EEG BCI生活场景化的选择——接触式干电极

▎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.”这段话出自著名物理学家Freeman Dyson的“Imagined Worlds”一书，用来阐述工具开发与科学发展之间的关系，也强调了工具开发在启发科学发现上的重要作用。

不仅物理学，这种观点在神经科学中也是适用的。以神经电生理学为例，最早的工具或者技术驱动科学发展的经典例子是the bimetallic arch，意大利科学家Luigi Galvani在18世纪末用这种方式来刺激青蛙的坐骨神经，开创了生物电子学和电生理学领域；1957年，Hubel开发的微钨丝电极将神经电生理学引入了活体动物单神经元记录的时代；时间再推进到1976年，Neher和Sakmann的膜片钳技术使得单离子通道生理行为开始能够被测量；近年来，MEMS工艺和柔性电子学的发展，将在体神经电生理记录推向了一个新的纪元，吸引了众多的微电子方向和柔性材料方向的科学家开始与神经科学家协力来解决脑科学问题。我们收缩视角，将视野聚焦在非侵入式脑机接口领域。

作为非侵入式脑机接口最典型、最被广泛接受的实现方案，EEG脑机接口目前正处在从实验室和临床向应用型、生活场景化方向发展的关键阶段。可以预见，谁先通过新技术、新工具解决EEG BCI生活场景化的关键挑战，谁就将在现阶段占据先发优势。

我们用简短的篇幅来阐明一下EEG BCI为什么需要先进的工具支持，尤其在电极方面。

EEG本身不过是在头皮表面对大脑的生物电势进行拾取，自1924年德国精神病学家Hans Berger首次完成EEG记录以来，EEG的原理和基本记录程序在其发展的近一百年里几乎没有改变。但由于EEG信号本身的微弱性（典型幅值为10-100 μV）、易污染性（任何生理的或外源的电噪音都会影响EEG信号），使得EEG的进步高度依赖技术和方法的革新。

无论我们从任何角度去回顾EEG技术的发展时，电极都会不可避免地成为一个重要关注点。EEG电极的本质不过是导线上连接的一块导电材料，用以连接头皮和信号采集系统。看上去，EEG电极相关的问题是一个非常简单的问题。但如果我们从电极-皮肤界面（electrode-skin interface，ESI）的角度来考虑，EEG电极问题就会变得非常复杂。

2、生活场景化EEG BCI电极之接触式干电极

EEG信号具有信号强度小、信噪比低、不稳定性和随机性强的特点。因此，为了高质量地采集EEG信号，理想的EEG电极应该满足以下特征：

（1）电极与皮肤之间的电极-皮肤界面阻抗应该最小化，以保证微弱的EEG信号可以高保真地被记录，而尽量减小幅值衰减和降低噪声信号的引入；

（2）电极与皮肤形成的界面要足够稳定，避免界面波动，以最大限度抑制运动伪迹；

（3）电极还应该具有良好的生物相容性和化学稳定性，以免对皮肤造成伤害；

（4）电极与皮肤形成物理接触时需最大限度提高舒适度，避免产生强烈的压迫感甚至疼痛。

今天，EEG已经经历了上百年的发展，EEG的使用场景也逐渐从临床和实验室场景向现实生活场景转变，但开发理想的EEG电极依然是一项极具挑战性的课题。

图2.1 EEG电极分类

图片来源：Guang-Li Li, et al, J. Neural Eng., 2020.

EEG电极的一种经典分类方式是通过在电极表面添加导电介质的多少和皮肤水合作用的情况进行分类，可以分为三种类型：湿电极、半干电极和干电极（图2.1）。首先我们需要理解的是，皮肤作为人体免疫的第一道屏障，很大程度上是拒绝与外界进行交流的。具体到EEG信号，在被电极采集时，皮肤角质层作为一个电绝缘层，阻碍了电极与皮肤的有效电连接。在不破坏角质层的前提下，电极只能通过毛孔的介导和皮肤水合作用来实现与头皮的连接。

