EEG BCI生活場景化的選擇——接觸式幹電極

 ▎ 1. 引言

“New directions in science are launched by new tools much more often than by new concepts. The effect of a concept-driven revolution is to explain old things in new ways. The effect of a tool-driven revolution is to discover new things that have to be explained.”這段話出自著名物理學家Freeman Dyson的“Imagined Worlds”一書(shu) ，用來闡述工具開發與(yu) 科學發展之間的關(guan) 係，也強調了工具開發在啟發科學發現上的重要作用。

不僅(jin) 物理學，這種觀點在神經科學中也是適用的。以神經電生理學為(wei) 例，最早的工具或者技術驅動科學發展的經典例子是the bimetallic arch，意大利科學家Luigi Galvani在18世紀末用這種方式來刺激青蛙的坐骨神經，開創了生物電子學和電生理學領域；1957年，Hubel開發的微鎢絲(si) 電極將神經電生理學引入了活體(ti) 動物單神經元記錄的時代；時間再推進到1976年，Neher和Sakmann的膜片鉗技術使得單離子通道生理行為(wei) 開始能夠被測量；近年來，MEMS工藝和柔性電子學的發展，將在體(ti) 神經電生理記錄推向了一個(ge) 新的紀元，吸引了眾(zhong) 多的微電子方向和柔性材料方向的科學家開始與(yu) 神經科學家協力來解決(jue) 腦科學問題。我們(men) 收縮視角，將視野聚焦在非侵入式腦機接口領域。

作為(wei) 非侵入式腦機接口最典型、最被廣泛接受的實現方案，EEG腦機接口目前正處在從(cong) 實驗室和臨(lin) 床向應用型、生活場景化方向發展的關(guan) 鍵階段。可以預見，誰先通過新技術、新工具解決(jue) EEG BCI生活場景化的關(guan) 鍵挑戰，誰就將在現階段占據先發優(you) 勢。

我們(men) 用簡短的篇幅來闡明一下EEG BCI為(wei) 什麽(me) 需要先進的工具支持，尤其在電極方麵。

EEG本身不過是在頭皮表麵對大腦的生物電勢進行拾取，自1924年德國精神病學家Hans Berger首次完成EEG記錄以來，EEG的原理和基本記錄程序在其發展的近一百年裏幾乎沒有改變。但由於(yu) EEG信號本身的微弱性（典型幅值為(wei) 10-100 μV）、易汙染性（任何生理的或外源的電噪音都會(hui) 影響EEG信號），使得EEG的進步高度依賴技術和方法的革新。

無論我們(men) 從(cong) 任何角度去回顧EEG技術的發展時，電極都會(hui) 不可避免地成為(wei) 一個(ge) 重要關(guan) 注點。EEG電極的本質不過是導線上連接的一塊導電材料，用以連接頭皮和信號采集係統。看上去，EEG電極相關(guan) 的問題是一個(ge) 非常簡單的問題。但如果我們(men) 從(cong) 電極-皮膚界麵（electrode-skin interface，ESI）的角度來考慮，EEG電極問題就會(hui) 變得非常複雜。

2、生活場景化EEG BCI電極之接觸式幹電極

EEG信號具有信號強度小、信噪比低、不穩定性和隨機性強的特點。因此，為(wei) 了高質量地采集EEG信號，理想的EEG電極應該滿足以下特征：

（1）電極與(yu) 皮膚之間的電極-皮膚界麵阻抗應該最小化，以保證微弱的EEG信號可以高保真地被記錄，而盡量減小幅值衰減和降低噪聲信號的引入；

（2）電極與(yu) 皮膚形成的界麵要足夠穩定，避免界麵波動，以最大限度抑製運動偽(wei) 跡；

（3）電極還應該具有良好的生物相容性和化學穩定性，以免對皮膚造成傷(shang) 害；

（4）電極與(yu) 皮膚形成物理接觸時需最大限度提高舒適度，避免產(chan) 生強烈的壓迫感甚至疼痛。

今天，EEG已經經曆了上百年的發展，EEG的使用場景也逐漸從(cong) 臨(lin) 床和實驗室場景向現實生活場景轉變，但開發理想的EEG電極依然是一項極具挑戰性的課題。

圖2.1 EEG電極分類

圖片來源：Guang-Li Li, et al, J. Neural Eng., 2020.

