# 干式 EEG 电极

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- 来源 ID：S0049
- DOI：10.3390/s140712847
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# 干式 EEG 电极

- 期刊：Sensors（Basel, Switzerland）
- 作者：M A Lopez-Gordo；D Sanchez-Morillo；F Pelayo Valle
- DOI：10.3390/s140712847
- PMCID：PMC4168519
- PMID：25046013

## 摘要

脑电图（EEG）作为记录神经生理反应的技术，出现于 20 世纪第二个十年。此后，用于采集信号的探头，也就是电极，其物理原理变化很小。如今，技术进步使 EEG 走出临床，进入了一些原本未曾预料的应用领域；在这些场景中，易用性和无凝胶操作成为首要要求。材料和集成电子系统技术的发展催生了新一代干式电极。本文综述面向临床及其他应用的干式 EEG 电极研究，包括测量方法和评价报告。现有研究采用了种类繁多、彼此差异较大的方案，评价程序和方法也尚未形成共识；不过，这些方案的性能与作为金标准的湿式电极相差不远，因此可用于多种新应用。

关键词：EEG，干式电极，基准评价，脑机接口

## 引言

德国精神病学家 Hans Berger 于 1924 年首次用固定在头皮上的电极和检流计记录到人体电活动。尽管当时的工具和设备十分简陋，他仍在 1929 年描述了若干低频振荡，并将其称为 Alpha 波 [1]。自这些开创性工作之后，脑电图（EEG）的原理和基本流程几乎没有改变。

采集 EEG 前的准备工作很费时，首先要确定电极导联的位置。随后用磨砂膏摩擦这些部位，去除一部分皮肤外层，即角质层（SC），使皮肤阻抗降至 20 KΩ 以下的可接受水平。角质层是皮肤阻抗的主要来源；对于 1 cm² 面积，其阻抗在 1 Hz 时约为 200 KΩ，在 1 MHz 时约为 200 Ω [2]，也有作者报告其最高可达 1 MΩ [3]。接着，在常用的 Ag/AgCl 电极上涂覆电解质凝胶，以便将可在脑组织和脑脊液中自由移动的离子电流转换为电子电流。还必须测量电极-皮肤阻抗，确认其保持在低水平。

这些操作大多需要手工完成，工作人员必须具备 EEG 专业经验。受试者的不适也是一个明显问题。磨砂膏和电解质凝胶虽然侵入性很小、几乎无害，却都有黏性，会弄脏头发和头皮。把阻抗降至通常为 5–20 KΩ [4] 的可接受水平也可能耗时很久。为加快阻抗下降而大量使用电解质，会使电极之间形成电桥，密集电极阵列尤其如此，结果反而适得其反。问题还不止这些：电极阻抗达到可接受水平后，凝胶便开始逐渐干燥，最终失去换能特性。例如，[5] 报告湿式电极在施胶后 5 小时内，阻抗从 5 KΩ 恶化到 15 KΩ。因此，湿式电极不适合长期测量 [6]。

近几十年来，研究者开发了基于微机电系统（MEMS）、非接触和电容耦合等原理的多种干式电极。这些方案配合新一代现场低功耗仪表放大器，可将便携式、主动式和干式电极集成为背靠背结构。因此，主动式干电极有望克服湿式 EEG 电极的缺点，但这些新技术在使用前仍须得到适当评价和验证。

湿式电极被视为金标准。新的干式方案只有与湿式电极比较后，才能判断是否适用。首先遇到的问题是如何统一评价程序。各种干式电极在原理上并不相同，文献中的性能报告也没有采用一致的方法，因而难以直接比较结果。现有研究表明，要让干式电极取代标准湿式电极，用于临床及其他需要长期佩戴的 EEG 记录，仍需开展更多工作。

## EEG 采集的基本原理

脑电图（EEG）是用置于人体头皮上的电极采集脑电位振荡所得的记录 [4]。电位源于电偶极子，而电偶极子由大脑皮层锥体细胞顶树突处产生的突触后电位形成。胞体和顶树突处阳离子的过剩与不足分别构成离子电流的源和汇，可视为电偶极子的两极。这些离子可在脑脊液和脑组织中自由移动，形成离子电流，是电位存在最直接的依据。

把电压计连接到一条离子电流线上的任意两点，即可测量这些电位。采用无创方法时，要在头皮上选择两个位置，并在皮肤和电极之间涂导电凝胶，以有效传递电荷。图 1a 给出了图 1b 中电偶极子所形成电路的简化模型。电极-皮肤阻抗在电学上可表示为半电池电压源与凝胶阻抗串联（Vhc + Rg‖Cg），再加上角质层阻抗（Vsc + Rsc‖Csc）。在该模型中，角质层提供的阻抗最大，导电凝胶、电极和铜导线所产生的阻抗则低得多。

### 图 1：（a）差分导联中电偶极子所形成电路的简化模型；（b）电偶极子、离子电流和差分测量示意图。

典型 EEG 电极主要受到尺寸和阻抗两方面的机械与电气限制。单个锥体细胞形成的电偶极子无法由贴在头皮上的电极测得。当约 60 million 个偶极单元 [4] 同步释放动作电位时，才会产生微伏量级、足以用无创方法测量的电位。简言之，EEG 是对大量神经元同步活动的宏观测量。理论估计覆盖这些神经元所需的面积约为 6 cm²，现有实现与此估计相差不大。典型 EEG 电极的直径为 10 mm（1.6 cm²），Quick-Cap 等商品采用的有效尺寸为 7 mm [7]。因此，创新的干式方案在小型化方面受到严格限制。

不使用导电凝胶和磨砂膏时，最明显的缺点是电极阻抗较高。涂凝胶前后，典型电极-皮肤阻抗分别为 150–200 KΩ 和 5–10 KΩ。阻抗应尽量降低，原因有二：一是减小电节点 A‴ 和 B‴ 处分压器的负面影响（见图 1a）；二是减小差分 EEG 测量中阻抗失配的不利影响。

