MEMS微針陣列干電極及其在生理電信號(hào)采集中的應(yīng)用

蔣小梅 張俊然 張 坤 周 博 陳富琴

(四川大學(xué)電氣信息學(xué)院，成都 610065)

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MEMS微針陣列干電極及其在生理電信號(hào)采集中的應(yīng)用

蔣小梅 張俊然*張 坤 周 博 陳富琴

(四川大學(xué)電氣信息學(xué)院，成都 610065)

生理電信號(hào)能直接反映人們的身體狀況，且隨著各種便攜式設(shè)備、穿戴式設(shè)備的出現(xiàn)，生理電信號(hào)的采集得到越來(lái)越多的重視。近年來(lái)，許多研究人員致力于生理電信號(hào)采集電極的研究，因此基于MEMS技術(shù)的微針陣列干電極逐漸成熟。微針陣列干電極通過(guò)微針刺入被測(cè)者的皮膚，實(shí)現(xiàn)連續(xù)、長(zhǎng)期、高效的生理電信號(hào)采集，由于其成本低、操作簡(jiǎn)單、不會(huì)使被測(cè)者感到不適、采集質(zhì)量高等優(yōu)點(diǎn)，逐漸取代傳統(tǒng)濕電極而得到越來(lái)越廣泛的應(yīng)用。通過(guò)將微針陣列干電極與濕電極進(jìn)行對(duì)比，突出微針陣列干電極的研究?jī)r(jià)值；結(jié)合國(guó)內(nèi)外最新研究，綜述微針陣列干電極的制作工藝、微針陣列干電極的改進(jìn)技術(shù)、在生理電信號(hào)采集中的應(yīng)用現(xiàn)狀；討論目前微針陣列干電極存在的不足，并對(duì)以后的發(fā)展趨勢(shì)進(jìn)行展望。

MEMS；微針陣列；干電極；生理電信號(hào)

引言

微機(jī)電系統(tǒng)(microelectromechanical system，MEMS)，是指將微電子技術(shù)與機(jī)械工程融合到一起的操作范圍在微米內(nèi)的工業(yè)技術(shù)。MEMS具有可批量生產(chǎn)、可集成化、微型化、機(jī)械性能好、生物相容性好等優(yōu)點(diǎn)[1]，在醫(yī)療、生物工程、環(huán)境、農(nóng)業(yè)、信息等領(lǐng)域產(chǎn)生了重大影響。

生理電信號(hào)主要包括腦電、心電、肌電等信號(hào)，在人體生理信號(hào)中占有重要地位，能直接反映人的身體狀況和健康水平，醫(yī)院的臨床監(jiān)測(cè)設(shè)備、便攜式設(shè)備、穿戴式設(shè)備、植入式設(shè)備等都離不開(kāi)生理電信號(hào)的檢測(cè)，且生理電信號(hào)的采集方式直接影響了采集設(shè)備的輸出以及采集系統(tǒng)最終得到的信號(hào)質(zhì)量，因此選擇一種好的采集材料和采集方式至關(guān)重要。

生理電信號(hào)采集電極分為濕電極和干電極。濕電極一般使用Ag/AgCl電極，干電極分為非接觸式干電極[2]和接觸式干電極。雖然非接觸式干電極在采集生理電信號(hào)時(shí)不與被測(cè)者直接接觸，較為安全，但有很高的輸入阻抗，對(duì)運(yùn)動(dòng)失真、摩擦、熱噪聲非常敏感，因此未得到廣泛應(yīng)用。接觸式干電極分為微針陣列干電極、超高輸入阻抗干電極、光電傳感器干電極，超高輸入阻抗干電極在皮膚-干電極之間形成非常大的阻抗，要求采集裝置后級(jí)前置放大器必須有很高的輸入阻抗來(lái)匹配，這就阻礙了超高輸入阻抗干電極在生理電信號(hào)采集中的應(yīng)用；光電傳感器干電極采用特殊有機(jī)材料，感知光照射在材料上時(shí)材料物理特性隨生理電信號(hào)的變化，再換算為生理電信號(hào)的大小，這種干電極雖常用于腦電信號(hào)的采集，但不適用于心電信號(hào)和肌電信號(hào)的采集；微針陣列干電極基于MEMS技術(shù)，具有良好的生物相容性、適度的機(jī)械強(qiáng)度、制作成本低等優(yōu)點(diǎn)，隨著MEMS技術(shù)的不斷發(fā)展與逐漸成熟，MEMS微針陣列干電極在生理電信號(hào)采集中得到日益廣泛的應(yīng)用[3]。