EEG電極的一種經典分類方式是通過在電極表麵添加導電介質的多少和皮膚水合作用的情況進行分類，可以分為(wei) 三種類型：濕電極、半幹電極和幹電極（圖2.1）。首先我們(men) 需要理解的是，皮膚作為(wei) 人體(ti) 免疫的第一道屏障，很大程度上是拒絕與(yu) 外界進行交流的。具體(ti) 到EEG信號，在被電極采集時，皮膚角質層作為(wei) 一個(ge) 電絕緣層，阻礙了電極與(yu) 皮膚的有效電連接。在不破壞角質層的前提下，電極隻能通過毛孔的介導和皮膚水合作用來實現與(yu) 頭皮的連接。

濕電極具有足夠的電解質溶液（導電膏或鹽溶液），能夠實現充分的皮膚水合作用，實現接觸的穩定性和低阻抗；半幹電極可以通過少量的電解質溶液來實現局部皮膚水合作用；幹電極則不添加任何導電介質，依靠固體(ti) 電極本身與(yu) 皮膚的幹連接實現接觸，因此一般皮膚接觸阻抗會(hui) 很高，但幹電極又不能理解成完全的幹接觸，其可以通過人體(ti) 自身的毛孔呼吸或汗液來達到有限的皮膚水合，從(cong) 而使幹電極可以隨著佩戴時間的延長而一定程度上降低皮膚接觸阻抗。

典型的濕電極通常是帶有導電凝膠的Ag/AgCl電極，因此也稱為(wei) 基於(yu) 凝膠的電極。濕電極可以提供可重複的電極電位、低且穩定的電極-皮膚阻抗、對電磁幹擾和運動偽(wei) 跡的高抗性以及高質量的EEG信號。因此，濕電極已成為(wei) 腦電圖采集的黃金標準，並且是臨(lin) 床和實驗室的首選。然而，濕電極並不是完美的。其存在一係列不便和不適的問題，這些問題極大地限製了濕電極在生活場景中的應用前景。

圖2.2 典型的半幹電極結構

圖片來源：A.R. Mota, et al, Sensors and Actuators A: Physical, 2013. Fei Wang, et al, J. Neural Eng., 2016.

為(wei) 了避免濕電極使用時的繁瑣程序又同時保證電極與(yu) 皮膚的良好穩定接觸，半幹電極的概念應運而生。半幹電極的技術方案是，電極本體(ti) 內(nei) 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(cong) 特定結構中釋放電解液，從(cong) 而形成接近濕電極效果的皮膚-電解質界麵（圖2.2）。然而，半幹電極因其結構的複雜性和電解質可控釋放的高難度使得其到目前為(wei) 止並不能被廣泛應用。這些局限性導致半幹電極也很難成為(wei) EEG BCI生活場景化使用的優(you) 先選擇。

麵對EEG BCI的生活場景化應用需求，即戴即用的幹電極能夠擺脫對電解質的使用和避免過分繁瑣的準備過程，是目前EEG電極開發的重點。幹電極從(cong) 是否突破角質層侵入到皮膚中可以分為(wei) 兩(liang) 類，侵入式微針陣列電極和非侵入式電極；非侵入式電極又從(cong) 是否需要與(yu) 皮膚形成良好電接觸可以分為(wei) 直接接觸式電極和非接觸電容式電極。

2.1 基於(yu) 微加工工藝的侵入式微針電極

舍棄電解質的EEG幹電極麵臨(lin) 的最大問題就是由於(yu) 角質層阻礙產(chan) 生的過高的皮膚接觸阻抗。一個(ge) 很簡單的思路來解決(jue) 這個(ge) 問題：突破了角質層就能夠突破這層阻礙，要麽(me) 進行皮膚磨損破壞掉角質層，要麽(me) 直接穿過角質層實現與(yu) 皮膚的深層接觸。侵入式微針電極就是利用了第二種思路。顧名思義(yi) ，侵入式微針電極以侵入性方式記錄腦電信號。侵入式微針電極對高阻抗的角質層直接進行暴力的物理突破，其皮膚阻抗甚至能夠比金標準的濕電極更低，因此可以如濕電極一樣獲得高質量的EEG信號。其優(you) 異的性能（低皮膚接觸阻抗、無需皮膚準備、最小化的皮膚創傷(shang) 和易操作性）為(wei) 微針電極提供了非常廣闊的應用前景，尤其是在臨(lin) 床方麵。

圖2.3 基於(yu) SU-8的微針電極

圖片來源：Yiwei Sun, et al, Sensors (Basel), 2018.