差分测量是常用的 EEG 记录方式，因为它可以抑制主要由电力线引入的电磁干扰（EMI）伪迹。EEG 前端放大器通常具有很高的共模抑制比（CMRR），典型值超过 100 dB。CMRR 表示放大器衰减同时出现在两个输入端的相同信号的能力。EMI 主要耦合到皮肤和电极导线上。只要两根电极导线对两个输入端呈现完全相同的阻抗，EMI 就会以共模分量的形式出现在放大器输入端，并几乎被前端差分放大器完全消除。

## 干式电极

文献中的干式电极可分为尖刺接触式、电容式、非接触式以及其他异构方案。

### 尖刺接触式

这类电极的表面由一组尖刺构成。尖刺可直接接触头皮，也可穿透角质层，以改善电连接并把电极机械固定在头皮上。现有尖刺的尺度包括纳米、微米（MEMS）和毫米级。

#### 纳米针、微针和毫米针

[8] 在麻醉监测中测试了用于 EEG 记录的硅微针阵列（见图 2a）。研究分析了外形和特性各异的电极配置，发现影响阻抗最显著的因素是电极尺寸和涂层材料。例如，Ag/AgCl 涂层电极的阻抗显著低于 Ag 涂层电极（p < 0.01）。与圆盘形 Ag/AgCl 电极相同，电极越小，阻抗越高。仅 3 × 3 mm² 的电极阵列即可达到适于 EEG 测量的阻抗。尖刺长度决定电极的脆弱程度，也是设计中的重要因素；研究比较 200 和 170 μm 时未发现显著差异（p > 0.3）。最佳配置为 Ag/AgCl 涂层、3 × 3 mm²，其在 1 KHz 和 0.6 Hz 时的最小阻抗分别为 0.65 KΩ 和 16 KΩ。研究还通过目视检查，将记录信号与商品 Zipprep 电极的 EEG 记录比较，二者质量相近。研究认为微针阵列对患者较为方便，也适合实时、长期 EEG 记录。不过，针体强度是这一方案的弱点。尽管研究报告的尖刺断裂率仅为 0.3%，断裂仍会造成差分测量中的阻抗失配，并带来感染风险。因此，实验开始前 3 小时需要进行灭菌。从易用性看，这一流程明显不如湿式电极方便，不太可能用于脑机接口（BCI）等非临床应用 [9,10]。还应注意，出于麻醉监测的需要，电极放在前额，且没有报告固定方式。因此，研究未评价头发造成的限制。

##### 图 2：（a）硅微针阵列，改编自 [8]；（b）多壁碳纳米管阵列，改编自 [11]；（c）微尖端细节，改编自 [12]；（d）3D 打印干式毫米电极，改编自 [16]。

6 年后，研究者设计了可穿透角质层的多壁碳纳米管阵列（见图 2b）。尖刺尺寸极小，因而形成了舒适、无痛的界面 [11]。与微米级方案相比，这种更小的结构感染风险较低，纳米管直径为 50 nm、长度为 15 μm。研究在频域和时域中，以目视方式将记录信号的性能和质量与商品湿式 EEG 系统比较，结果相近。作者提到可对纳米管进行涂层处理，以改善离子电流向电子电流的转换，却没有报告电极阻抗。缺少这一信息，就无法评价前端放大器输入阻抗与阻抗失配的相对影响。与 [8] 相同，评价时干式电极位于前额，即国际 10–20 系统的 Fp2 位置，参考电极位于鼻部。研究同样未评价头发的影响，也没有说明固定方式；从上下文推测使用了头带或头盔。

2010 年，研究又回到微米尺度，提出了一种新型干式电极：硅衬底上排列 4 × 4 个微尖端，并覆以氧化铱涂层 [12]。这种电极的新特点是兼具记录和电触觉刺激能力。氧化铱适合作为刺激材料，可提供较高的电荷输送能力，并在整个频率范围内维持较低且稳定的阻抗 [13]。研究没有在体实验中表征电极的电学特性，而是采用背靠背导联，即电极-凝胶-电极导联（见图 6b）；测得电导率为 5–14 mS/cm，约从 4 Hz 起相位呈线性。研究在频域和时域中以目视方式将该电极与湿式电极的记录信号比较，结果相近。由于尖端脆弱，而且刺穿头皮需要施加压力，部分尖端在穿透皮肤时可能折断，长宽比高于所提电极的尖端尤其如此。所提尖端的底边为 150–200 μm、高度为 100–200 μm、角度为 54.7°（见图 2c）。与前两项研究一样，测量部位没有头发。严格地说，这项研究记录的并非 EEG，而是 EOG，因此电极置于眼角。研究记录的 EOG 振幅比典型 EEG 振幅高约两个数量级，例如数百 μV 对数个 μV。也就是说，该研究既未评价头发的影响，也未评价电极是否适于记录 EEG。

##### 图 6：（a）利用测试信号测量 ESEI，改编自 [30]；（b）用于测量 EEI 的阻抗-电压转换器，改编自 [12]。回放方案。

[14] 等研究报告，MEMS 干式电极相较湿式电极在电极-皮肤界面阻抗、信号强度和电极尺寸方面具有优势。每个电极包含 20 × 20 个钛/铂涂层微探针，每根探针高 250 μm、直径 35 μm、有效穿透深度 200 μm。探针不够长，无法在有头发的部位记录，因此只测试了 Fp1 和 Fp2。研究者还开发了驾驶员困倦估计系统，用以说明 MEMS 电极在实际操作场景中的潜在用途。