湿电极具有足够的电解质溶液（导电膏或盐溶液），能够实现充分的皮肤水合作用，实现接触的稳定性和低阻抗；半干电极可以通过少量的电解质溶液来实现局部皮肤水合作用；干电极则不添加任何导电介质，依靠固体电极本身与皮肤的干连接实现接触，因此一般皮肤接触阻抗会很高，但干电极又不能理解成完全的干接触，其可以通过人体自身的毛孔呼吸或汗液来达到有限的皮肤水合，从而使干电极可以随着佩戴时间的延长而一定程度上降低皮肤接触阻抗。

典型的湿电极通常是带有导电凝胶的Ag/AgCl电极，因此也称为基于凝胶的电极。湿电极可以提供可重复的电极电位、低且稳定的电极-皮肤阻抗、对电磁干扰和运动伪迹的高抗性以及高质量的EEG信号。因此，湿电极已成为脑电图采集的黄金标准，并且是临床和实验室的首选。然而，湿电极并不是完美的。其存在一系列不便和不适的问题，这些问题极大地限制了湿电极在生活场景中的应用前景。

图2.2 典型的半干电极结构

图片来源：A.R. Mota, et al, Sensors and Actuators A: Physical, 2013. Fei Wang, et al, J. Neural Eng., 2016.

为了避免湿电极使用时的繁琐程序又同时保证电极与皮肤的良好稳定接触，半干电极的概念应运而生。半干电极的技术方案是，电极本体内具有盛有电解液的容器，在使用过程中通过外部施加压力从特定结构中释放电解液，从而形成接近湿电极效果的皮肤-电解质界面（图2.2）。然而，半干电极因其结构的复杂性和电解质可控释放的高难度使得其到目前为止并不能被广泛应用。这些局限性导致半干电极也很难成为EEG BCI生活场景化使用的优先选择。

面对EEG BCI的生活场景化应用需求，即戴即用的干电极能够摆脱对电解质的使用和避免过分繁琐的准备过程，是目前EEG电极开发的重点。干电极从是否突破角质层侵入到皮肤中可以分为两类，侵入式微针阵列电极和非侵入式电极；非侵入式电极又从是否需要与皮肤形成良好电接触可以分为直接接触式电极和非接触电容式电极。

2.1 基于微加工工艺的侵入式微针电极

舍弃电解质的EEG干电极面临的最大问题就是由于角质层阻碍产生的过高的皮肤接触阻抗。一个很简单的思路来解决这个问题：突破了角质层就能够突破这层阻碍，要么进行皮肤磨损破坏掉角质层，要么直接穿过角质层实现与皮肤的深层接触。侵入式微针电极就是利用了第二种思路。顾名思义，侵入式微针电极以侵入性方式记录脑电信号。侵入式微针电极对高阻抗的角质层直接进行暴力的物理突破，其皮肤阻抗甚至能够比金标准的湿电极更低，因此可以如湿电极一样获得高质量的EEG信号。其优异的性能（低皮肤接触阻抗、无需皮肤准备、最小化的皮肤创伤和易操作性）为微针电极提供了非常广阔的应用前景，尤其是在临床方面。

图2.3基于SU-8的微针电极

图片来源：Yiwei Sun, et al, Sensors (Basel), 2018.

依赖发展成熟的微加工工艺手段，微针电极的加工载体可以有多种选择，最常见的就是硅基微针电极。但是硅材料作为一种典型的刚性材料，在与皮肤的保形接触上存在缺点，容易导致接触不稳定和通道间差异，在被加工成微针后过于脆弱容易折断。为了解决这个问题，人们开始考虑使用柔性聚合物作为衬底（如parylene、PDMS）。例如，SU-8光刻胶是光刻中使用的负性光刻胶，固化后具有良好的热稳定性、化学稳定性和高机械强度，已应用于制造微针电极（图2.3）。值得注意的是，这些聚合物只提供微针结构而不具备导电性能，需要通过额外的磁控溅射、真空蒸镀、电子束蒸镀等手段来施加额外的导电膜（Ti、Au、Ag或AgCl）来实现导电性，这些导电膜又需要额外的微加工工艺进行pattern。