1 濕電極與微針陣列干電極的比較

傳統(tǒng)濕電極采集生理電信號(hào)前需要在被測(cè)者皮膚表面涂抹導(dǎo)電膏，通過(guò)導(dǎo)電膏降低電極與皮膚之間的阻抗。但是，使用導(dǎo)電膏存在以下缺點(diǎn)：

1)在使用之前需要對(duì)皮膚做除毛等預(yù)處理；

2)涂抹導(dǎo)電膏費(fèi)時(shí)可能會(huì)耽誤病人的最佳治療時(shí)間；

3)導(dǎo)電膏不適合皮膚燒傷或過(guò)敏的病人使用[4]；

4)導(dǎo)電膏會(huì)隨著時(shí)間而風(fēng)干，其降低皮膚與電極間阻抗的作用也逐漸減??；

5)導(dǎo)電膏會(huì)殘留在皮膚上；

6)導(dǎo)電膏涂抹過(guò)多可能會(huì)導(dǎo)致電極間發(fā)生短路，從而影響采集。

圖1為濕電極與微針陣列干電極工作原理的比較[5]?？梢钥闯?，微針陣列干電極采集生理電信號(hào)的電路模型要比濕電極的電路模型簡(jiǎn)單得多。微針陣列干電極不使用導(dǎo)電膏，利用微針直接穿過(guò)被測(cè)者的皮膚角質(zhì)層到生發(fā)層，克服了皮膚角質(zhì)層的影響[6-7]，只產(chǎn)生電極與生發(fā)層間的阻抗Rd和接觸電容Cd，而濕電極則在電極-導(dǎo)電膏界面、導(dǎo)電膏、角質(zhì)層都產(chǎn)生一定的電容和阻抗。所以，微針陣列干電極引入的電化學(xué)噪聲更小，采集到的生理電信號(hào)質(zhì)量更高。

圖1 傳統(tǒng)濕電極與微針陣列干電極采集生理電信號(hào)等效圖Fig.1 The equivalent figure of physiological signals acquired by conventional wet electrodes and microneedle array of dry electrodes

研究表明，微針陣列干電極在時(shí)域、頻域都能得到與濕電極同樣效果的生理電信號(hào)[8-12]。甚至還有研究表明[13]，微針陣列干電極采集到的生理電信號(hào)比濕電極采集的信噪比高。如圖2所示，可以看出微針陣列干電極與皮膚之間阻抗值的波動(dòng)幅度比濕電極的波動(dòng)幅度更小[14]，采集到的生理電信號(hào)更穩(wěn)定。因此，微針陣列干電極正逐漸取代濕電極，在生理電信號(hào)采集中得到越來(lái)越廣泛的使用。

圖2 濕電極與微針陣列干電極阻抗值隨時(shí)間波動(dòng)的比較[14]Fig.2 The comparison of electrical impedance fluctuating with time between wet electrodes and microneedle array of dry electrodes[14]

2 微針陣列干電極的研究進(jìn)展

MEMS最早是在20世紀(jì)50年代由R.Feynman提出，經(jīng)過(guò)幾十年的發(fā)展，在汽車、電子、醫(yī)療、通信等領(lǐng)域都得到了廣泛應(yīng)用[15-18]，在生理電信號(hào)的采集中更是得到了前所未有的發(fā)展。

2.1 微針陣列干電極的設(shè)計(jì)

為了在準(zhǔn)確采集生理電信號(hào)的同時(shí)不讓被測(cè)者感到不適，微針陣列干電極應(yīng)滿足以下要求：

1)微針長(zhǎng)度要適中，太短則會(huì)穿過(guò)角質(zhì)層，無(wú)法準(zhǔn)確采集生理電信號(hào)，太長(zhǎng)則會(huì)損傷生發(fā)層，讓被測(cè)者感到不適且易斷裂；