纳米针和微针方案的原理是绕过角质层，进入阻抗较低的皮肤内层。然而，这些微结构容易断裂，造成感染和电极间阻抗失配。2012 年，Forvi E. 等人 [3] 对一种穿透角质层时不易断裂的微针干式电极进行了技术评价。该电极由 8 × 8 个金字塔形微针组成，占地仅 10 mm²；更尖锐的微尖端有助于刺穿角质层，同时减少折断。电极穿过角质层后，阻抗仅为 13 KΩ，实验结束时没有任何尖端失效。研究报告了 ECG、EMG 和 EEG 验证实验。EEG 实验的方法部分称，电极放在 10–20 系统的 Fp1、Fp2、T3 和 T4，前两处无头发、后两处有头发，地电极和参考电极位于 Fpz。然而结果部分只分析了 Fp2 这一无头发部位的信号。与前述研究相同，头发造成的限制仍未得到评价。

上述纳米针和微针方案均可替代湿式电极。其电极阻抗低、机械稳定性高，运动伪迹较少，适合长期测量且安装迅速。但这类电极不易制造，成本也不低；研究并非都说明了固定方式，也没有在头发覆盖区域进行评价。原因在于，尖端尺寸必须在侵入性、抗断裂可靠性和完全刺穿角质层的能力之间取得平衡。角质层厚 10–40 μm，而人的头发平均直径为 50–100 μm [15]。因此，典型的 100 μm 尖端若要在浓密头发覆盖区域完全刺穿角质层，至少还要延长 200–300 μm。如此长度的电极既可能侵入性过强，也容易折断。

为避开纳米和微米尺度的问题，研究者在毫米尺度上开发了非侵入式尖刺电极。[16] 使用具有微米级分辨率的 3D 打印机制作了由 180 根锥形针组成的干式电极，并用钛和金处理针体，以降低阻抗和防止氧化（见图 2d）。这种方法生产快、成本低、精度高，可直接用于小规模实验室自制。电极完全无创，似乎无需维护即可反复使用。针体远大于前述纳米针或微针：每根长 3 mm，底部直径 600 μm，尖端直径约 100 μm。针间距为 250 μm，因此可以在有头发的部位工作，同时不增加针体的脆弱性或侵入性。研究在频域和时域中以目视方式把毫米针电极与凝胶电极比较，结果相近。由于尺寸较大，这类电极可在枕区等有头发部位开展 EEG 测量。明显的缺点是，毫米针不刺穿角质层，与皮肤的接触或固定可能不足，容易产生运动伪迹。可将电极装在束带上并固定到使用者头部，但这种方式可能令患者不适甚至疼痛。作者认为，集成电极的专用帽可以保证良好的皮肤接触。另一个缺点是电极阻抗较高，在 EEG 频谱低频段（DC-20 Hz）约为 50 KΩ。

总体而言，基于针体及其变体的干式电极不需要导电凝胶和固定膏。借助 3D 打印机可以方便地制成低成本、低侵入性的毫米级电极，感染风险低，并能在有头发部位工作。不过，这一方案的阻抗并不理想，可继续尝试更小的尺度。

#### 指状触点

在厘米尺度上，Matthews R. 等人 [17] 提出了一种约为美国 5c 硬币大小的电极。电极由一组称为“手指”的触点构成，尺寸足以穿过头发与头皮形成电接触。头皮与每个指状触点之间的接触阻抗高达 10 MΩ。为减轻这一影响，电极以背靠背方式直接连接到超高输入阻抗放大器。触点分布在两个同心圆上（见图 3a），以改善共模抑制。研究以目视方式将信号质量与湿式电极比较，闭眼时的记录相近。研究还实时分类工作负荷和投入程度，以评价从 EEG 记录中提取有用信息的能力，二分类准确率为 73% 至 89%。EEG 束带把电极固定在有头发部位。由于电极阻抗很高，必须使用现场超高阻抗放大器。还要注意，与湿式电极的比较采用了峰峰值 50 μV 的 EEG 包络，因此没有说明记录较小电位时的性能。

##### 图 3：（a）便携式无线 EEG 系统，改编自 [17]；（b）聚合物刷毛，改编自 [18]；（c）弹簧接触探针，改编自 [19]。

3 年后，即 2011 年，[18] 的作者开发了一种柔性低成本电极，由镀银聚合物刷毛制成，大小约等于一把牙刷（见图 3b）。研究采用运动想象、oddball 等典型 BCI 范式，以及听觉诱发电位和 P300 等 EEG 成分评价电极。结果证实，这些电极记录的 EEG 信号质量足以用于多种 BCI 应用和 EEG 分析。其缺点之一是电极阻抗会随使用迅速恶化：初始阻抗为 80 KΩ，使用 10 个月后增至 150–200 KΩ。此时必须给所有电极重新涂层，以免出现阻抗失配。电极阻抗还取决于施加在头皮上的压力，部分受试者报告有刺痛和不适感。

刷毛传感器降低了感染风险和侵入程度，并改善了表面接触，但用于长期测量时仍过于侵入且不舒适。[19] 提出了一种可在有头发部位使用的干式 EEG 传感器。传感器用 17 根弹簧接触探针接触头皮表面，使其与不规则头皮保持较高的几何贴合度，从而维持较低的电极阻抗（见图 3c）。探针插在柔性衬底中，施力时可使传感器无痛贴合头皮。与湿式电极相比，该传感器在记录信号质量和电极阻抗方面结果相近，随时间的漂移表现更好，因而适合长期 EEG 记录。

### 电容式和非接触式电极

如前所述，头发可能使纳米和微米电极失去与头皮的接触。一些研究者用避免物理接触的方式解决这一问题，代价是电极阻抗大幅增加。

[20] 使用距头皮 3 mm 的探头，在国际 10–20 系统 P3-O1 位置上方记录 EEG 电位。探头连接超高阻抗放大器，以免测得的 EEG 信号进一步劣化。该研究存在一些不足，其中最主要的是未提供电极设计或采集系统的细节，因而无法复现。研究也没有与湿式电极比较，只证明了该电极能在闭眼-睁眼范式中记录 Alpha 节律的调制。

