院課題組使用微針MEMS 干電極成功采集前額EEG 信號(hào)，并提出微針的尺寸與涂層材料和電極的接觸阻抗有著密切的聯(lián)系，干電極上的微針陣列如圖1 所示，該電極底層載體為一塊圓形雙面電路板，涂有Ag/AgCl 涂層材料的微針附著在底層載體上，該MEMS 干電極技術(shù)以侵入性的方式獲取EEG 信號(hào)[7]。

圖1 干電極上的微針陣列[7]

2008 年巴塞羅那大學(xué)神經(jīng)病學(xué)實(shí)驗(yàn)室報(bào)告了使用多壁碳納米管（Multi Walled Carbon Nano Tube,MWCNT）材料的新型微針陣列電極[8]，并提供了一系列人體試驗(yàn)結(jié)果，MWCNT 電極如圖2 所示，該電極呈現(xiàn)微針形狀。微針狀電極以導(dǎo)電的多摻雜硅作為襯底，然后在多摻雜硅襯底上面附著碳納米管材料，其設(shè)計(jì)目標(biāo)是微針狀電極能夠穿透頭皮角質(zhì)層并改善接觸阻抗。測(cè)試表明其性能與當(dāng)時(shí)研究的主流方向濕電極相當(dāng)，并且試驗(yàn)六個(gè)月后未觀察到受試者身上有任何副作用，受試者在使用電極時(shí)也未報(bào)告任何疼痛或異常感覺。

圖2 MWCNT 電極設(shè)計(jì)原型圖[8]

2013 年上海交通大學(xué)采用切割、刻蝕和濺射等一系列MEMS 工藝制備了一種可用于長(zhǎng)期腦電圖測(cè)量的金字塔形微針電極。通過穿刺測(cè)試和舒適度調(diào)查，優(yōu)化了電極的刺穿力度和深度，金字塔形電極如圖3所示，刺穿深度為200 μm，使用舒適、安全、無疼痛[9]。

圖3 金字塔形電極及其微針在顯微鏡下呈現(xiàn)的圖像[9]

2.2 無創(chuàng)的干接觸電極

常見的干接觸電極還有無創(chuàng)干接觸電極，與使用微針穿透頭皮角質(zhì)層的具有刺穿性的有創(chuàng)電極不同，無創(chuàng)干接觸電極與頭皮的接觸面上不會(huì)有微針，接觸面通常為基于柔性材料制作的平板結(jié)構(gòu)，以此保證頭皮與電極保持持續(xù)的緊密接觸。由于電極與頭皮的接觸面沒有涂抹導(dǎo)電膏，電極也沒有穿透角質(zhì)層感知EEG 信號(hào)，因此電極的接觸阻抗很大，這就要求后端放大器的輸入阻抗足夠大，以此匹配前端電極的阻抗。此外，電極與頭皮面的接觸狀況會(huì)受到電極和頭發(fā)之間摩擦的影響，所以突破“頭發(fā)障礙”也是需要克服的困難。通常傳感器的整體結(jié)構(gòu)被設(shè)計(jì)為“指狀”或者“梳狀”，以保證電極穿越“頭發(fā)障礙”，達(dá)到電極陣列更好地與頭皮可靠接觸的目的。最早在1994 年，加利福尼亞大學(xué)提出了一種用于EEG 信號(hào)記錄的干電極[10]，傳感器的整體結(jié)構(gòu)如圖4 所示。設(shè)計(jì)的電極避免了使用前涂抹導(dǎo)電膏，并且與傳統(tǒng)濕電極進(jìn)行對(duì)比，發(fā)現(xiàn)EEG 信號(hào)輸出完全符合當(dāng)時(shí)的評(píng)估標(biāo)準(zhǔn)，然而其設(shè)計(jì)的電極仍然存在著一些需要解決的問題。由于在采集EEG 信號(hào)的過程中需要保持電極與頭皮的良好接觸，而在當(dāng)時(shí)，由于集成電路技術(shù)并不是很發(fā)達(dá)，干電極的表面積較大（通常直徑為6～15 mm），因此電極和頭發(fā)的接觸運(yùn)動(dòng)可能會(huì)導(dǎo)致頭皮與電極分離。同時(shí)，由于運(yùn)動(dòng)偽影，在干電極的使用中經(jīng)常觀察到低頻閃爍噪聲（1/f）以及近似直流的電極失調(diào)噪聲，這些噪聲會(huì)降低所得到的EEG 圖像的質(zhì)量。

圖4 實(shí)驗(yàn)性干電極（所有組件均封裝在屏蔽銅盒中）[10]