2)微針的針尖要盡量尖銳但表面盡量平滑，尖銳的針尖有利于快速、準(zhǔn)確地刺入皮膚，平滑的表面能減少刺入皮膚時(shí)針尖對(duì)皮膚的損傷；

3)不會(huì)引發(fā)被測(cè)者的過(guò)敏等不良反應(yīng)；

4)容易固定，不易脫落，不易斷裂，能長(zhǎng)時(shí)間使用；

5)電極的阻抗隨著電極體積減小而增大，體積太小則測(cè)量阻抗太大，體積太大則會(huì)讓被測(cè)者感到不適，所以電極的大小要適宜。

2.2 微針陣列干電極的制作工藝

微針陣列干電極的制作工藝有很多種，硅加工技術(shù)已非常成熟，所以微針陣列干電極的制作以硅為主。以硅為材料的微針陣列干電極的制作方法主要分為3類[19-21]：第一類是利用摻雜硅的刻蝕自停止，如Utah電極、Michigan電極；第二類是深反應(yīng)離子刻蝕；第三類是利用同向性及各異性刻蝕制備微針。其中，前兩類制作方法形成的微針陣列干電極形狀相似，但微針的根部的大小不同，主要適用于腦電信號(hào)的采集；第三類制作方法形成的微針陣列干電極長(zhǎng)寬比較小，微針?lè)植驾^分散，主要適用于腦電、心電、肌電等多種生理電信號(hào)的檢測(cè)。

雖然硅的制作工藝較成熟，但是硅材質(zhì)較脆，在刺入皮膚時(shí)易發(fā)生斷裂，且生物相容性較差，也不易于大批量生產(chǎn)，使得硅微針陣列干電極的發(fā)展和應(yīng)用受限，所以研究人員逐漸將研究重點(diǎn)向金屬材料和聚合物材料轉(zhuǎn)移。

2.2.1 金屬微針陣列干電極

金屬微針陣列干電極大多采用鈦、鎳、不銹鋼等生物相容性較好的金屬材料，具有較強(qiáng)的機(jī)械強(qiáng)度，容易刺入皮膚；與聚合物微針陣列干電極相比，導(dǎo)電性較好，使用壽命更長(zhǎng)。

金屬微針陣列干電極的制作方法主要包括電鍍法和激光法，前者較復(fù)雜，而后者的制作成本較高。Yan等通過(guò)機(jī)械切割和電化學(xué)腐蝕制作出了不銹鋼微針，這種微針有很好的機(jī)械性能和較高的安全性，能輕易地刺入皮膚[22]；如圖3所示，Zhu 等利用金屬鎳制作了一種錐形微針[23]，能減少微針陣列干電極高密度使用時(shí)對(duì)被測(cè)者皮膚的傷害。鎳錐形微針的制作過(guò)程主要包括傾斜旋轉(zhuǎn)掩膜、晶圓曝光、PDMS轉(zhuǎn)移、電鍍等，這種制作方法可用于微針陣列干電極的大批量生產(chǎn)。

圖3 微針陣列[23]。(a)SU-8模型；(b)Ni錐形微針陣列Fig.3 The microneedle array[23]. (a)The SU-8 model; (b)The Ni cone microneedle array

2.2.2 聚合物微針陣列干電極

金屬微針陣列干電極的制作復(fù)雜費(fèi)時(shí)，且制作工藝相對(duì)落后；而聚合物微針陣列干電極雖然機(jī)械強(qiáng)度相對(duì)較差，但具有良好的生物性能、生物可降解、材料選擇范圍廣等優(yōu)點(diǎn)，因此得到了推廣。聚合物材料主要有聚乙醇酸(PGA)、聚酰亞胺(polyimide)、聚對(duì)二甲苯(Parylene C)、聚二甲基硅氧烷(PDMS)。PGA具有良好的生物可降解性和生物相容性，使用一定時(shí)間后可降解為無(wú)害的水和二氧化碳；polyimide的介電性能好，機(jī)械性能強(qiáng)；Parylene C的致密性好，與硅工藝兼容；PDMS的微針陣列干電極制作成本低，加工周期短?？筛鶕?jù)微針陣列干電極實(shí)現(xiàn)的功能不同，選擇不同的聚合物材料。