依賴發展成熟的微加工工藝手段，微針電極的加工載體(ti) 可以有多種選擇，最常見的就是矽基微針電極。但是矽材料作為(wei) 一種典型的剛性材料，在與(yu) 皮膚的保形接觸上存在缺點，容易導致接觸不穩定和通道間差異，在被加工成微針後過於(yu) 脆弱容易折斷。為(wei) 了解決(jue) 這個(ge) 問題，人們(men) 開始考慮使用柔性聚合物作為(wei) 襯底（如parylene、PDMS）。例如，SU-8光刻膠是光刻中使用的負性光刻膠，固化後具有良好的熱穩定性、化學穩定性和高機械強度，已應用於(yu) 製造微針電極（圖2.3）。值得注意的是，這些聚合物隻提供微針結構而不具備導電性能，需要通過額外的磁控濺射、真空蒸鍍、電子束蒸鍍等手段來施加額外的導電膜（Ti、Au、Ag或AgCl）來實現導電性，這些導電膜又需要額外的微加工工藝進行pattern。

侵入式幹電極具有使用方便、電極/皮膚阻抗低以及對運動偽(wei) 影的耐受性高等優(you) 點。但是，其在生活化場景的EEG BCI應用中的缺點也是顯而易見的。首先，它們(men) 的製造複雜且昂貴；第二，脆弱的微針經常容易斷裂導致接觸穩定性變差和電極不可重複使用；第三，即便最小化了皮膚損傷(shang) ，但它們(men) 依然是侵入性的，感染和炎症的風險不容忽視。

2.2 非接觸式電容電極

圖2.4 非接觸式電容電極的模擬示意和等效電路

圖片來源：Yulin Fu, et al, Sensors (Basel), 2020.

Lopez和Richardson於(yu) 1969年首次提出電容電極的概念以來，電容電極在過去50年中已應用於(yu) 各種生理信號采集。電容電極通過犧牲電極阻抗來解決(jue) 電極與(yu) 皮膚之間的不良接觸問題，它相當於(yu) 一個(ge) 電容器耦合到皮膚表麵，它不必與(yu) 皮膚表麵緊密接觸，這可以大大提高舒適性，其等效電路模型如圖2.4所示。然而，電容式電極最大的缺點就在於(yu) 其信號質量的問題，其信號質量遠劣於(yu) 濕電極。同時，雖然沒有了接觸阻抗的限製，但對電極與(yu) 皮膚接觸的電容有很高的穩定性要求，這導致在實際使用中由於(yu) 電容兩(liang) 側(ce) 的分離變化，電容電極對運動偽(wei) 跡非常敏感。所以，電容電極要想被廣泛接受並應用於(yu) 生活場景的EEG BCI，還需要很大的技術突破，而且是長期的、概念性的。

2.3 直接接觸式幹電極

直接接觸式幹電極僅(jin) 使用電子導體(ti) 通過與(yu) 頭皮的直接阻抗耦合來傳(chuan) 輸腦電信號。已經為(wei) 實際EEG應用開發了各種幹電極，包括金屬引腳或尖端電極、彈簧加載電極、梳狀導電彈性體(ti) 電極、聚合物微孔電極、柔性爪狀電極和柔性刷毛電極等。一些生產(chan) 幹電極的公司包括Cognionics，Brainproducts，g.tec，ANT neuro和Wearable Sensing等。然而，由於(yu) 缺乏導電凝膠，接觸式幹電極皮膚接觸阻抗非常高（通常為(wei) 幾百kΩ甚至更高）。此外，因為(wei) 高皮膚接觸阻抗和接觸不穩定帶來的各種噪聲和抗幹擾能力弱的問題，為(wei) 保證接觸而施加的額外壓力導致的不適甚至疼痛問題等，也成為(wei) 接觸式幹電極的明顯不足。可以這樣說，一個(ge) 不理想的EEG電極在性能上該有的缺點，接觸式幹電極都有。但也不可否認，接觸式幹電極具有出色的優(you) 勢，例如快速方便的佩戴、用戶友好性和自應用性，因為(wei) 它們(men) 不需要皮膚準備、導電凝膠或記錄後清潔。