侵入式干电极具有使用方便、电极/皮肤阻抗低以及对运动伪影的耐受性高等优点。但是，其在生活化场景的EEG BCI应用中的缺点也是显而易见的。首先，它们的制造复杂且昂贵；第二，脆弱的微针经常容易断裂导致接触稳定性变差和电极不可重复使用；第三，即便最小化了皮肤损伤，但它们依然是侵入性的，感染和炎症的风险不容忽视。

2.2 非接触式电容电极

图2.4非接触式电容电极的模拟示意和等效电路

图片来源：Yulin Fu, et al, Sensors (Basel), 2020.

Lopez和Richardson于1969年首次提出电容电极的概念以来，电容电极在过去50年中已应用于各种生理信号采集。电容电极通过牺牲电极阻抗来解决电极与皮肤之间的不良接触问题，它相当于一个电容器耦合到皮肤表面，它不必与皮肤表面紧密接触，这可以大大提高舒适性，其等效电路模型如图2.4所示。然而，电容式电极最大的缺点就在于其信号质量的问题，其信号质量远劣于湿电极。同时，虽然没有了接触阻抗的限制，但对电极与皮肤接触的电容有很高的稳定性要求，这导致在实际使用中由于电容两侧的分离变化，电容电极对运动伪迹非常敏感。所以，电容电极要想被广泛接受并应用于生活场景的EEG BCI，还需要很大的技术突破，而且是长期的、概念性的。

2.3 直接接触式干电极

直接接触式干电极仅使用电子导体通过与头皮的直接阻抗耦合来传输脑电信号。已经为实际EEG应用开发了各种干电极，包括金属引脚或尖端电极、弹簧加载电极、梳状导电弹性体电极、聚合物微孔电极、柔性爪状电极和柔性刷毛电极等。一些生产干电极的公司包括Cognionics，Brainproducts，g.tec，ANT neuro和Wearable Sensing等。然而，由于缺乏导电凝胶，接触式干电极皮肤接触阻抗非常高（通常为几百kΩ甚至更高）。此外，因为高皮肤接触阻抗和接触不稳定带来的各种噪声和抗干扰能力弱的问题，为保证接触而施加的额外压力导致的不适甚至疼痛问题等，也成为接触式干电极的明显不足。可以这样说，一个不理想的EEG电极在性能上该有的缺点，接触式干电极都有。但也不可否认，接触式干电极具有出色的优势，例如快速方便的佩戴、用户友好性和自应用性，因为它们不需要皮肤准备、导电凝胶或记录后清洁。

生活场景EEG BCI的电极选择，我们最终还是回到了直接接触式干电极。它们皮肤接触阻抗高、接触不稳定、抗干扰能力弱，但它们也容易使用，容易变得舒适。一方面，目前的接触式干电极通过长时间的应用实践，证实了可以满足一些场景的应用需求；也在广泛的研发创新过程中取得了一定的成果，在皮肤接触的阻抗和稳定性方面和佩戴的舒适度方面均有改善。生活场景EEG BCI对接触式干电极的选择是部分牺牲性能的综合考量的结果。另一方面，接触式干电极存在的明显问题需要在未来得到解决。

3、接触式干电极的问题和解决策略

3.1 电极的问题不一定通过电极来解决（放大器高输入阻抗、主动式电极、屏蔽）

接触式干电极带来的最大问题是过高的电极-皮肤接触阻抗。过高的皮肤接触阻抗会带来三个显著的问题：

一是放大器的分压效应导致过度的信号衰减，二是降低共模抑制导致工频噪声和运动伪迹的增加，三是热噪声和皮肤电势的升高。

接触式干电极的10 Hz皮肤接触阻抗往往比湿电极高一个数量级以上，前额接触式电极的阻抗一般在50-200 kΩ，穿透皮肤的爪状或柱状电极会更高，在几百kΩ甚至更高。高皮肤阻抗所导致的放大器分压主要是因为放大器的输入阻抗过低。所以可以通过选用高输入阻抗的放大器来削弱甚至消除这种分压效应。用于生物电势检测的放大器的输入阻抗的基本要求是，电极的皮肤接触阻抗小于放大器输入阻抗的1%。另外，增加放大器的输入阻抗还能够有效提高记录系统的共模抑制。