Mansoor等研究了一種快速、低成本生產(chǎn)聚合物微針陣列干電極的方法，能在可重復(fù)使用的模板上澆鑄溶劑來(lái)形成聚合物微針結(jié)構(gòu)[24]；Kyoung 等提供了一種簡(jiǎn)單、低成本、生物可降解、縱橫比可調(diào)的PDMS聚合物微針陣列的制作方法[25]，如圖4所示。首先將能有效刺入的微針固定在有孔的塑料模板上，再將PDMS材料與主模板結(jié)合，最后就可以利用PDMS模板大批量復(fù)制生產(chǎn)聚合物微針陣列，微針長(zhǎng)度可通過(guò)微針固定在塑料模板上的深度或微針浸入PDMS材料的高度進(jìn)行調(diào)整。

隨著研究的不斷深入，具有金屬材料的機(jī)械強(qiáng)度與聚合物的生物性能優(yōu)點(diǎn)的材料將會(huì)出現(xiàn)，并將應(yīng)用在生理電信號(hào)的采集或其他領(lǐng)域(如藥物傳輸)中。

圖4 縱橫比可調(diào)的聚合物微針陣列的制作工藝[25]。(a)高度相同的微針陣列；(b)高度不同的微針陣列Fig.4 The fabrication of polymer microneedle array with adjustable aspect ratio[25].(a)The microneedle array with the same height;(b)The microneedle array with varying height

2.3 改進(jìn)的微針陣列干電極

雖然微針陣列干電極克服了濕電極因使用導(dǎo)電膏而產(chǎn)生的缺點(diǎn)，但仍存在易脫落、使用不夠舒適、制作成本高、生產(chǎn)工藝復(fù)雜等不足。國(guó)內(nèi)外研究人員經(jīng)過(guò)不斷探索，研究出了倒鉤型微針陣列干電極、斜插式微針陣列干電極、柔性襯底微針陣列干電極、植入式柔性微針陣列干電極等改進(jìn)電極，下面分別進(jìn)行介紹。

2.3.1 倒鉤型微針陣列干電極

一般的微針陣列干電極在使用過(guò)程中很易發(fā)生脫落,從而中斷生理電信號(hào)的采集。倒鉤型微針陣列干電極的上端為金字塔型微針，中間有一個(gè)上寬下窄的倒鉤，倒鉤將干電極固定在皮膚中，防止在使用過(guò)程中發(fā)生脫落，這種陣列干電極的制作工藝如圖5(a)所示。研究人員還設(shè)計(jì)出了山峰型、錐型等結(jié)構(gòu)的微針陣列干電極，這些結(jié)構(gòu)都可以有效防止電極脫落，且能大大降低生產(chǎn)成本。

2.3.2 斜插式微針陣列干電極

皮膚厚度因人而異，但一般微針陣列干電極微針的長(zhǎng)度卻是一定的。對(duì)于皮膚較厚的人，微針尖端可能無(wú)法刺入角質(zhì)層；而對(duì)于皮膚較薄的人，微針尖端可能會(huì)損傷生發(fā)層。裴為華等設(shè)計(jì)了一種斜插式微針陣列干電極[26]，如圖5(b)所示。斜插式微針陣列干電極以旋進(jìn)的方式斜插入皮膚，增大了干電極與皮膚的接觸面積，降低了與皮膚的接觸阻抗；還可以控制插入皮膚的深度,使電極準(zhǔn)確地插入到生發(fā)層；針尖與皮膚有一定的角度，還可以防止電極脫落。雖然這種電極還處于理論階段，電極與皮膚之間的角度大小、材料選擇等問(wèn)題還未得到真正解決，但隨著制作工藝的不斷成熟，斜插式微針陣列干電極將會(huì)很快投入實(shí)際生產(chǎn)與應(yīng)用中。

圖5 倒鉤型微針陣列干電極制作工藝和斜插式微針。(a)倒鉤型微針陣列干電極制作工藝；(b)斜插式微針[26]Fig.5 Fabrication process of implantable microneedle array of dry electrodes and oblique inserted microneedles. (a)The fabrication process of implantable microneedle array of dry electrodes;(b)The oblique inserted microneedles[26]