生活場景EEG BCI的電極選擇，我們(men) 最終還是回到了直接接觸式幹電極。它們(men) 皮膚接觸阻抗高、接觸不穩定、抗幹擾能力弱，但它們(men) 也容易使用，容易變得舒適。一方麵，目前的接觸式幹電極通過長時間的應用實踐，證實了可以滿足一些場景的應用需求；也在廣泛的研發創新過程中取得了一定的成果，在皮膚接觸的阻抗和穩定性方麵和佩戴的舒適度方麵均有改善。生活場景EEG BCI對接觸式幹電極的選擇是部分犧牲性能的綜合考量的結果。另一方麵，接觸式幹電極存在的明顯問題需要在未來得到解決(jue) 。

3、接觸式幹電極的問題和解決(jue) 策略

3.1 電極的問題不一定通過電極來解決(jue) （放大器高輸入阻抗、主動式電極、屏蔽）

接觸式幹電極帶來的最大問題是過高的電極-皮膚接觸阻抗。過高的皮膚接觸阻抗會(hui) 帶來三個(ge) 顯著的問題：

一是放大器的分壓效應導致過度的信號衰減，二是降低共模抑製導致工頻噪聲和運動偽(wei) 跡的增加，三是熱噪聲和皮膚電勢的升高。

接觸式幹電極的10 Hz皮膚接觸阻抗往往比濕電極高一個(ge) 數量級以上，前額接觸式電極的阻抗一般在50-200 kΩ，穿透皮膚的爪狀或柱狀電極會(hui) 更高，在幾百kΩ甚至更高。高皮膚阻抗所導致的放大器分壓主要是因為(wei) 放大器的輸入阻抗過低。所以可以通過選用高輸入阻抗的放大器來削弱甚至消除這種分壓效應。用於(yu) 生物電勢檢測的放大器的輸入阻抗的基本要求是，電極的皮膚接觸阻抗小於(yu) 放大器輸入阻抗的1%。另外，增加放大器的輸入阻抗還能夠有效提高記錄係統的共模抑製。

幹電極的高皮膚接觸阻抗降低EEG設備的抗幹擾能力。在生物電勢檢測中，越高的電極-皮膚接觸阻抗會(hui) 導致電路中產(chan) 生的電流越小，讓本來就微弱的腦電信號變得更加脆弱，些微的電磁噪聲或線束抖動，都會(hui) 對信號產(chan) 生很大的影響。那麽(me) ，在不改變電極-皮膚接觸阻抗的情況下怎麽(me) 去降低這種影響呢？一個(ge) 最有效的策略就是讓脆弱的信號盡量少地暴露在外源幹擾環境中。這就產(chan) 生了兩(liang) 個(ge) 有效途徑，一是前置放大，二是屏蔽。

圖3.1 傳(chuan) 統被動式電極與(yu) 主動式電極

圖片來源：Jiawei Xu, et al, IEEE Rev. Biomed. Eng., 2017.

所謂前置放大，就是讓放大器盡量接近信號源，也就是電極位置，這樣腦電信號一旦被采集，馬上經過一級放大，使輸出的電流變得更大、更穩定，從(cong) 而不容易被外源噪聲幹擾。一個(ge) 更有效的方案是，不僅(jin) 進行前置放大，而且模數轉換也前置（侵入式腦機接口的解決(jue) 方案），使電極采集的腦電信號馬上被放大並被轉換為(wei) 數字信號，從(cong) 而拒絕傳(chuan) 出信號被任何噪聲幹擾。但現實的問題是，EEG的電極位點是很分散的，而且采集的是差分信號，要想對EEG信號進行前置模數轉換就需要對每個(ge) 電極位點單獨配置參考電極或參考電極引線，這顯然是不現實的。所以我們(men) 在實際應用中，隻選擇一個(ge) 高標準的前置放大器，這就是我們(men) 所說的主動式電極（圖3.1）。為(wei) 了達到理想的效果，主動式電極中放大器選擇的標準是非常嚴(yan) 格的，需要具有超低的噪聲水平、超高的輸入阻抗和非常小的輸出阻抗。主動式電極的方案包括兩(liang) 個(ge) 策略，一是進行前置電壓信號放大，而是使用單位增益緩衝(chong) 器（Unity gain buffer）進行電流放大，從(cong) 效果上來講，使用單位增益緩衝(chong) 器的主動式電極會(hui) 更好。