[21] 提出了一种干式非接触 EEG/ECG 传感器，在一枚 quarter dollar 硬币大小的外壳内集成放大、滤波和模数转换。在 1–100 Hz 范围内，传感器距头皮 0.2 mm 和 3.2 mm 时测得的输入参考噪声分别为 2 μVrms 和 17 μVrms。该研究与 [20] 有同样的问题：虽然 EEG 隔着头发记录，但只分析了电极利用 Alpha 频段区分睁眼和闭眼状态的能力，没有与湿式电极比较。

首项与 BCI 相关的电容电极研究 [22] 提出了一顶 28 通道 EEG 头盔，可隔着头发测量稳态视觉诱发电位（SSVEP，见图 4a）。与接触式电极测量相比，检测时间延长约 ×3，但峰值性能仍达到 ITR = 12.5 bits/min、accuracy = 95%，远高于 BCI 领域用于建立有效通信会话的最低标准 70% [25]。该方案与本节前述非接触设计有三点相同：（i）阻抗很高，约 10^12 KΩ；（ii）需要现场放大；（iii）没有将记录的 EEG 信号与湿式电极所得信号比较。因此，其适用范围不能扩展到低性能 SSVEP-BCI 以外的应用。

#### 图 4：（a）电容电极，改编自 [22]；（b）低功耗非接触 EEE/ECG 电极，改编自 [23]；（c）用标准印刷电路板（PCB）制成的干式主动电极，改编自 [24]。

[23] 开发了一种非接触电容式生物电位电极，可在体域传感器网络中协同工作。传感器网络利用导电平面建立公共参考，因此不需要单独的地电极。每个电极约为硬币大小，整个网络可由单个 3.3 V 电源供电。各电极通过串行菊花链总线接入网络（见图 4b）。测试时电极距头皮分别为 0.18、0.89 和 2.72 mm；其相位随频率近似呈线性，且不受距离影响，增益则取决于距离。遗憾的是，EEG 信号质量评价既没有与湿式电极比较，也没有区分不同状态，例如睁眼与闭眼。研究只报告了距头皮不同距离时 0.1–150 Hz 频段的噪声谱。[24] 中，同一作者综述了一种用常规 PCB 制作的简易干式主动电极。该设计既可用作电容电极（见图 4c 底部的感测平面），也可隔着棉布等绝缘织物进行非接触测量。

电容式和非接触式 EEG 电极有几个主要缺点。第一，信号幅度很低，可能不适于记录自发 EEG。第二，电极阻抗很高，必须配备现场超高阻抗放大器。按照 Johnson-Nyquist 热噪声定义 [26,27]，引入的电噪声水平与阻抗大小成正比，会直接降低放大器输出端的信号质量。这两个缺点可以解释为何所有相关研究均使用 Alpha 和 SSVEP 进行评价：它们是固有信噪比较高的窄带节律，适合在高噪声条件下记录，也解释了为何电容式和非接触式电极尚未用于自发 EEG 或事件相关电位。第三个主要问题是电极“悬浮”固定在头皮上造成的运动伪迹。

### 其他异构方案

研究者还尝试了其他异构方案。[5] 提出一种尺寸为 14 × 8 × 8 mm 的干式电极，由导电聚合物泡沫制成，外覆导电织物（见图 5a）。泡沫衬底可贴合不规则的头皮表面，即使在运动中也能维持较低的电极阻抗。它无需皮肤准备或导电凝胶即可长期测量 EEG，适合日常生活应用。研究在前额 F10 和有头发的 POz 位置，将泡沫电极阻抗与经过或未经过皮肤准备的湿式电极比较，泡沫电极表现更好。记录 5 h 后，泡沫电极阻抗基本不变，而湿式电极阻抗随时间线性增加，约 2 KΩ/h。该电极成本约为 0.3 euro/unit，运动伪迹分析也更有利于泡沫电极。

#### 图 5：（a）干式泡沫 EEG 电极，改编自 [5]；（b）准干式电极，改编自 [28]。

[28] 提出了一种聚合物电极，内部储液腔在受到外展力后释放少量 30 μL 润湿剂（见图 5b）。其 EEG 监测性能与 Ag/AgCl 电极相近，却只需后者所需润湿液的一小部分，因而不会弄脏患者头发，也降低了相邻电极间形成导电桥的风险。[29] 中，SRICO Inc. 开发了用于测量 EEG 和 ECG 信号的干式光子电极，又称“Photrodes”。

## 基准测试与评价程序

EEG 测量本身的一些问题会增加干式电极评价的难度。干式电极开发者宣称，这类电极无需导电膏和磨砂膏，也不会降低 EEG 信号质量。后一项主张必须用可复现的方法，与金标准湿式电极进行对照。评价时需要考虑模拟记录与在体记录、EEG 信号的性质（如节律、内源性电位、事件相关电位等）、心理生理范式（如 oddball、稳态响应、选择性注意等）以及电极导联（如位置、电参考和设备等）。

图 6a 给出了一种用于表征电极的电路 [14,30]。已知幅度和相位的测试信号由信号源 Vts 产生。根据电路的对称性，当参考阻抗 Rref 与电极-皮肤-电极阻抗（ESEI）相等时，输出 V1 和 V2 的幅度相等。测试信号与 V2 的相移可以反映 ESEI 的虚部。典型测试信号的幅度为 60 mV，频率在 0.5 至 500 Hz 之间变化。也有更简单的电路，如 [31] 所提方案：向除一个电极之外的所有 EEG 电极施加已知电压，再由未施加电压的电极估算电极-皮肤阻抗。[12] 还提出了测量电极-电解质阻抗（EEI）的电路，在面对面放置电极的配置中使用阻抗-电压转换器（见图 6b）。上述两种导联都用测试信号模拟 EEG，除此之外还可采用在体记录或回放既往记录的 EEG 信号。