2011 年臺(tái)灣交通大學(xué)提出了一種新型的干泡沫電極以用于長(zhǎng)期腦電圖檢測(cè)[11]，這種電極改善了以往干電極不能很好地透過“頭發(fā)障礙”接觸頭皮的問題，同時(shí)它不同于其他大多數(shù)使用MEMS 工藝刺穿頭皮的干電極，也不同于當(dāng)時(shí)一些具有無創(chuàng)特點(diǎn)的織物電極，這些織物電極通常用于心電圖（Electrocardiograph,ECG）的檢測(cè)，不適合測(cè)量毛發(fā)部位的生物電位，因?yàn)槊l(fā)會(huì)減少皮膚和電極的接觸面積。這種新型干泡沫電極在解決這些“頭發(fā)障礙”問題的同時(shí)，還進(jìn)一步保持了織物電極無創(chuàng)、舒適的特點(diǎn)。其設(shè)計(jì)將一種由聚氨酯材料制成的導(dǎo)電聚合物泡沫壓縮變形，干泡沫EEG 檢測(cè)電極如圖5 所示，給出了設(shè)計(jì)傳感器的每層組成結(jié)構(gòu)與每層的幾何尺寸。經(jīng)過實(shí)驗(yàn)評(píng)估，發(fā)現(xiàn)在電極與皮膚接觸面積相同的情況下，一方面，該新型干泡沫電極的接觸阻抗遠(yuǎn)低于織物電極的接觸阻抗；另一方面，新型干泡沫電極的性能表現(xiàn)與濕電極相近，并且有毛發(fā)處的阻抗和無毛發(fā)處的阻抗幾乎相等，說明它能夠適應(yīng)不規(guī)則頭皮表面，甚至毛發(fā)部位。由于該電極良好的柔軟性和頭皮附著力，在長(zhǎng)時(shí)間的步行運(yùn)動(dòng)下，該電極運(yùn)動(dòng)偽影明顯小于傳統(tǒng)濕電極。盡管電極使用材料的生物相容性仍需進(jìn)一步驗(yàn)證，但這展現(xiàn)了該電極在EEG 信號(hào)檢測(cè)上的潛力，它為臨床和研究應(yīng)用提供了一種新型的干電極原型。

圖5 干泡沫EEG 檢測(cè)電極[11]

2.3 半干接觸電極

傳統(tǒng)濕電極通過涂抹導(dǎo)電凝膠，填充頭皮與電極之間的縫隙，構(gòu)成導(dǎo)通電路，降低電極與頭皮之間的接觸阻抗，使用濕電極構(gòu)成的EEG 信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)采集到的EEG 信號(hào)質(zhì)量最好，濕接觸電極可以作為其他電極系統(tǒng)的標(biāo)準(zhǔn)。然而使用濕電極采集EEG 信號(hào)存在電極使用前準(zhǔn)備工作復(fù)雜繁瑣以及使用后清理困難等問題，難以在日常生活中廣泛使用；干電極不需要使用導(dǎo)電凝膠，但是也有信號(hào)質(zhì)量差、噪聲嚴(yán)重的問題。部分研究結(jié)合了“濕”（低阻抗）和“干”（無凝膠）電極系統(tǒng)的優(yōu)點(diǎn)，研制了可以自動(dòng)往電極-頭皮接觸面?zhèn)鬏斏倭侩娊庖旱摹鞍敫呻姌O”，以克服常規(guī)干接觸電極和濕電極（Ag/AgCl）用于EEG 信號(hào)記錄的局限性，“半干電極”展現(xiàn)了EEG 信號(hào)測(cè)試和應(yīng)用開發(fā)的前景，是一種有使用前途的中間替代品。

2016 年葡萄牙波爾圖大學(xué)神經(jīng)心理生理學(xué)實(shí)驗(yàn)室提出了一種基于聚碳酸酯芯和潤(rùn)濕劑（電解液）的新型聚合物電極[12-13]，這種新型電極的設(shè)計(jì)類似于毛筆的原理，電極尖端通過少量放置在皮膚和電極接觸處的潤(rùn)濕劑保持毛筆筆尖持續(xù)濕潤(rùn)，潤(rùn)濕劑是通過由重力和來自內(nèi)置儲(chǔ)液器的毛細(xì)力驅(qū)動(dòng)至電極尖端的；信號(hào)傳導(dǎo)則是通過內(nèi)置儲(chǔ)液器內(nèi)的氯化物銀絲。研究人員在相同條件下比較了使用聚合物電極系統(tǒng)和傳統(tǒng)Ag/AgCl 電極系統(tǒng)在聽覺怪球范式實(shí)驗(yàn)中的性能表現(xiàn)，結(jié)果表明，其性能表現(xiàn)與傳統(tǒng)的Ag/AgCl 電極類似。2017 年中國科學(xué)院半導(dǎo)體研究所集成光電子學(xué)國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室開發(fā)了一種兼具干電極高便捷性和濕電極低接觸阻抗的新型微滲漏電極[14]，其結(jié)構(gòu)如圖6（a）所示，其中i 為圓柱狀的樹脂外殼，ii 為氯化過的銀絲，iii 為靈活柔軟的電極尖端，iv 為聚合物海綿，v 為標(biāo)準(zhǔn)商用濕電極EEG 引線。圖6（b）展示了電極的實(shí)物形狀，其靈活柔軟的電極尖端類似于中國毛筆的尖端，它的錐形尖端可以穿過頭發(fā)，很容易接觸頭皮。圖6（c）給出了電極在頭皮的檢測(cè)位點(diǎn)。電極在與頭皮接觸后，其尖端只需較小的壓力便可以改變形狀，從而擴(kuò)大頭皮與電極的接觸面積，進(jìn)而獲得更好的接觸阻抗。使用前，將電極浸入電解液中，海綿將持續(xù)吸收電解液直至飽和，使用中，存儲(chǔ)了電解液的海綿將通過尖端向頭皮連續(xù)提供少量電解液，持續(xù)保持頭皮與電極尖端的接觸處濕潤(rùn)。同時(shí)，研究人員比較了該新型微滲漏電極與其他幾款半干電極，結(jié)果表明，與其他半干電極相比，采用彈性柔軟接觸材料的微滲漏電極使用時(shí)間最長(zhǎng)，接觸阻抗最低；同時(shí)，隨著對(duì)電極材料和電解液的逐步研究，半干電極將會(huì)在兼具便捷性的同時(shí)性能更加強(qiáng)大，為便攜式EEG 信號(hào)檢測(cè)裝置所使用。圖6（d）是以該電極為基礎(chǔ)制作的EEG 檢測(cè)帽。

圖6 新型微滲漏電極[14]