除了主動式電極外，另外一種降低電磁幹擾的途徑是進行有效的屏蔽，最簡單的方式就是使用屏蔽線，更進一步的方式是使用主動屏蔽。

綜上所述，EEG幹電極的高皮膚接觸阻抗帶來的問題可以部分地被優(you) 化的硬件係統所解決(jue) 。但是，值得注意的是，我們(men) 未提及高皮膚接觸阻抗帶來的熱噪聲和皮膚電勢升高的問題，因為(wei) 這是硬件係統解決(jue) 不了的，隻能通過改善電極本身的皮膚接觸來解決(jue) 。

3.2 電極的問題通過優(you) 化電極來解決(jue) —用軟材料來解決(jue) EEG電極中的“硬問題”（soft materials for hard problems in EEG electrode）

我們(men) 在上文中描述了，幹電極皮膚接觸阻抗高導致的熱噪聲和皮膚電勢升高的問題是無法被優(you) 化的硬件一同解決(jue) 的。換言之，由電極接觸引起的問題我們(men) 隻能通過優(you) 化電極的方式來解決(jue) ，一方麵需要最大限度地減小幹電極的皮膚接觸阻抗，另一方麵需要最大限度地提高幹電極與(yu) 皮膚接觸的穩定性。

目前應用的EEG幹電極在進行優(you) 化時，基本上就是在這兩(liang) 個(ge) 方麵做努力，最主要的手段是通過各種各樣的結構（或剛性的或柔性的）設計來盡可能減小接觸阻抗，提高接觸穩定性和舒適度。

在不破壞皮膚角質層的情況下將幹電極的皮膚接觸阻抗降低到濕電極水平是一個(ge) 非常艱難的課題，甚至永遠隻能接近不可到達。單從(cong) 導電性能來講，金屬永遠是最優(you) 的選擇。但正如我們(men) 反複提到的一樣，電極-皮膚接觸阻抗的降低必須從(cong) 電極-皮膚界麵的角度來考慮，既要考慮電極本身的電化學性能，又要考慮與(yu) 皮膚的有效接觸情況，同時其他的因素包括電極材料與(yu) 皮膚的微觀形態擬合、電極的親(qin) 水親(qin) 油性等。

最大限度提高幹電極接觸穩定性和舒適度的理想狀態是，電極的佩戴應該是無感或接近無感的同時，電極能夠在任何狀態下保持與(yu) 皮膚的無差別良好接觸，這些狀態包括不同的濕度溫度、持續的運動狀態、幹燥或汗液浸潤等。在近十年的EEG表麵電極和電子皮膚研究中，科學家們(men) 在解決(jue) 上述問題的策略上基本上呈現以下共識：解決(jue) 上述問題應該基於(yu) 柔性電子學的發展，實現的方式是基於(yu) 柔性基底的無機或有機電路，也就是柔性表麵電極；電極與(yu) 皮膚的接觸應該是無壓力的，也就是電極與(yu) 皮膚應該能夠自黏附接觸而不需要額外施加任何壓力；電極與(yu) 皮膚最好能夠實現共形接觸。值得注意的一點是，在電子皮膚的開發中，往往關(guan) 注其透氣性，使器件和皮膚之間不會(hui) 產(chan) 生汗液積累。但對於(yu) 生物電勢的檢測，汗液浸潤有利於(yu) 電極的性能提升。

這裏我們(men) 簡單介紹一下柔性表麵電極如何實現皮膚黏附和共形接觸。主要是介紹兩(liang) 個(ge) 概念，材料的抗彎剛度和表麵黏附能。柔性表麵電極的柔性一詞英文表述為(wei) flexible。Flexible可以從(cong) 兩(liang) 個(ge) 方麵來表述，一是材料本身的柔軟度（softness），一般用彈性模量（也成為(wei) 楊氏模量）來表征；二是電極適應皮膚表麵形貌的彎曲能力，可以用抗彎剛度來表征。為(wei) 了使柔性表麵電極能夠充分在皮膚形變下保持皮膚共形，柔性薄膜的抗彎剛度需要小於(yu) 皮膚的抗彎剛度。在進行柔性表麵電極設計時，基底材料應該越軟越好，但越軟的材料很難加工成型為(wei) “結實”的薄膜，也普遍不具有作為(wei) 電極基底材料的電封裝屬性。所以，更合理的策略是選擇具有一定柔性的耐用型基底材料，然後最大限度地去減小薄膜厚度。表麵黏附能是柔性表麵電極實現皮膚共形接觸的另一個(ge) 重要因素。當柔性表麵電極與(yu) 皮膚形成接觸時，會(hui) 產(chan) 生三個(ge) 能量作用，黏附能、電極的彎曲彈性能和皮膚的彈性能。當黏附能大於(yu) 彈性能的總和時，共形接觸就會(hui) 發生。具有理想皮膚共形接觸能力的柔性表麵電極需要在任何皮膚形變狀態下都能夠保持共形接觸。