### 模拟、在体与回放

完整表征干式电极阻抗及其频率响应的研究很少。[12] 是少数例外之一，使用阻抗谱在 1–1000 Hz 范围内估算了电导率和相位。[32] 把干式和湿式电极放在猪皮上，施加 0.3 V 测试信号后进行比较。干式电极的性能虽与湿式电极相近，但测试信号只有 10 Hz，因此评价并不完整。[5] 使用幅度 1 V、频率 0.5 至 10 kHz 的信号，通过阻抗谱测定阻抗。与湿式电极比较后发现，在无头发的 F10 位置，干式电极阻抗与湿式电极大致相同；在有头发的 POz 位置，干式电极更好。研究没有说明是否手工去除了该部位的头发。长期测试用于评价凝胶干燥的影响：5 小时内干式电极阻抗保持不变，而湿式电极阻抗以约 2 KΩ/h 的速度增加。[19] 报告了相似方法和结果。这两项实验只报告阻抗的绝对值，没有给出频率响应的虚部。不过，电极阻抗的影响取决于它与前端放大器输入阻抗的相对大小；若放大器阻抗高得多，电极阻抗的虚部可以忽略。使用湿式电极时，阻抗通常是信号质量指标；使用干式电极时，最终目标是取得相同质量的信号。因此，多数研究不再单独讨论电极阻抗，而把重点放在记录信号的质量上。

由于 EEG 信号不可复现，在体实验并不是比较测量结果的简单选择。尽管人体测试存在固有困难，一些研究仍采用“同一位置、不同时间”的方法比较干式和湿式电极。例如，[3] 先用干式电极、再用湿式电极，在相同的 Fp1、Fp2、T3 和 T4 位置记录 EEG，地电极和参考电极分别位于 Fpz 和右乳突，并要求受试者眨眼和磨牙。这种方法存在争议：大脑状态持续变化，可塑性或习惯化可能使受试者进入不同的认知状态，所以同一实验的连续试次也可能产生不同的 EEG 信号。

另一种在体实验采用“同一时间、不同位置”的方法，同时安装干式和湿式电极，并把二者放得很近。[17] 将干湿电极对分别放在 Cz 和 Fz，相距小于 5 mm，所得干湿信号的相关性超过 90%。不过，即使作者声称采取了预防措施，5 mm 的间距仍可能因导电凝胶扩散而形成电桥。[5,11,16,18,19,28] 也采用了这种方法，但它同样有争议。电极相距较远时，测得的是不同离子电流，也就是不同的电活动；电极相距很近时，凝胶又可能在头皮表面甚至皮下扩散，形成电桥。有研究报告凝胶在皮下可向每个方向扩散 1 cm，意味着电极之间要相隔 2 cm [33]。因此，为保证隔离，合理的预防距离应为 3 cm。[34] 采用 oddball 等认知范式和诱发事件相关电位比较干湿电极，差异很小。比较项目包括 P300 单试次检测准确率。湿式电极的结果显著更高（77.8% vs. 72.1%），但干式 EEG 系统的准确率已足以支持 BCI 使用者有效交流。研究称干湿电极在同一位置同时记录，间距仅 1.5 cm。凝胶可能在皮下扩散并形成电桥，这或许可以解释干式电极的良好结果。

最后一种评价技术是回放既往记录的 EEG 信号（见图 6c）。[5,19] 先用标准湿式电极记录 EEG 并存入计算机，再通过函数发生器回放，并把幅度缩小约 5000 倍，使信号处于典型 EEG 范围。复制的 EEG 信号输入干式电极后，再按同一倍数放大。最后以相关分析统计比较预记录 EEG 与干式电极记录，EEG 和 EOG 信号的相关值分别超过 90% 和 80%。

### 用 EEG 节律或诱发电位评价

文献通常以节律和诱发电位比较干式与湿式电极的记录质量。记录某种 EEG 节律时，应选择最能诱发该节律的心理生理范式。研究用 Alpha 和 Beta 节律评价干式电极，也尝试过视觉稳态响应（SVVEP）等稳态响应。一些研究使用睁眼-闭眼任务调制 Alpha 节律能量 [3,11,16–18,21,28]。调制幅度足以让干式电极识别两种任务状态，便于目视比较。Alpha 节律振幅较大，通常为数十 μV，可在整个头皮记录，因此适合“同一时间、不同位置”的方法。[22] 针对 BCI 应用提出 SSVEP 范式，以电位检测准确率和每分钟比特数为单位的信息传输率评价干式电极。SSVEP 是一系列重复诱发响应，其频率与视觉刺激频率一致。在该范式中，电极位置很重要，应优先放在视觉皮层区域，即枕区。SSVEP 在得到最佳诱发时具有很高的信噪比。采用短时、没有显著或认知意义的视觉刺激，例如无结构刺激或闪光，可以减轻“同一位置、不同时间”方法的问题，因为记录 SSVEP 期间不太可能发生皮层适应。

Alpha 节律看似适合测试干式电极，但其能量很容易受认知任务以及放松、唤醒等心理状态调制。因此，比较不同试次中的 EEG 时可能得出误导性结论，因为振幅差异可能来自认知过程，而非电极性能。Alpha 节律只占 EEG 频谱中的一个窄带，也无法完整表征具有频率响应的电极。SSVEP 的频谱表征存在类似问题，响应多集中在 30 以下的频率，通常不超过 47 Hz [35]。因此，电极无法得到完整表征，在其他频带的性能可能明显不同，例如 0.01–4 Hz 的慢皮层电位、32 Hz 以上的 gamma 频段，或约 100 Hz 的多重听觉稳态响应范式 [36]。尽管用节律或稳态响应评价干式电极并不完整，对部分 BCI 应用却可能已经足够。Alpha 和 SSVEP 都容易受认知任务调制，因此在 BCI 文献中反复使用 [37,38]。所以，用 EEG 节律表征电极时，应明确这些节律所对应的应用范围。

仅分析 EEG 的频域信号，无法准确给出诱发响应的峰值、振幅和潜伏期。一些临床流程依靠这些细节作出准确诊断，例如用电位的振幅和潜伏期评价视觉或听觉损伤。因此，尤其在临床用途或基于事件相关电位的 BCI 中，还应在时域评价干式电极。时域中可用决定系数、相关系数或均方误差等方式报告两个信号的相似程度。只有少数研究报告了相关性 [5,6,19,39] 或互谱 [18] 等统计量。