2.4 無接觸電極

無接觸電容電極通過測(cè)量頭皮表面和置于頭發(fā)上的電極之間的電容來記錄EEG 信號(hào)，它依賴于檢測(cè)位移電流，位移電流與EEG 信號(hào)源相關(guān)的電場(chǎng)變化成正比。盡管有很多人認(rèn)為無接觸電極不適用于醫(yī)療級(jí)別的場(chǎng)景，對(duì)干接觸電極的改善才是研究的主流，但也有很多科研人員仍然在研究無接觸電極。濕電極和干接觸電極都需要直接接觸皮膚才能順利工作，而無接觸電極可以隔著衣服，頭發(fā)等絕緣層工作，理論上更加方便、安全，也可以帶給使用者更好的舒適感。最早在1973 年日本東北大學(xué)提出了一種基于鈦酸鋇陶瓷材料的無接觸電容型電極，該電極可以用于EEG、ECG 等微弱生物信號(hào)的檢測(cè)[15]。1994 年英國薩塞克斯大學(xué)描述了一個(gè)ECG 陣列系統(tǒng)，其由25 個(gè)超高阻抗傳感器（屬于無接觸電極）組成，不需要與身體進(jìn)行歐姆電接觸[16]。進(jìn)一步的，即便使用無接觸電容型電極，借助傳感后電路結(jié)構(gòu)的改善，仍然可以彌補(bǔ)無接觸電極感知信號(hào)不夠準(zhǔn)確的缺點(diǎn)。例如，2010 年加利福尼亞大學(xué)電氣與計(jì)算機(jī)工程系課題組開發(fā)了一種無線生物信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)，其使用了無接觸電極，實(shí)物圖如圖7 所示，其給出了電容傳感器的組成結(jié)構(gòu)：接頭、放大器、中間介質(zhì)層和處于底層的感應(yīng)板。該系統(tǒng)展示了無接觸電極同樣可以產(chǎn)生與臨床級(jí)Ag/AgCl 電極涂導(dǎo)電膏的濕電極質(zhì)量相當(dāng)?shù)男盘?hào)，可以應(yīng)用于準(zhǔn)確檢測(cè)ECG 和EEG 信號(hào)，非常適合未來的移動(dòng)醫(yī)療設(shè)備，同時(shí)作者也提出，電容式無接觸傳感器的一個(gè)主要缺點(diǎn)是易受運(yùn)動(dòng)偽影的影響[17]。

圖7 無接觸電容電極實(shí)物圖[17]

針對(duì)無接觸電極的運(yùn)動(dòng)偽影問題，也有論文進(jìn)行了分析與解決，例如，2017 年弗林德斯大學(xué)提出了一種新的無接觸電極結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)，其無接觸電極結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)圖如圖8 所示，通過構(gòu)建一個(gè)分段共面環(huán)形電容電極，增加環(huán)形分離，增加了EEG 的通信率并改善了偽影問題，最終獲得可靠的信號(hào)[18]。

圖8 無接觸電極結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)圖[18]（單位：mm）

2013 年韓國首爾大學(xué)引入了一種可以用于EEG信號(hào)記錄的電容電極[19]，基于聚合物泡沫材料的EEG電容電極如圖9 所示，該電極材料基于導(dǎo)電聚合物泡沫制成，從而提高了電極性能，和其他電容電極一樣，它不需要皮膚與電極直接接觸。

圖9 基于聚合物泡沫材料的EEG 電容電極[19]

同年，首爾大學(xué)還開發(fā)了一種基于聚二甲基硅氧烷（Polydimethylsiloxane,PDMS）材料的通過粘合劑貼在頭皮上的小尺寸生物電容電極[20]，用于長(zhǎng)期腦電圖監(jiān)測(cè)。該EEG 電極與皮膚之間的粘附力相對(duì)較強(qiáng)，因此電極可以在無任何附加裝置的情況下附著在頭皮上，該電極相對(duì)于以往的電容電極尺寸小得多，同時(shí)保持著優(yōu)良的電氣特性，其直徑僅為6 mm，高度為4 mm，可以被頭發(fā)遮住，其結(jié)構(gòu)如圖10 所示?；谄つw和細(xì)胞的試驗(yàn)表明，該電極具有足夠的生物相容性，可長(zhǎng)期使用。

圖10 基于PDMS 材料的EEG 電極以及組裝示意圖[20]

2016 年首爾大學(xué)制備了一種基于碳納米管（Carbon Nano-Tube, CNT）/ 粘合劑聚二甲基硅氧烷（adhesive Polydimethylsiloxane,aPDMS）復(fù)合材料的無接觸電容電極[21]，用于EEG 信號(hào)的測(cè)量，電極結(jié)構(gòu)如圖11 所示。CNT/aPDMS 復(fù)合材料合成電極具有彈性好、導(dǎo)電性強(qiáng)、易粘著的特點(diǎn)，能夠在多毛發(fā)處與頭皮進(jìn)行自適應(yīng)的接觸和附著。通過記錄腦電圖來評(píng)估電極的性能，結(jié)果表明該電極具有較高的信噪比，可以產(chǎn)生與使用傳統(tǒng)濕電極獲得的信號(hào)相當(dāng)?shù)母哔|(zhì)量信號(hào)。

圖11 電極的結(jié)構(gòu)圖（包括焊盤、CNT/aPDMS 層和PDMS 環(huán)）[21]

此外，由于電容電極中的電極阻抗比傳統(tǒng)濕電極高得多，電容電極已經(jīng)有逐步發(fā)展成為有源電極的趨勢(shì)，電極內(nèi)部被嵌入了高輸入阻抗前置放大器。