干电极的高皮肤接触阻抗降低EEG设备的抗干扰能力。在生物电势检测中，越高的电极-皮肤接触阻抗会导致电路中产生的电流越小，让本来就微弱的脑电信号变得更加脆弱，些微的电磁噪声或线束抖动，都会对信号产生很大的影响。那么，在不改变电极-皮肤接触阻抗的情况下怎么去降低这种影响呢？一个最有效的策略就是让脆弱的信号尽量少地暴露在外源干扰环境中。这就产生了两个有效途径，一是前置放大，二是屏蔽。

图3.1 传统被动式电极与主动式电极

图片来源：Jiawei Xu, et al, IEEE Rev. Biomed. Eng., 2017.

所谓前置放大，就是让放大器尽量接近信号源，也就是电极位置，这样脑电信号一旦被采集，马上经过一级放大，使输出的电流变得更大、更稳定，从而不容易被外源噪声干扰。一个更有效的方案是，不仅进行前置放大，而且模数转换也前置（侵入式脑机接口的解决方案），使电极采集的脑电信号马上被放大并被转换为数字信号，从而拒绝传出信号被任何噪声干扰。但现实的问题是，EEG的电极位点是很分散的，而且采集的是差分信号，要想对EEG信号进行前置模数转换就需要对每个电极位点单独配置参考电极或参考电极引线，这显然是不现实的。所以我们在实际应用中，只选择一个高标准的前置放大器，这就是我们所说的主动式电极（图3.1）。为了达到理想的效果，主动式电极中放大器选择的标准是非常严格的，需要具有超低的噪声水平、超高的输入阻抗和非常小的输出阻抗。主动式电极的方案包括两个策略，一是进行前置电压信号放大，而是使用单位增益缓冲器（Unity gain buffer）进行电流放大，从效果上来讲，使用单位增益缓冲器的主动式电极会更好。

除了主动式电极外，另外一种降低电磁干扰的途径是进行有效的屏蔽，最简单的方式就是使用屏蔽线，更进一步的方式是使用主动屏蔽。

综上所述，EEG干电极的高皮肤接触阻抗带来的问题可以部分地被优化的硬件系统所解决。但是，值得注意的是，我们未提及高皮肤接触阻抗带来的热噪声和皮肤电势升高的问题，因为这是硬件系统解决不了的，只能通过改善电极本身的皮肤接触来解决。

3.2 电极的问题通过优化电极来解决—用软材料来解决EEG电极中的“硬问题”（soft materials for hard problems in EEG electrode）

我们在上文中描述了，干电极皮肤接触阻抗高导致的热噪声和皮肤电势升高的问题是无法被优化的硬件一同解决的。换言之，由电极接触引起的问题我们只能通过优化电极的方式来解决，一方面需要最大限度地减小干电极的皮肤接触阻抗，另一方面需要最大限度地提高干电极与皮肤接触的稳定性。

目前应用的EEG干电极在进行优化时，基本上就是在这两个方面做努力，最主要的手段是通过各种各样的结构（或刚性的或柔性的）设计来尽可能减小接触阻抗，提高接触稳定性和舒适度。

在不破坏皮肤角质层的情况下将干电极的皮肤接触阻抗降低到湿电极水平是一个非常艰难的课题，甚至永远只能接近不可到达。单从导电性能来讲，金属永远是最优的选择。但正如我们反复提到的一样，电极-皮肤接触阻抗的降低必须从电极-皮肤界面的角度来考虑，既要考虑电极本身的电化学性能，又要考虑与皮肤的有效接触情况，同时其他的因素包括电极材料与皮肤的微观形态拟合、电极的亲水亲油性等。