## 局限与商业方案

前文分析了干式电极的性能和主要特征。本节从以下方面概括其相对湿式电极的局限：

- 机械特性：干式电极本身并不比湿式电极小，缩小的是构成电极的尖刺。较小尖刺可穿透角质层、降低电阻抗，但侵入性随之增加。表 1 汇总了不同尖刺尺寸的特点。机械固定方式与湿式电极相同，例如头带或头盔；若要成为可穿戴方案，其舒适性和隐蔽性还需改善。
- 评价：一些研究没有报告电极的频率响应等电学特性，也没有与湿式电极比较；另一些研究缺少可供复现的重要细节。有些干式电极只通过简单流程，以目视方式核对特定 EEG 特征，例如在睁眼-闭眼任务中观察 Alpha 频带能量，或注视闪烁刺激时观察稳态诱发电位。这表明部分干式电极可能只适用于特定应用，例如 Alpha-BCI 或 SSVEP-BCI。用于比较干湿电极的若干流程本身也存在争议：“同一位置、不同时间”比较的是不同时刻记录的非平稳信号；“同一时间、不同位置”在电极距离较远时，比较的 EEG 主要来自不同神经元群体，而距离较近时又始终存在凝胶在皮下扩散并形成电桥的可能。
- 易用性：应考虑准备时间和舒适度，严重残障且难以控制头部的人群尤其需要关注。按目前的尺寸，干式电极在这种情形下并不比湿式电极舒适，仍需开发比现有湿式电极固定装置更舒适的系统。干式电极可能节省研究人员的准备时间，但达到稳定信号所需的时间尚未得到报告，也未与湿式电极对照。在视频 EEG 或睡眠记录等较长时间的测量中，干式电极优于会随凝胶干燥而性能下降的湿式电极。主动电极也值得考虑：它把高阻抗信号源转换为低阻抗输出，使信号质量对皮肤阻抗的依赖大幅降低，因而可以不用凝胶。干式与主动式相结合，才可能真正缩短准备时间。

### 表 1：干式电极尖刺尺寸及优缺点比较。

| 尺度 | 优点 | 缺点 |
| --- | --- | --- |
| nano | 阻抗与湿式电极相近；感染风险低；运动伪迹较少 | 有侵入性（刺穿角质层）；不适合有头发部位 |
| micro | 阻抗与湿式电极相近；运动伪迹较少 | 有侵入性（刺穿角质层）；有感染风险；电极脆弱；不适合有头发部位 |
| mili | 无创；无感染风险；适合有头发部位 | 阻抗高于湿式电极；有运动伪迹 |

即使在小型研究实验室中，也可以用 3D 打印机等设备制造干式电极。多数商业方案把干式、主动式、可穿戴和无线电极结合在一个系统中，形成可完整运行的移动 EEG 系统。不过，部分商业产品对小型实验室而言可能过于昂贵。表 2 列出了当时的商业移动 EEG 系统。

### 表 2：基于干式电极的商业 EEG 系统。

| 名称 | 用途 | 说明 | 厂商 |
| --- | --- | --- | --- |
| Sahara | BCI 和通用用途 | 干式主动电极系统，适用于全部额区、中央区、枕区和顶区位置。每个电极由 8 根金合金针组成。带宽：0.1–40 Hz。配合 Nautilus 使用时：采样率 500 Hz，最多 32 通道，带 3 轴加速度传感器。 | g.tec medical engineering GmbH |
| Insight | BCI 和通用用途 | 5 通道（另有 2 个参考电极）无线头戴设备，用于跟踪和监测脑活动并将数据流式传输到移动设备。广告称其为干式 EEG 系统，但技术规格说明传感器由半干式聚合物制成。带宽：1–43 Hz；采样率：128 Hz；无线接口：Bluetooth 4.0 LE。 | Emotiv |
| DSI 10/20 | BCI 和通用用途 | 超高阻抗传感器（47 GΩ）。最多 23 个电极，采样率 960 Hz，最大带宽 120 Hz。适合有头发部位。 | Quasar |
| BrainBand XL、MindWave 等 | BCI 和多媒体控制 | 双传感器 EEG 单元，其中一个主动传感器的位置可调。Bluetooth 连接。采样率 512 Hz，带宽最高 50 Hz。自动处理注意、冥想和眨眼检测。基于 Neurosky TGAM 传感器。不适合有头发部位。 | MindPlay |
| XWave headset | 用 BCI 控制 iPhone/iPad | Neuro Sky eSense 干式传感器。不适合有头发部位。 | PLX Devices |
| Enobio | BCI 和通用用途 | 最多 20 通道，采样率 500 Hz。通过 Bluetooth 无线运行，量化步长 50 nV。 | Starlab |
| MindFlex | 电子游戏 | 根据注意和冥想状态启动下方风扇，控制塑料球的垂直位置。采用 Neurosky TGAM。 | Mattel |
| EEG headset | 带 EEG 的可穿戴健康监测器 | 8 通道 EEG 监测芯片组。每个 EEG 通道由两个主动电极和一个低功耗模拟信号处理器组成，输入阻抗较高（10 Hz 时为 1.4 GΩ）。 | Imec |
| ThinkGear AM（TGAM）EEG sensor | 用于简单游戏的脑波传感器模块 | 非接触干式传感器。采样率 512 bits，带宽 3–100 Hz，最低工作电压 2.97 V。可配合 Ag/AgCl、不锈钢、金和/或银电极使用。输出注意、冥想和眨眼信息。不适合有头发部位。 | Neurosky |
| Dry Pad | BCI 和通用用途 | 可重复使用的 Ag/AgCl EEG 垫式电极，适合无头发部位。电极阻抗 10–100 KΩ。主动版本只需 1.8 V 电池供电。尺寸较小，约有直径 2–5 cm 的不同版本。 | Cognionics |
| Flexible Dry EEG electrode | BCI 和通用用途 | 柔性、可重复使用的镀 Ag 弹性体，最多使用 30 次。适合有头发部位。电极阻抗 100–2000 KΩ。 | Cognionics |
| Muse | 通过实时反馈帮助管理压力 | 头带中集成 7 个 EEG 电极。采样率 600 Hz。 | Interaxon |