2.5 適合可穿戴設(shè)備的有源干電極

近幾年，面向便攜可穿戴設(shè)備的EEG 信號(hào)采集有源電極系統(tǒng)也被報(bào)道了，有源電極系統(tǒng)集成了電極部分與傳感后電路部分。這些有源電極系統(tǒng)充分考慮了頭皮與傳感器之間的接口阻抗模型，通過傳感后電路結(jié)構(gòu)改進(jìn)去匹配實(shí)際的頭皮與傳感器之間的接口阻抗，以達(dá)到方便、準(zhǔn)確、可靠、安全地優(yōu)化EEG 的感知。常見的滿足EEG 可穿戴設(shè)備的體表電極可分為以下幾類[22]：適合長(zhǎng)期佩戴的金屬板電極、低成本的一次性泡沫墊電極、可吸附在頭皮的金屬電極（不需要束帶固定）、浮動(dòng)電極（需要盡量減少運(yùn)動(dòng)偽影噪聲）、柔性電極（佩戴舒適）和微針電極（皮下）。其中，可以滑動(dòng)穿過頭發(fā)的柔性金屬/聚合物有源電極是進(jìn)行高質(zhì)量電極-頭皮接觸最常見的形式。2015 年臺(tái)灣圖像與生物醫(yī)學(xué)光電研究所提出了一種新型的梳狀有源干電極[23]，其原理圖如圖12 所示，該電極適合測(cè)量毛發(fā)部位的腦電圖。與其他梳狀電極不同，通過集成有源電路，該電極表現(xiàn)出更優(yōu)異的性能，避免了信號(hào)衰減、相位失真并降低了共模抑制比。即使在運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下，它也能有效地獲取頭皮的EEG 信號(hào)。

圖12 梳狀有源干電極原理圖[23]

韓國光州技術(shù)科學(xué)院課題組于2019 年在Sensors期刊發(fā)表論文，其設(shè)計(jì)了一種二線制有源干接觸電極系統(tǒng)，該系統(tǒng)將手指狀彈簧機(jī)械形態(tài)的干接觸電極和傳感后有源緩沖電路相結(jié)合，用于EEG 信號(hào)檢測(cè)[24]，系統(tǒng)基于可伸縮的干接觸電極，能夠調(diào)節(jié)電極與頭皮的接觸程度。同時(shí)，電極部分和傳感后緩沖電路進(jìn)行了可靠的電耦合，并能適應(yīng)不均勻、多毛發(fā)的頭皮并提供具有低輸入電容的有效輸入阻抗轉(zhuǎn)換。該報(bào)道提出的有源干接觸電極示意圖及實(shí)物圖如圖13 所示，其系統(tǒng)包括有源電極電路和輔助電源電路兩個(gè)獨(dú)立的部分。電極模塊為圓柱形，直徑為11 mm，高度為17 mm。該有源電極將放大器、極低泄漏二極管以及12 個(gè)彈簧形狀的電極集成在單個(gè)印刷電路板（Printed Circuit Board,PCB）上。實(shí)驗(yàn)表明，該有源干接觸電極具有優(yōu)良的電氣特性，即較低（1.131 μVRMS）的放大器輸入等效噪聲、較小的輸入電容等。

圖13 有源干電極系統(tǒng)[24]

2021 年復(fù)旦大學(xué)基于銀薄片/PDMS 導(dǎo)電復(fù)合材料（Electrically Conductive Composite, ECC）開發(fā)了可用于EEG 傳感的柔性可伸縮有源干電極[25]?；贓CC材料的柔性可伸縮有源干電極系統(tǒng)如圖14 所示，該課題組提出的有源干電極由柔軟的襯底、電極和緩沖電路（由運(yùn)算放大器和電容器組成）構(gòu)成?；撞捎霉铇渲牧辖?jīng)過成型工藝制成，電極的制造則是通過在襯底上涂覆ECC 實(shí)現(xiàn)。此外，電路互連、元件的焊接以及與柔性印刷電路板（Flexible Printed Circuit,FPC）的連接都直接通過ECC 實(shí)現(xiàn)，簡(jiǎn)化了制造過程。與傳統(tǒng)的Ag/AgCl 無源濕電極相比，該有源干電極的背景噪聲與其相當(dāng)，并且對(duì)電源線干擾和運(yùn)動(dòng)偽影的敏感性更低。該電極系統(tǒng)在長(zhǎng)時(shí)間佩戴時(shí)能夠提供更好的舒適性，并且能夠滿足高質(zhì)量EEG 傳感的要求。

圖14 基于ECC 材料的柔性可伸縮有源干電極系統(tǒng)[25]