最大限度提高干电极接触稳定性和舒适度的理想状态是，电极的佩戴应该是无感或接近无感的同时，电极能够在任何状态下保持与皮肤的无差别良好接触，这些状态包括不同的湿度温度、持续的运动状态、干燥或汗液浸润等。在近十年的EEG表面电极和电子皮肤研究中，科学家们在解决上述问题的策略上基本上呈现以下共识：解决上述问题应该基于柔性电子学的发展，实现的方式是基于柔性基底的无机或有机电路，也就是柔性表面电极；电极与皮肤的接触应该是无压力的，也就是电极与皮肤应该能够自黏附接触而不需要额外施加任何压力；电极与皮肤最好能够实现共形接触。值得注意的一点是，在电子皮肤的开发中，往往关注其透气性，使器件和皮肤之间不会产生汗液积累。但对于生物电势的检测，汗液浸润有利于电极的性能提升。

这里我们简单介绍一下柔性表面电极如何实现皮肤黏附和共形接触。主要是介绍两个概念，材料的抗弯刚度和表面黏附能。柔性表面电极的柔性一词英文表述为flexible。Flexible可以从两个方面来表述，一是材料本身的柔软度（softness），一般用弹性模量（也成为杨氏模量）来表征；二是电极适应皮肤表面形貌的弯曲能力，可以用抗弯刚度来表征。为了使柔性表面电极能够充分在皮肤形变下保持皮肤共形，柔性薄膜的抗弯刚度需要小于皮肤的抗弯刚度。在进行柔性表面电极设计时，基底材料应该越软越好，但越软的材料很难加工成型为“结实”的薄膜，也普遍不具有作为电极基底材料的电封装属性。所以，更合理的策略是选择具有一定柔性的耐用型基底材料，然后最大限度地去减小薄膜厚度。表面黏附能是柔性表面电极实现皮肤共形接触的另一个重要因素。当柔性表面电极与皮肤形成接触时，会产生三个能量作用，黏附能、电极的弯曲弹性能和皮肤的弹性能。当黏附能大于弹性能的总和时，共形接触就会发生。具有理想皮肤共形接触能力的柔性表面电极需要在任何皮肤形变状态下都能够保持共形接触。

具有皮肤共形接触能力的柔性表面电极虽然能够很理想地解决EEG干电极接触稳定性和舒适度的问题，导电材料与皮肤的适形接触也可以有效降低电极-皮肤接触阻抗，但这类电极材料目前大多数仍处于实验室开发阶段。当柔性表面电极面临生活场景的EEG应用时，暴露出的问题也是很明显的。首先，柔性表面电极与硬件系统的整合成为一个很大的难题；其次，超柔性材料或者能提供皮肤共形接触的材料很难无衬底地加工成可穿透头发的柱状或爪状电极。

3.3 电极的问题通过下一代电极来解决（Nest generation EEG electrodes）

1947年晶体管的诞生为我们开启了微电子时代。小型化的晶体管是现代集成电路发展的基础，是每个现代电子设备的核心。在EEG信号采集中，晶体管也被广泛应用于信号采集和放大电路中。对于EEG电极本身，被动式电极依然是主流，即便是在先进的主动式电极设计中，也只是在靠近被动式电极的位置加入有源驱动和前置放大。正如上文所述，主动式电极依然无法解决电极接触引起的问题。在这个前提下，我们是否可以考虑，使电极本身成为一种有源器件，使微弱的EEG信号在被拾取后马上能够被放大。晶体管，尤其是薄膜晶体管为我们提供了这种可能。在这里，我们对TFT EEG电极进行综述和讨论。

图3.2

一种典型的OECT模型和简化电路揭示TFT传感器的工作原理

图片来源：Jonathan Rivnay, et al, Nat. Rev. Mater., 2018.