## 结论

当前干式 EEG 电极的发展使其应用范围从临床扩展到一些原本未曾预料的领域，易用性和无凝胶操作成为首要要求。湿式电极仍是金标准；在认定干式电极适用之前，还需用进一步研究对照两者。首要困难是统一对照方法。不同干式电极的原理各异，文献中的性能研究所用方法也不一致，结果难以讨论或比较。现有证据表明，要让干式电极在临床及其他长期佩戴场景中替代标准湿式电极来记录 EEG，仍需更多工作。

综述主要干式电极方案后，我们认为，应统一性能评价及机电特性表征，才能进行恰当比较。表 3 给出建议覆盖的检查项目，表 4 则以重要研究为例，列出其主要细节和特征。

### 表 3：干式 EEG 电极的说明与评价项目。

| 类别 | 项目 |
| --- | --- |
| 机械 | 原理（方案的物理原理，如 MEMS、非接触等） |
|  | 材料（衬底、涂层材料） |
|  | 尺寸（阵列、单个尖刺） |
|  | 固定系统（头带、头盔等） |
| 电气 | 主动式（y/n，是否需要现场主动放大） |
|  | 阻抗（频率响应） |
|  | 频率范围（电极的有效范围） |
|  | 噪声（噪声系数） |
| 评价 | 应用（BCI、户外实时使用、临床等） |
|  | 生物信号（EEG、EOG、EMG、ECG 等） |
|  | 测量（在体、测试信号、回放等） |
|  | 流程/范式（用于诱发特征的心理生理范式） |
|  | 位置（国际 10-20 系统位置） |
|  | 特征（ERP、Alpha、μ-rhythm、SSVEP 等） |
|  | 分类/检测（例如 BCI 应用） |
|  | 干湿比较（统计方法，如相关、MSE 等） |
| 易用性 | 干式（y/n） |
|  | 成本 |
|  | 长期使用（是否适于长期监测） |
|  | 舒适性（是否不适、瘙痒、需要过紧固定） |
|  | 有头发部位（y/n） |
|  | 其他 |