3 EEG 信號(hào)傳感后調(diào)理集成芯片

通過EEG 傳感器（電極）感知的EEG 信號(hào)屬于低電壓低頻的微弱生物小信號(hào)，這些微弱的生物信號(hào)需要被放大，因此對(duì)于低噪聲放大增益的要求比一般非生物信號(hào)的放大器高得多，并且它們非常容易受到環(huán)境干擾和電路輸入端口與內(nèi)部噪聲的破壞。影響EEG質(zhì)量的噪聲主要包括差分輸入失調(diào)電壓、1/f低頻閃爍噪聲、非理想MOS 開關(guān)電荷注入效應(yīng)引起的毛刺噪聲、電路內(nèi)部高斯白噪聲以及其他噪聲等，這些噪聲需要盡可能地消除或抑制。為了得到高質(zhì)量的EEG 信號(hào)，用于處理低頻微電壓EEG 生物放大器的芯片設(shè)計(jì)面臨以下挑戰(zhàn)：設(shè)計(jì)EEG 信號(hào)放大濾波電路時(shí)，由于EEG 信號(hào)容易受到50 Hz/60 Hz 的工頻交流室電的共模噪聲以及差分放大器輸入共模噪聲干擾，因此應(yīng)采用高共模抑制比（Common Mode Rejection Ratio，CMRR）的電路設(shè)計(jì)方法予以抑制；對(duì)EEG 的帶內(nèi)噪聲（尤其是低頻閃爍1/f噪聲以及近似直流的電極失調(diào)噪聲），應(yīng)進(jìn)行消除或抑制；此外，生物放大器的輸入阻抗需要與傳感器輸出阻抗匹配設(shè)計(jì)，以容忍電極輸出阻抗失配，這要求放大器的輸入阻抗足夠高；同時(shí)生物放大器芯片的功耗應(yīng)盡可能低，以適用于便攜式微型集成設(shè)備或系統(tǒng)。除了EEG 信號(hào)放大器對(duì)采集的信號(hào)進(jìn)行放大濾波等操作外，EEG 信號(hào)傳感后調(diào)理芯片通常還包括將EEG 模擬信號(hào)到數(shù)字信號(hào)量化轉(zhuǎn)換處理的生物模/ 數(shù)轉(zhuǎn)換器（Biological Analog/Digital Converter，bioADC）和負(fù)責(zé)數(shù)字EEG 無線傳輸?shù)臒o線射頻發(fā)送電路。隨著AI 技術(shù)的快速發(fā)展，包含特征提取、特征分類等模式識(shí)別/人工智能硬件引擎的EEG智能電路逐步被嵌入到EEG 信號(hào)檢測(cè)芯片中。

3.1 傳感器與頭皮之間的電氣模型

電極與頭皮的接觸方式以及使用的電極材料決定了電極與頭皮之間的阻抗網(wǎng)絡(luò)、電極極化電壓以及固定在頭皮上的使用舒適度。傳感器與頭皮之間的阻抗網(wǎng)絡(luò)包括電阻與電容，電極偏移電壓是電極之間的極化電壓差，其取決于兩個(gè)電極的電化學(xué)不平衡，Ag/AgCl 電極因其較低的電極極化電壓得到了廣泛應(yīng)用。幾種EEG 電極與頭皮之間的電氣模型如圖15 所示，分別給出了濕電極、干接觸電極與無接觸電極的電氣接口模型[26]。對(duì)于傳感后調(diào)理芯片的設(shè)計(jì)，一方面需要考慮所使用的電極類型以及建立對(duì)應(yīng)的電極與頭皮之間的電氣模型，并且進(jìn)行接口模型與傳感后調(diào)理芯片的阻抗匹配、極化電壓特征控制與噪聲消除/抑制等傳感器與傳感后電路的接口設(shè)計(jì)；另一方面需要借助傳感后電路結(jié)構(gòu)的創(chuàng)新進(jìn)一步改善EEG 信號(hào)的檢測(cè)性能。

圖15 幾種EEG 電極與頭皮之間的電氣模型[26]

3.2 交流耦合的反相放大器

由于系統(tǒng)對(duì)噪聲和元件面積的限制，帶有電阻反饋的生物放大器很少使用，而帶電容反饋的交流耦合反相放大器解決了這兩個(gè)問題[27]，并且交流耦合反相放大器表現(xiàn)出多設(shè)計(jì)指標(biāo)平衡的模擬性能，因此被廣泛應(yīng)用于可穿戴EEG 和植入式EEG 醫(yī)療芯片儀器[28-29]。交流耦合反相放大器基本結(jié)構(gòu)[30]如圖16 所示。通過優(yōu)化交流核心放大器[31-33]，可以進(jìn)一步降低交流電容耦合反相放大器的能耗。2015 年愛因霍芬理工大學(xué)報(bào)道的基于0.18 μm CMOS 工藝的生物放大器實(shí)現(xiàn)了0.34 μVRMS的等效輸入噪聲（帶寬范圍0.7～182 Hz），1.74 的噪聲效率因子（Noise Efficiency Factor，NEF），通過多供電電源管理電路與電流復(fù)用技術(shù)達(dá)到1.56 μW 的能耗[34]，交流電容耦合放大器的一個(gè)挑戰(zhàn)是其輸入阻抗和噪聲之間的參數(shù)權(quán)衡。2007 年Medtronic Neuro Technology 公司、麻省理工學(xué)院與ADI 公司報(bào)道了基于0.8 μm CMOS 工藝、帶多個(gè)環(huán)路的交流耦合放大器結(jié)構(gòu)[35]，其結(jié)構(gòu)如圖17 所示。該交流耦合放大器與輸入耦合電容Ci有關(guān)，報(bào)道的低噪聲斬波放大器實(shí)現(xiàn)了低頻閃爍1/f噪聲與爆米花噪聲的消除（此外，電極偏移電壓可通過高通濾波器進(jìn)行消除），達(dá)到0.98 μVRMS的等效輸入噪聲（帶寬范圍0.05～100 Hz），能耗是2.0 μW（1.8 V 供電電壓）。

圖16 交流耦合反相放大器結(jié)構(gòu)[30]

圖17 交流耦合神經(jīng)電放大器結(jié)構(gòu)[35]

3.3 電容反饋的非反相放大器

電容反饋的非反相放大器可以利用電容反饋而不是電阻反饋來減輕電阻器噪聲，基于電容反饋的非反相放大器結(jié)構(gòu)如圖18 所示[27]。2014 年歐洲微電子中心（IMEC）聯(lián)合代爾夫特理工大學(xué)與松下電器公司報(bào)道了基于0.18 μm CMOS 工藝、電容反饋的非反相放大器結(jié)構(gòu)。電容反饋的非反相放大器電路結(jié)構(gòu)如圖19 所示，其展示了帶輸出紋波抑制的斬波去噪電容反饋放大器電路結(jié)構(gòu)。該電路實(shí)現(xiàn)了1.75 μVRMS等效輸入噪聲(帶寬范圍0.5～100Hz)，84dB 的CMRR，700μW的能耗（1.8 V 供電電壓），借助直流伺服回路DSL（DC Servo-Loop）可以消除±250 mV 的電極偏移電壓[36]。