TFT的类型是多样化的，总地来说，可以分为两个大类，传统的无机TFT和基于有机半导体材料的有机TFT（OTFT），OTFT又可以分为有机场效应晶体管（OFET）、电解质门控有机场效应晶体管（EGOFET）和有机电化学晶体管（OECT）等。虽然类型多样化，但TFT的基本工作机制却是一样的，都是通过一个三极的晶体管结构（栅极、源极和漏极）来实现信号检测和放大的。如图3.2所示是一个典型的OECT工作原理和简化电路图。OECT由与电解质接触的有机半导体薄膜组成，其中栅极浸入电解质。金属电极，称为源极和漏极，与有机半导体薄膜建立联系，并形成由源极流向漏极的空穴或电子通道。OECT依赖于在栅极电压调制下从电解质注入有机半导体通道的离子，从而影响其掺杂状态，进而改变其导电性。简而言之，栅极作为EEG电势信号的拾取端，即信号输入端；漏极作为信号输出端，即信号读取端；源极为栅极和漏极提供参考电位。这里需要注意的是，我们在漏极读出一般不直接读出漏极电压，而是读出漏极电压感应电流，它与通道中移动空穴或电子的数量成正比。其他TFT电极的工作模式也大致如此。TFT作为一种有源器件，像开关一样工作，其中栅极电压（输入）控制漏极电流（输出）。它们也可以被视为放大器，其中输入信号的功率在输出的途中被放大。另外，TFT电极由于其薄膜结构，一般在柔性薄膜基底上进行集成，天然符合EEG干电极对皮肤适形的要求。

不同于电子产品（如CPU）中对晶体管小型化和高集成度的要求，用于EEG电极的薄膜晶体管更强调单个晶体管的信号采集和放大能力，以及大面积低成本制造和简单加工工艺的可行性。作为传统的昂贵造价和苛刻工艺的Si基晶体管和金属氧化物晶体管的替代方案，目前已经开发了多种用于柔性TFT制造的低成本材料和简单制备方案。这些材料包括氢化非晶硅、低温多晶硅、以单壁碳纳米管和石墨烯为代表的碳材料、过度金属氧化物、过度金属二硫化物、MXene等无机材料，以及以PEDOT：PSS为代表的有机半导体材料。与无机TFT相比，OTFT制造成本更低，替代制造方法（如喷墨打印）更简单，且具有更好的柔性和皮肤适形能力。

图3.3OECT的物理特性。（A）两种不同工作模式OECT的漏极电流和栅极电压依赖曲线；（B）从增益与带宽的角度对OECT和OFET两种器件进行比较。典型的有机电化学晶体管（OECTs）显示出跨导在mS范围，但gm对高于1 kHz的频率，开始滚降。OFET显示出较低的跨导，但它们可以在更高的频率下工作。

图片来源：Jonathan Rivnay, et al, Nat. Rev. Mater., 2018.

OECT适合作为EEG电极是源于它的基本物理属性。OECT将施加到栅极的小电压信号转换为漏极电流的较大变化。该转导过程由传输曲线描述（图3.3A），该曲线显示了漏极电流对栅极电压的依赖性。传输曲线越陡峭，给定栅极电压信号的漏极电流变化越大。这个曲线的陡度，即一阶导数为，跨导gm + ∂ID/∂VG。OECT作为一种混合离子-电子的晶体管器件，其相比FET和OFET的一个明显优势就是能够实现高跨导。一般地，微米级的OECT的跨导可以达到mS量级，而OFET的跨到只有μS量级。所以，OECT器件在被用作EEG电极时，对微弱的EEG信号更加敏感，且具有更强的EEG信号原位放大能力，有利于提高EEG信号的信噪比。

OECT的高跨导性是以相当缓慢的运行为代价的，或者说一般的OECT不支持高带宽数据采集（图3.3B），这可能很大程度上限制OECT在不同领域的应用前景，但恰恰是EEG信号采集可以忽略的一点。

图3.4OECT电极与传统被动式平面电极和深度植入式电极的信号对比。红色表示OECT；蓝色表示传统被动式平面电极；黑色表示深度植入式电极。

图片来源：Dion Khodagholy, et al, Nat. Com., 2013.