具有皮膚共形接觸能力的柔性表麵電極雖然能夠很理想地解決(jue) EEG幹電極接觸穩定性和舒適度的問題，導電材料與(yu) 皮膚的適形接觸也可以有效降低電極-皮膚接觸阻抗，但這類電極材料目前大多數仍處於(yu) 實驗室開發階段。當柔性表麵電極麵臨(lin) 生活場景的EEG應用時，暴露出的問題也是很明顯的。首先，柔性表麵電極與(yu) 硬件係統的整合成為(wei) 一個(ge) 很大的難題；其次，超柔性材料或者能提供皮膚共形接觸的材料很難無襯底地加工成可穿透頭發的柱狀或爪狀電極。

3.3 電極的問題通過下一代電極來解決(jue) （Nest generation EEG electrodes）

1947年晶體(ti) 管的誕生為(wei) 我們(men) 開啟了微電子時代。小型化的晶體(ti) 管是現代集成電路發展的基礎，是每個(ge) 現代電子設備的核心。在EEG信號采集中，晶體(ti) 管也被廣泛應用於(yu) 信號采集和放大電路中。對於(yu) EEG電極本身，被動式電極依然是主流，即便是在先進的主動式電極設計中，也隻是在靠近被動式電極的位置加入有源驅動和前置放大。正如上文所述，主動式電極依然無法解決(jue) 電極接觸引起的問題。在這個(ge) 前提下，我們(men) 是否可以考慮，使電極本身成為(wei) 一種有源器件，使微弱的EEG信號在被拾取後馬上能夠被放大。晶體(ti) 管，尤其是薄膜晶體(ti) 管為(wei) 我們(men) 提供了這種可能。在這裏，我們(men) 對TFT EEG電極進行綜述和討論。

圖3.2

一種典型的OECT模型和簡化電路揭示TFT傳(chuan) 感器的工作原理

圖片來源：Jonathan Rivnay, et al, Nat. Rev. Mater., 2018.

TFT的類型是多樣化的，總地來說，可以分為(wei) 兩(liang) 個(ge) 大類，傳(chuan) 統的無機TFT和基於(yu) 有機半導體(ti) 材料的有機TFT（OTFT），OTFT又可以分為(wei) 有機場效應晶體(ti) 管（OFET）、電解質門控有機場效應晶體(ti) 管（EGOFET）和有機電化學晶體(ti) 管（OECT）等。雖然類型多樣化，但TFT的基本工作機製卻是一樣的，都是通過一個(ge) 三極的晶體(ti) 管結構（柵極、源極和漏極）來實現信號檢測和放大的。如圖3.2所示是一個(ge) 典型的OECT工作原理和簡化電路圖。OECT由與(yu) 電解質接觸的有機半導體(ti) 薄膜組成，其中柵極浸入電解質。金屬電極，稱為(wei) 源極和漏極，與(yu) 有機半導體(ti) 薄膜建立聯係，並形成由源極流向漏極的空穴或電子通道。OECT依賴於(yu) 在柵極電壓調製下從(cong) 電解質注入有機半導體(ti) 通道的離子，從(cong) 而影響其摻雜狀態，進而改變其導電性。簡而言之，柵極作為(wei) EEG電勢信號的拾取端，即信號輸入端；漏極作為(wei) 信號輸出端，即信號讀取端；源極為(wei) 柵極和漏極提供參考電位。這裏需要注意的是，我們(men) 在漏極讀出一般不直接讀出漏極電壓，而是讀出漏極電壓感應電流，它與(yu) 通道中移動空穴或電子的數量成正比。其他TFT電極的工作模式也大致如此。TFT作為(wei) 一種有源器件，像開關(guan) 一樣工作，其中柵極電壓（輸入）控製漏極電流（輸出）。它們(men) 也可以被視為(wei) 放大器，其中輸入信號的功率在輸出的途中被放大。另外，TFT電極由於(yu) 其薄膜結構，一般在柔性薄膜基底上進行集成，天然符合EEG幹電極對皮膚適形的要求。