圖18 電容反饋非反相放大器[27]

圖19 電容反饋的非反相放大器電路結(jié)構(gòu)[36]

3.4 直流耦合的放大器

交流耦合放大器在對(duì)電極偏移電壓進(jìn)行抑制的同時(shí)，也阻斷了極低頻EEG 信號(hào)，從而引起EEG 信號(hào)失真。由于極低頻（小于1 Hz）EEG 信號(hào)可能被用于監(jiān)測(cè)各種認(rèn)知任務(wù)（比如語言）和感覺運(yùn)動(dòng)任務(wù)（比如運(yùn)動(dòng)準(zhǔn)備和期望）[37]，因此交流耦合放大器不適用于測(cè)量非常慢的EEG 信號(hào)檢測(cè)應(yīng)用場(chǎng)景[38]。圖20 展示了直流耦合放大器基本結(jié)構(gòu)[26]，與交流耦合放大器相比，直流耦合放大器能保留極低頻信號(hào)，但其增益將受到由電極偏移電壓和微伏級(jí)EEG 信號(hào)確定的大動(dòng)態(tài)范圍（大于90 dB）的限制。此外，通常需要采用高分辨率ADC（大于16 位）來滿足噪聲規(guī)范，從而導(dǎo)致多通道EEG 信號(hào)檢測(cè)芯片系統(tǒng)的功耗顯著增加。直流耦合放大器可以借助多種不同的結(jié)構(gòu)實(shí)現(xiàn)，比如電流平衡放大器[39-40]、電流反饋放大器[41-42]、3 個(gè)運(yùn)算放大器和電容耦合斬波放大器[35,43]。

圖20 直流耦合放大器基本結(jié)構(gòu)[26]

2010 年代爾夫特理工大學(xué)基于65 nm CMOS 工藝，報(bào)道了帶多種反饋環(huán)路的直流電容耦合斬波放大器[43]，直流耦合斬波放大器結(jié)構(gòu)如圖21 所示。該設(shè)計(jì)基于正反饋環(huán)路以提高放大器輸入阻抗，使用紋波抑制環(huán)路以消除放大器輸出端的紋波噪聲。放大器實(shí)現(xiàn)了1 μV 的電極偏移電壓，134 dB 的CMRR，120 dB 的電源抑制比（Power Supply Rejection Ratio, PSRR），0.16%的增益精度以及3.1 的NEF。

圖21 直流耦合斬波放大器結(jié)構(gòu)[43]

另一種直流耦合放大器即“功能上”的直流耦合放大器[44-45]，可以結(jié)合交流耦合和直流耦合放大器的優(yōu)點(diǎn)，即在低能耗（小于1 μW）下具有非常大的電極偏移容忍度（±350 mV），同時(shí)仍然保持直流耦合的特點(diǎn)。借助DSL 反饋的直流耦合放大器如圖22 所示，通過基于電壓-電壓反饋的直流伺服回路DSL 來跟蹤放大器輸出處的偏移，并通過驅(qū)動(dòng)放大器的反相輸入來消除電極偏移電壓。因此，交流耦合EEG 在放大器的輸出端可用，而直流和極低頻EEG 信號(hào)在具有單位增益的直流伺服回路的輸出端也可用，即“功能性”的直流耦合電路可以通過組合交流和直流輸出來實(shí)現(xiàn)。

圖22 借助DSL 反饋的直流耦合放大器[26]

3.5 斬波技術(shù)消除噪聲

除了高斯熱噪聲外，低頻1/f閃爍噪聲通常是幾千或幾百赫茲以下的低頻生物放大器的主要噪聲源，該1/f噪聲消除對(duì)于EEG 的有效檢測(cè)非常關(guān)鍵。傳統(tǒng)上，可以通過增大輸入晶體管的尺寸來降低低頻閃爍1/f噪聲，但是使用較大晶體管會(huì)使芯片物理版圖面積增大，而且還需要依賴寄生電容來降低輸入阻抗。動(dòng)態(tài)電路去噪技術(shù)能以能耗和面積效率較高的方式消除或抑制放大器的低頻閃爍1/f噪聲和固有電極偏移電壓。2 種著名的動(dòng)態(tài)電路去噪聲技術(shù)包括自動(dòng)調(diào)零（Auto-Zero，AZ）去噪技術(shù)和斬波去噪技術(shù)[46]。AZ 技術(shù)分2 個(gè)階段運(yùn)行，噪聲和偏移量在第一階段進(jìn)行采樣和存儲(chǔ)，因此它們將在第二階段進(jìn)行補(bǔ)償。AZ 技術(shù)的缺點(diǎn)是高頻噪聲會(huì)被折疊回來并分布在原來的信號(hào)帶寬上，因此AZ 技術(shù)不適合微伏級(jí)的EEG 信號(hào)低噪聲放大器使用。而斬波技術(shù)通過周期性地交換放大器的輸入，斬波開關(guān)連續(xù)工作，把低頻閃爍1/f噪聲調(diào)制到斬波頻率位置，而有用的EEG 信號(hào)經(jīng)過兩次斬波調(diào)制又被解調(diào)回到原來信息帶寬，并且斬波技術(shù)不存在AZ 技術(shù)的噪聲折疊回原來信號(hào)帶寬的問題，因此，對(duì)于檢測(cè)微伏級(jí)的EEG 信號(hào)，斬波技術(shù)對(duì)于EEG 低噪聲放大器設(shè)計(jì)更有效（如圖23 所示）。