### 表 4：干式电极相关研究及评价细节。

| 研究 | 机械特性 | 电气特性 | 评价 |
| --- | --- | --- | --- |
| Griss 2002 | 原理：微针阵列。材料：粘接在圆形双面印刷电路板上的银或银/氯化银涂层微针。尺寸：微米级。舒适性：舒适；皮肤有轻微发红。 | 主动电极：否。阻抗：1 kHz 和 0.6 Hz 时最低分别为 0.65–16 k；低于 0.8 Hz 时不稳定。噪声：未报告。 | 应用：麻醉监测系统。生物信号：EEG。测量：在体。流程：与 Zipprep 电极比较。特征：自发 EEG。位置：前额。评价：目视比较干式与 Zipprep 电极。 |
| Harland 2002 | 原理：非接触传感器。材料：金属。尺寸：直径 1–2 cm 的圆盘。舒适性：距头皮 3 mm 远程记录，无物理接触。 | 主动电极：是。阻抗：10^15 Ω。噪声：1 Hz 时 70 nV/Hz^(-1/2)。 | 应用：多通道 EEG 监测和脑实时成像。生物信号：EEG、ECG。测量：在体。流程：闭眼和睁眼。特征：Alpha 和 Beta。位置：P3 和 O1。评价：目视观察 Alpha 和 Beta 调制图；无干湿对照。 |
| Sullivan 2007 | 原理：非接触。材料：PCB 底部的金属板。尺寸：一枚 25 美分硬币。舒适性：无物理接触，间隙 3 mm；可隔着衣物记录 ECG。 | 主动电极：是。电极阻抗：未报告。噪声：传感器距离为 0.2 mm 和 3.2 mm 时，在 1–100 Hz 频率范围内分别为 2 μVrms 和 17 μVrms。 | 应用：生物电位记录系统和人机接口。生物信号：EEG、ECG。测量：在体。流程：睁眼-闭眼范式。特征：Alpha。位置：头后部，参考电极在耳后。评价：目视观察图形；无干湿对照。 |
| Oehler 2008 | 原理：电容电极。材料：金属电极板。尺寸：电极板直径 26 mm，传感器高 15 mm。舒适性：用头盔固定电极。 | 主动电极：是。阻抗：10^6 GΩ。噪声：10 Hz 时 2 μV/Hz^(-1/2)，1 kHz 时 70 nV/Hz^(-1/2)。 | 应用：BCI。生物信号：EEG。测量：在体。流程：注视视觉结构化刺激（棋盘格）。特征：SSVEP。位置：O1、O2 和 Oz，参考电极位于 FCz。评价：SSVEP 检测准确率、ITR（bpm）；无干湿对照。 |
| Matthews 2008 | 原理：由 32 个“手指”组成、可隔着头发测量的生物电极。材料：金属触点。尺寸：约为美国 5 cents 硬币。舒适性：使用束带，允许受试者运动。 | 主动电极：是。阻抗：每个“手指”10 MΩ。噪声：400 nV/Hz^(-1/2)（DAQ）。 | 应用：运动中的工作负荷实时分类、军事应用。生物信号：EEG、ECG、EMG、EOG。测量：在体。流程：闭眼；工作负荷和投入程度分类。特征：Alpha。位置：Cz、C3、C4、Fz、F3、F4 和 Pz，参考电极在 P4。评价：与湿式电极的相关性；认知工作负荷分类准确率。 |
| Ruffini 2008 | 原理：多壁碳纳米管阵列。材料：无涂层碳。尺寸：直径约 50 nm，长度 10–15 μm。舒适性：即使使用 6 个月后也没有副作用或疼痛。 | 主动电极：是。阻抗：未报告。噪声：较低，与商业电极十分相近。 | 应用：通用 EEG 记录。生物信号：EEG、ECG、EOG。测量：在体。流程：睁眼-闭眼范式；听觉诱发响应。特征：Alpha、N1 ERP。位置：Fp2，参考电极在鼻部。评价：目视比较干湿电极；假设检验。 |
| Dias 2010 | 原理：4 × 4 微尖端阵列。材料：IrO 涂层硅衬底。尺寸：每个尖端宽 150–200 μm、高 100–200 μm，尖端间距 2 mm。舒适性：未报告。 | 主动电极：否。电导率：3 Hz 以上与湿式电极相近。噪声：未报告。 | 应用：人机接口，适于电触觉刺激。生物信号：EEG、ECG、EOG、EMG。测量：在体。流程：眼球运动、EOG 测量。特征：EOG 振幅。位置：眼角。评价：目视比较干湿电极。 |
| Grozea 2011 | 原理：柔性导电刷毛。材料：镀金属柔性聚合物刷毛。尺寸：12 × 12 mm，长 10 mm。舒适性：电极和安装架的压力令人不适，有刺痛感。 | 主动电极：否。阻抗：80 KΩ，使用 10 个月后为 150–200 KΩ。噪声：未报告。 | 应用：BCI。生物信号：EEG。测量：在体。流程：睁眼/闭眼状态、听觉诱发电位、oddball 范式和运动想象。特征：Alpha 节律、N100 AEP、P300、μ-rhythm（8–14 Hz）。位置：P3（Oz、Alpha）；Fz（N100）；Fz、Cz、P1（P300）；Fz、C4、FC2、CP2、P3（μ-rhythm）。评价：干湿电极间的谱相干（7–44 Hz）；电位检测 T-test。 |
| Liao 2011 | 原理：带 17 根弹簧接触探针的电极。材料：BeCu，探针头镀金。尺寸：直径 13 mm，高 20 mm。舒适性：未报告。 | 主动电极：否。阻抗：前额位置与湿式电极相近，有头发部位优于湿式电极；1 h 后干式电极阻抗更好。噪声：未报告。 | 应用：BCI、人体 EEG 状态监测。生物信号：EEG、EOG。测量：预记录 EEG 数据和在体记录。流程：眨眼。特征：EOG 振幅。位置：前额 F10 和有头发的 POz。评价：与湿式记录的相关性。 |
| Chin-Teng 2011 | 原理：泡沫电极。材料：外覆导电织物并镀 Ni/Cu 的泡沫。尺寸：14 × 8 × 8 mm。舒适性：泡沫电极足够柔软，可与皮肤良好接触。 | 主动电极：否。阻抗：前额位置与湿式电极相近，有头发部位优于湿式电极；1h 后干式电极阻抗更好。噪声：未报告。 | 应用：人体 EEG 状态监测、BCI、临床和研究。生物信号：EEG、EOG。测量：预记录 EEG 数据和在体记录。流程：EEG 记录和眼球运动。特征：EEG 和 EOG 振幅。位置：前额 F10 和有头发的 POz。评价：与湿式记录的相关性。 |
| Forvi 2012 | 原理：8 × 8 金字塔形微针。材料：硅。尺寸：接触面积 1 cm²，微米级。舒适性：侵入性小，使用快速方便。 | 主动电极：否。阻抗：穿透角质层后为 13 KΩ。噪声：未报告。 | 应用：动态条件下监测 ECG。生物信号：EEG、ECG、EMG。测量：在体。流程：眨眼和磨牙。特征：EEG、EMG、ECG。位置：EEG 位于 Fp1、Fp2、T3 和 T4，地电极在 Fpz，参考电极在右乳突。评价：目视比较干湿电极。 |
| Salvo 2012 | 原理：3D 打印干式电极。材料：绝缘丙烯酸光聚合物，涂覆钛和金。尺寸：毫米级。舒适性：优于湿式电极，不穿透角质层。 | 主动电极：否。阻抗：Fp1、Fp2 分别为 1–3 KΩ 和 2–5 KΩ，O1、O2 分别为 4–7 KΩ 和 1–3 KΩ。噪声：未报告。 | 应用：低成本生物信号应用。生物信号：EEG、ECG。测量：在体。流程：闭眼。特征：Alpha。位置：O2、O1、Fp2、Fp1，参考电极在 T6。评价：目视比较干式电极与桥式电极。 |
| Mota 2013 | 原理：内置凝胶储液腔的电极。材料：AgCl 涂层聚合物。尺寸：直径 8 mm，高 11 mm。舒适性：未报告。 | 主动电极：否。阻抗：10 Hz 时 39 Ω·cm²，1 Hz 时 45 Ω·cm²。噪声：未报告。 | 应用：生物电位监测。生物信号：EEG、EMG、ECG。测量：原文未说明。流程和特征：静息态 EEG、Alpha 活动 EEG、睁眼/闭眼测试、眨眼测试。位置：Fp1、Fp2、O1、O2，地电极在 Fpz。评价：RMSD、相关性、目视比较。 |

## 致谢与资助

本研究得到 Nicolo Association for the R+D+i in Neurotechnologies for disability、研究项目 P11-TIC-7983、Junta of Andalucia（Spain）以及西班牙国家基金 TIN2012-32030 的支持，并由 European Regional Development Fund（ERDF）共同资助。作者还感谢 Fraunhofer IZM（Berlin）Department of System Integration & Interconnection Technologies 的 Medical Microsystems 工作组负责人 Erik Jung 所提供的支持。

## 作者贡献

Miguel Angel Lopez 是主要作者。他汇编了 Daniel Sanchez 和 Francisco Pelayo 提供的全部资料、建议和指导意见。

## 利益冲突

作者声明不存在利益冲突。

## 参考文献（保留原文）

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## 原文 DOI 与数字核对索引

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