不同於(yu) 電子產(chan) 品（如CPU）中對晶體(ti) 管小型化和高集成度的要求，用於(yu) EEG電極的薄膜晶體(ti) 管更強調單個(ge) 晶體(ti) 管的信號采集和放大能力，以及大麵積低成本製造和簡單加工工藝的可行性。作為(wei) 傳(chuan) 統的昂貴造價(jia) 和苛刻工藝的Si基晶體(ti) 管和金屬氧化物晶體(ti) 管的替代方案，目前已經開發了多種用於(yu) 柔性TFT製造的低成本材料和簡單製備方案。這些材料包括氫化非晶矽、低溫多晶矽、以單壁碳納米管和石墨烯為(wei) 代表的碳材料、過度金屬氧化物、過度金屬二硫化物、MXene等無機材料，以及以PEDOT：PSS為(wei) 代表的有機半導體(ti) 材料。與(yu) 無機TFT相比，OTFT製造成本更低，替代製造方法（如噴墨打印）更簡單，且具有更好的柔性和皮膚適形能力。

圖3.3 OECT的物理特性。（A）兩(liang) 種不同工作模式OECT的漏極電流和柵極電壓依賴曲線；（B）從(cong) 增益與(yu) 帶寬的角度對OECT和OFET兩(liang) 種器件進行比較。典型的有機電化學晶體(ti) 管（OECTs）顯示出跨導在mS範圍，但gm對高於(yu) 1 kHz的頻率，開始滾降。OFET顯示出較低的跨導，但它們(men) 可以在更高的頻率下工作。

圖片來源：Jonathan Rivnay, et al, Nat. Rev. Mater., 2018.

OECT適合作為(wei) EEG電極是源於(yu) 它的基本物理屬性。OECT將施加到柵極的小電壓信號轉換為(wei) 漏極電流的較大變化。該轉導過程由傳(chuan) 輸曲線描述（圖3.3A），該曲線顯示了漏極電流對柵極電壓的依賴性。傳(chuan) 輸曲線越陡峭，給定柵極電壓信號的漏極電流變化越大。這個(ge) 曲線的陡度，即一階導數為(wei) ，跨導gm + ∂ID/∂VG。OECT作為(wei) 一種混合離子-電子的晶體(ti) 管器件，其相比FET和OFET的一個(ge) 明顯優(you) 勢就是能夠實現高跨導。一般地，微米級的OECT的跨導可以達到mS量級，而OFET的跨到隻有μS量級。所以，OECT器件在被用作EEG電極時，對微弱的EEG信號更加敏感，且具有更強的EEG信號原位放大能力，有利於(yu) 提高EEG信號的信噪比。

OECT的高跨導性是以相當緩慢的運行為(wei) 代價(jia) 的，或者說一般的OECT不支持高帶寬數據采集（圖3.3B），這可能很大程度上限製OECT在不同領域的應用前景，但恰恰是EEG信號采集可以忽略的一點。

圖3.4 OECT電極與(yu) 傳(chuan) 統被動式平麵電極和深度植入式電極的信號對比。紅色表示OECT；藍色表示傳(chuan) 統被動式平麵電極；黑色表示深度植入式電極。

圖片來源：Dion Khodagholy, et al, Nat. Com., 2013.

OECT最早被開發於(yu) 1984年，但被用於(yu) 神經電生理記錄的報道要推遲到2013年，由Dion Khodagholy等人報道在nature 。他們(men) 使用OECT作為(wei) ECoG電極，並於(yu) 傳(chuan) 統結構的被動式電極進行對比（圖3.4）。結果表明，OECT電極能夠比傳(chuan) 統被動式表麵電極獲得更高信噪比的ECoG信號，其信號質量甚至與(yu) 皮層內(nei) 植入式Ir電極的信號質量接近。OECT獲得跟高信噪比信號的與(yu) 原因就是其對腦電信號的原位放大功能。相比之下，被動式表麵電極需要連接在外部的放大器進行信號放大，引線和連接會(hui) 引入額外的噪聲（即使引線很短），從(cong) 而降低SNR。