圖23 斬波Chopping 調(diào)制/解調(diào)實(shí)現(xiàn)有用EEG 信號(hào)與低頻閃爍1/f 噪聲在頻域的分離[46]

3.6 斬波穩(wěn)定交流電容耦合放大器

2016 年丹麥奧胡斯大學(xué)集成電路與器件課題組基于180 nm CMOS 工藝，報(bào)道了一種用于EEG 信號(hào)采集的低功耗放大器設(shè)計(jì)[47]，該報(bào)道關(guān)注于實(shí)現(xiàn)放大器的高輸入阻抗和低功耗的設(shè)計(jì)指標(biāo)。放大器結(jié)構(gòu)圖如圖24 所示，該報(bào)道提出的EEG 信號(hào)放大器由2 部分構(gòu)成，分別為有源電極和讀出電路，其中讀出電路主要由斬波穩(wěn)定放大器（Chopping Stabilization Amplifier，CSA）、低通濾波器（Low Pass Filter，LPF）以及可編程增益放大器（Programmable Gain Amplifier，PGA）電路模塊構(gòu)成，同時(shí)使用了輸入阻抗提升回路以增加CSA 的輸入阻抗。經(jīng)過測(cè)試，該報(bào)道的放大器的輸入阻抗分別增大到163 GΩ（1 Hz 時(shí)）與16.3 GΩ（10 Hz 時(shí)）。同時(shí)，該報(bào)道的設(shè)計(jì)通過降低電壓電源等技術(shù)降低了能耗開銷，測(cè)試結(jié)果表明該低功耗放大器設(shè)計(jì)能耗為0.92 μW（0.8 V 供電電壓時(shí)），等效輸入噪聲為1.7 μVRMS（帶寬范圍0.5～100 Hz）等。2017 年山東師范大學(xué)基于180 nm CMOS 工藝，報(bào)道了一款低頻微弱EEG 信號(hào)低噪聲斬波穩(wěn)定放大芯片[48]，該斬波放大器應(yīng)用了斬波消除噪聲技術(shù)、輸入阻抗增大環(huán)路技術(shù)、單級(jí)放大核的中頻穩(wěn)定增益環(huán)路技術(shù)、放大器的輸出紋波電壓抑制環(huán)路技術(shù)、非理想斬波開關(guān)注入引起的毛刺噪聲消除技術(shù)等，以消除低頻1/f噪聲、差分放大器輸入失調(diào)電壓以及非理想斬波開關(guān)切換引起的毛刺等噪聲，測(cè)試結(jié)果表明該芯片能夠滿足V 級(jí)EEG 信號(hào)的有效放大，實(shí)現(xiàn)4216～11220 倍的EEG 電壓放大增益，0.8 μVRMS等效輸入噪聲(帶寬范圍100 Hz以內(nèi))，單通道放大器能耗是8.1 μW（1.8 V 供電電壓）。

圖24 放大器結(jié)構(gòu)圖[47]

3.7 自帶前置低噪聲放大器的EEG 數(shù)字化ADC 芯片

2016 年約翰·霍普金斯大學(xué)醫(yī)學(xué)院課題組基于180 nm CMOS 工藝，報(bào)道了一種具有4 通道bioADC的植入式雙向神經(jīng)接口芯片[49]。bioADC 雙向神經(jīng)接口IC 設(shè)計(jì)結(jié)構(gòu)如圖25 所示。相比于傳統(tǒng)的生物信號(hào)檢測(cè)芯片系統(tǒng)，該bioADC 能夠直接將毫伏級(jí)的神經(jīng)電壓轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，達(dá)到9.4 bit 等效量化位數(shù)（Effective Number Of Bit，ENOB），信噪失真比（Signal Noise Distortion Ratio，SNDR）為58.5 dB，無雜散動(dòng)態(tài)范圍（Spurious Free Dynamic Range，SFDR）為74 dB，等效輸入噪聲1.0 μVRMS（帶寬范圍0.25～200 Hz），能耗是5.5 μW，CMRR 是97 dB，NEF 是4.67。

圖25 bioADC 雙向神經(jīng)接口IC 設(shè)計(jì)結(jié)構(gòu)[49]

2019 年丹麥奧胡斯大學(xué)基于180 nm CMOS 工藝，報(bào)道了一種低功耗高輸入阻抗模擬前端專用ASIC集成電路，該電路結(jié)構(gòu)包括生物放大器和神經(jīng)信號(hào)專用ADC，用于連續(xù)采集EEG 信號(hào)[50]。低功耗高輸入阻抗模擬前端專用ASIC 芯片如圖26 所示，其展示了模擬前端電路組成結(jié)構(gòu)，包括生物放大器、可編程增益放大器PGA 與神經(jīng)信號(hào)專用ADC 模塊。其設(shè)計(jì)的放大器利用DC 直流耦合的單位增益有源電極來增加放大器的輸入阻抗，通過使用高開環(huán)增益的緩沖器，降低了信號(hào)電極和參考電極之間的不匹配度，生物放大器使用跨導(dǎo)右腿驅(qū)動(dòng)技術(shù)，CMRR 可達(dá)到108 dB，并且使用MOS 晶體管工作于亞閾值區(qū)，可以降低電源電壓以達(dá)到低壓低功耗設(shè)計(jì)，測(cè)試結(jié)果表明該電路能耗降低到3.7 μW（ADC 轉(zhuǎn)換速率是20 kS/s），等效輸入噪聲為1.5 μVRMS（帶寬范圍0.5～1.2 kHz）。