OECT最早被开发于1984年，但被用于神经电生理记录的报道要推迟到2013年，由Dion Khodagholy等人报道在nature 。他们使用OECT作为ECoG电极，并于传统结构的被动式电极进行对比（图3.4）。结果表明，OECT电极能够比传统被动式表面电极获得更高信噪比的ECoG信号，其信号质量甚至与皮层内植入式Ir电极的信号质量接近。OECT获得跟高信噪比信号的与原因就是其对脑电信号的原位放大功能。相比之下，被动式表面电极需要连接在外部的放大器进行信号放大，引线和连接会引入额外的噪声（即使引线很短），从而降低SNR。

Jonathon Rivnay等人通过增加通道厚度成功提高OECT作为EEG传感器的性能。结果表明，相比230nm厚度，通道厚度为870nm的OECT记录的闭眼α波瞬时功率提高了16dB。OECT跨导性能的进一步提高，及作为EEG电极的性能提高，将高度依赖有机半导体材料和柔性有机电子学的发展。实际上，大量的柔性材料科学家也的确在朝着开发具有更大载流子迁移率、更大体积电容的柔性导电材料等方向在努力。

在OECT的在体生物电势检测应用中，来自生物体的电解质是OECT不可或缺的组成部分。这导致了OECT在EEG信号采集应用中的两个局限性：

一是OECT只能作为成为与皮肤接触部分的换能器（电极本身），而不能作为电路的其他组件，如为其他晶体管提供个性化输入；二是OECT器件需要与皮肤形成稳定且可靠的保形接触，一旦接触的离子环境发生变化，就有可能改变OECT的EEG信号记录性能。

针对上述第一个问题，Wonryung Lee等人提出了将OECT和OFET整合的解决策略。OFET为OECT的多路同时读出提供解决方案，同时OFET更大的开关速率可以有效提高OECT的记录带宽。他们将这种整合器件应用于侵入式神经电生理信号的记录，可以实现多电极阵列的高密度设计并提供高达约3k Hz的记录带宽。

图3.5内部离子门控有机电化学晶体管（IGT）。（A）IGT横截面示意图和简化电路；（B）单个IGT的实物展示；（C、D）二级级联放大IGT的结构、简化电路和信号放大性能。

图片来源：George D Spyropoulos, et al, Sci. Adv., 2019. Claudia Cea, et al, Nat. Mater., 2020.

针对上述第二个问题，为摆脱OECT对生物源的电解质的依赖性，Dion Khodagholy课题组开发了内部离子门控的有机电化学晶体管（IGT）和增强型IGT（eIGT）（图3.5 A&B）。这种基于OECT改进型的有机晶体管通过将离子直接嵌入到晶体管通道的导电聚合物中，从而摆脱对外源生物电解质的依赖。同时，他们设计了二级级联放大的双IGT电路，进一步提高采集和放大生物电势信号的能力（图3.5 C&D）。

TFT被用作EEG电极时，往往需要具有保形甚至是皮肤共形的薄膜基底，甚至为了适应皮肤形变和达成运动时的皮肤共形，TFT尤其是OTFT应该是本征可拉伸的。本征可拉伸性可能带来的一个隐患是拉伸形变过程中晶体管性能的改变，这可能导致EEG信号记录的不稳定。斯坦福大学鲍哲楠老师课题组开发的对应变不敏感的固有可伸缩晶体管和电路可能为解决这个问题提供了一种完美的解决方案。最后，推荐段镶锋老师实验室2022年在Science上发表的一项工作，他们基于高度可拉伸的范德华薄膜制备了具有皮肤共形能力的晶体管薄膜，并用于生物电势检测。

我们认为，TFT EEG电极是非常有潜力成为下一代生活场景的EEG干电极的，并能够解决大多数EEG干电极的固有问题。但如何让这类器件变得耐用且能够进行三维设计以具备穿透头发的能力，将是一个非常具有挑战性的课题。

▎4. 结语

EEG BCI从实验室和临床应用场景向现实生活场景转变已经在广泛地发生了，全世界大量的实验室和脑机接口公司在“让脑机接口切实改变人们的交互方式和提高人类的生活质量”的道路上不断付出努力。目前的干电极，配合上高性能的硬件系统时，也能满足大多数静态环境下的应用需求。

（文中图片均来源于已发表文献，未一一标明出处）