Jonathon Rivnay等人通過增加通道厚度成功提高OECT作為(wei) EEG傳(chuan) 感器的性能。結果表明，相比230nm厚度，通道厚度為(wei) 870nm的OECT記錄的閉眼α波瞬時功率提高了16dB。OECT跨導性能的進一步提高，及作為(wei) EEG電極的性能提高，將高度依賴有機半導體(ti) 材料和柔性有機電子學的發展。實際上，大量的柔性材料科學家也的確在朝著開發具有更大載流子遷移率、更大體(ti) 積電容的柔性導電材料等方向在努力。

在OECT的在體(ti) 生物電勢檢測應用中，來自生物體(ti) 的電解質是OECT不可或缺的組成部分。這導致了OECT在EEG信號采集應用中的兩(liang) 個(ge) 局限性：

一是OECT隻能作為(wei) 成為(wei) 與(yu) 皮膚接觸部分的換能器（電極本身），而不能作為(wei) 電路的其他組件，如為(wei) 其他晶體(ti) 管提供個(ge) 性化輸入；二是OECT器件需要與(yu) 皮膚形成穩定且可靠的保形接觸，一旦接觸的離子環境發生變化，就有可能改變OECT的EEG信號記錄性能。

針對上述第一個(ge) 問題，Wonryung Lee等人提出了將OECT和OFET整合的解決(jue) 策略。OFET為(wei) OECT的多路同時讀出提供解決(jue) 方案，同時OFET更大的開關(guan) 速率可以有效提高OECT的記錄帶寬。他們(men) 將這種整合器件應用於(yu) 侵入式神經電生理信號的記錄，可以實現多電極陣列的高密度設計並提供高達約3k Hz的記錄帶寬。

圖3.5 內(nei) 部離子門控有機電化學晶體(ti) 管（IGT）。（A）IGT橫截麵示意圖和簡化電路；（B）單個(ge) IGT的實物展示；（C、D）二級級聯放大IGT的結構、簡化電路和信號放大性能。

圖片來源：George D Spyropoulos, et al, Sci. Adv., 2019. Claudia Cea, et al, Nat. Mater., 2020.

針對上述第二個(ge) 問題，為(wei) 擺脫OECT對生物源的電解質的依賴性，Dion Khodagholy課題組開發了內(nei) 部離子門控的有機電化學晶體(ti) 管（IGT）和增強型IGT（eIGT）（圖3.5 A&B）。這種基於(yu) OECT改進型的有機晶體(ti) 管通過將離子直接嵌入到晶體(ti) 管通道的導電聚合物中，從(cong) 而擺脫對外源生物電解質的依賴。同時，他們(men) 設計了二級級聯放大的雙IGT電路，進一步提高采集和放大生物電勢信號的能力（圖3.5 C&D）。

TFT被用作EEG電極時，往往需要具有保形甚至是皮膚共形的薄膜基底，甚至為(wei) 了適應皮膚形變和達成運動時的皮膚共形，TFT尤其是OTFT應該是本征可拉伸的。本征可拉伸性可能帶來的一個(ge) 隱患是拉伸形變過程中晶體(ti) 管性能的改變，這可能導致EEG信號記錄的不穩定。斯坦福大學鮑哲楠老師課題組開發的對應變不敏感的固有可伸縮晶體(ti) 管和電路可能為(wei) 解決(jue) 這個(ge) 問題提供了一種完美的解決(jue) 方案。最後，推薦段鑲鋒老師實驗室2022年在Science上發表的一項工作，他們(men) 基於(yu) 高度可拉伸的範德華薄膜製備了具有皮膚共形能力的晶體(ti) 管薄膜，並用於(yu) 生物電勢檢測。

我們(men) 認為(wei) ，TFT EEG電極是非常有潛力成為(wei) 下一代生活場景的EEG幹電極的，並能夠解決(jue) 大多數EEG幹電極的固有問題。但如何讓這類器件變得耐用且能夠進行三維設計以具備穿透頭發的能力，將是一個(ge) 非常具有挑戰性的課題。

 ▎4. 結語

EEG BCI從(cong) 實驗室和臨(lin) 床應用場景向現實生活場景轉變已經在廣泛地發生了，全世界大量的實驗室和腦機接口公司在“讓腦機接口切實改變人們(men) 的交互方式和提高人類的生活質量”的道路上不斷付出努力。目前的幹電極，配合上高性能的硬件係統時，也能滿足大多數靜態環境下的應用需求。

（文中圖片均來源於(yu) 已發表文獻，未一一標明出處）