圖26 低功耗高輸入阻抗模擬前端專用ASIC 芯片[50]

3.8 帶無線通信功能的EEG 調(diào)理芯片

在EEG 信號(hào)通過電極傳感后，調(diào)理芯片除了對(duì)信號(hào)進(jìn)行一系列處理外，還要對(duì)信號(hào)進(jìn)行傳輸。在過去對(duì)EEG 檢測(cè)設(shè)備的研究中，為了更好的便攜性和舒適性，人們對(duì)小型可穿戴醫(yī)療設(shè)備進(jìn)行了設(shè)計(jì)研究，其中EEG 信號(hào)無線射頻技術(shù)給人們使用這些設(shè)備帶來了便利。比如，2017 年約克大學(xué)設(shè)計(jì)了基于超帶寬（Ultra Wide Bandwidth，UWB）（3.1～10.6 GHz）技術(shù)的神經(jīng)電信號(hào)低功耗藍(lán)牙（Bluetooth Low Energy，BLE）無線發(fā)射器[51]。2019 年加拿大約克大學(xué)電氣工程與計(jì)算機(jī)科學(xué)系課題組基于BLE 5.0 Transceiver 射頻收發(fā)芯片等第三方元器件，構(gòu)建了無線神經(jīng)電收發(fā)系統(tǒng)[52]。2020 年IMEC 報(bào)道了一種用于多模式生命體征監(jiān)測(cè)的769 μW 電池供電片上芯片系統(tǒng)（System on Chip，SoC）芯片[53]，一體式電池供電低功耗SoC 的架構(gòu)如圖27 所示，其展示了提出的片上集成SoC 系統(tǒng)架構(gòu)，包括專用讀數(shù)、電源管理電路、數(shù)字信號(hào)處理和無線通信都集成在一個(gè)芯片中。這種高集成度可以實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)微型化，盡量減少芯片外的部件數(shù)量，從而降低設(shè)計(jì)成本，提高穿戴舒適性和整體設(shè)計(jì)的信號(hào)完整性。測(cè)試結(jié)果表明該報(bào)道的放大器通道能耗為19.2 μW，放大器增益為40/80/160 倍等[53]。

圖27 一體式電池供電低功耗SoC 架構(gòu)[53]

3.9 具有特征識(shí)別與歸類功能的AI-EEG 芯片

2013 年IMEC 聯(lián)合麻省理工學(xué)院基于180 nm 1P6M CMOS 工藝，報(bào)道了一種EEG 連續(xù)檢測(cè)和記錄患者特定癲癇病發(fā)作的檢測(cè)SoC 芯片[54]，EEG 信號(hào)檢測(cè)、特征識(shí)別電路如圖28 所示，該芯片集成了8 通道高動(dòng)態(tài)模擬前端（Analog Front End，AFE）、具備特征向量識(shí)別功能的分類處理器和一個(gè)64 kB 的靜態(tài)隨機(jī)存取存儲(chǔ)器（SRAM）。每個(gè)通道由斬波穩(wěn)定電容耦合放大器和模擬信號(hào)處理單元組成，并且斬波穩(wěn)定電容耦合放大器和模擬信號(hào)處理單元使用的所有電容都集成在該SoC 上。測(cè)試結(jié)果表明，該SoC 芯片等效輸入噪聲0.91 μVRMS（帶寬范圍0.5～100 Hz），NEF 是5.1。

圖28 EEG 檢測(cè)、特征識(shí)別電路[54]

4 結(jié)論

本文針對(duì)EEG 傳感器與傳感后調(diào)理芯片進(jìn)行了綜述。除了傳統(tǒng)的濕電極外，傳感器還包括干電極、MEMS 電極、柔性材料電極、梳妝結(jié)構(gòu)電極、集成了傳感后調(diào)理電路的有源電極等。電極未來的發(fā)展趨勢(shì)是不同技術(shù)路線的互相融合，比如適合可穿戴設(shè)備的有源電極可以是不同材料、工藝與結(jié)構(gòu)制作的干電極，并且可能采用與頭皮接觸性能更好的梳妝結(jié)構(gòu)。對(duì)于EEG 信號(hào)檢測(cè)電極，其檢測(cè)安全性、靈敏度、可靠度、電極與頭皮的接觸阻抗網(wǎng)絡(luò)、電極極化電壓需要根據(jù)EEG 具體應(yīng)用場(chǎng)景進(jìn)行折中選擇與優(yōu)化。傳感后調(diào)理電路主要包括微伏級(jí)EEG 信號(hào)低噪聲放大器、模/數(shù)轉(zhuǎn)換電路ADC 和無線射頻電路。最為關(guān)鍵的放大器結(jié)構(gòu)主要有直流耦合放大器結(jié)構(gòu)，比如基于斬波穩(wěn)定技術(shù)的直流耦合放大器，以及交流耦合放大器等結(jié)構(gòu)。放大器通過電路結(jié)構(gòu)的創(chuàng)新與電路具體指標(biāo)的改善，實(shí)現(xiàn)低噪聲生物放大器與前置傳感器的聯(lián)合優(yōu)化設(shè)計(jì)，以改善放大器與傳感器之間的接口阻抗匹配，降低放大器的等效輸入噪聲，消除或抑制電極失調(diào)電壓，降低CMRR、PSRR 和功耗，抑制輸出紋波，調(diào)節(jié)低頻帶寬等關(guān)鍵參數(shù)。隨著未來人工智能技術(shù)的發(fā)展，針對(duì)EEG 具體應(yīng)用場(chǎng)景的具有特征識(shí)別與歸類功能的智能EEG 信號(hào)檢測(cè)芯片也在不斷涌現(xiàn)。