2.3.3 柔性襯底微針陣列干電極

微針陣列干電極的襯底一般采用硅等較硬材料制成，在使用時(shí)很容易與皮膚發(fā)生摩擦，導(dǎo)致微針斷裂、被測(cè)者的皮膚受傷。硬襯底不能使電極與皮膚緊密貼合，一方面會(huì)使被測(cè)者感到不適，另一方面會(huì)影響微針插入皮膚的深度，易引入噪聲，影響采集質(zhì)量。如圖6(a)所示，通過(guò)在柔性導(dǎo)電襯底上制備出機(jī)械強(qiáng)度高、穩(wěn)定性高的柔性微針陣列干電極，柔性材料可以根據(jù)皮膚的形變產(chǎn)生相應(yīng)彈性的形變，從而防止干電極發(fā)生斷裂和脫落；同時(shí)使干電極與皮膚緊密貼合，增加了皮膚與干電極的接觸面積，降低了干電極與皮膚之間的接觸阻抗，提高了采集質(zhì)量。

柔性襯底分為聚合物材料、金屬及陶瓷材料，聚合物柔性材料具有良好的柔性，物理、化學(xué)性能穩(wěn)定；金屬及陶瓷類材料主要包括不銹鋼和氧化鋁，雖然金屬及陶瓷材料柔性較差，但是機(jī)械強(qiáng)度和導(dǎo)電性能較好。Baek等用PDMS材料制作了用于心電信號(hào)采集的柔性干電極，但是這種干電極在PDMS材料和導(dǎo)線之間使用了導(dǎo)電膏，易導(dǎo)致數(shù)據(jù)傳輸不穩(wěn)定[27]；Chen等采用插塞接頭代替導(dǎo)電膏，這種方法可以為心電信號(hào)采集長(zhǎng)期提供穩(wěn)定可靠的數(shù)據(jù)傳輸[28]。

目前，研究人員正在嘗試開(kāi)發(fā)新材料，將有機(jī)聚合物材料與金屬及陶瓷材料的優(yōu)點(diǎn)結(jié)合起來(lái)，優(yōu)化襯底性能，促進(jìn)柔性微針陣列干電極的應(yīng)用，間接推動(dòng)了人造皮膚、柔性電路板、柔性顯示屏、柔性電池、微型飛行器等柔性產(chǎn)品的發(fā)展。

2.3.4 植入式柔性微針陣列干電極

植入式電極在神經(jīng)科學(xué)研究中發(fā)揮著重要作用，主要用于采集大腦神經(jīng)細(xì)胞的電信號(hào)，還可以用于對(duì)神經(jīng)元進(jìn)行刺激。傳統(tǒng)植入式微針陣列干電極一般采用硅材料，由于這種材料較硬，在大腦移動(dòng)時(shí)易對(duì)組織造成損傷，且其電極性不足，不適用于植入式微針陣列干電極的長(zhǎng)期使用。為了克服上述缺點(diǎn)，研究人員開(kāi)始將柔性材料應(yīng)用于植入式微針陣列干電極中[29]，李璟文等設(shè)計(jì)了一種基于Parylene C柔性材料的植入式柔性微針陣列干電極，制作工藝流程如圖6(b)所示[30]。

隨著新型材料的不斷出現(xiàn)以及MEMS加工技術(shù)的持續(xù)創(chuàng)新，植入式柔性微針陣列干電極密度較小、阻抗較大、導(dǎo)電性不夠好、生物相容性較差等問(wèn)題也會(huì)逐漸得到解決，其他植入式柔性微器件(如人工肺、植入式胃?jìng)鞲衅?、人造腎、人造關(guān)節(jié)等)也會(huì)隨著增加。

圖6 柔性微針及植入式柔性微針陣列干電極制作流程。(a)柔性微針；(b)植入式微針陣列干電極工藝流程Fig.6 Flexible microneedle and fabrication process of implantable flexible microneedle array of dry electrodes.(a)The flexible microneedle;(b)The fabrication process of implantable flexible microneedle array of dry electrodes

3 微針陣列干電極在生理電信號(hào)采集中的應(yīng)用

3.1 微針陣列干電極用于腦電信號(hào)的采集

腦電信號(hào)是腦神經(jīng)細(xì)胞在大腦皮層電信號(hào)的反映，可以映射出人的身體狀況以及心理活動(dòng)，對(duì)腦電信號(hào)進(jìn)行監(jiān)測(cè)可以診斷并預(yù)防精神性疾病、癲癇、腦腫瘤、病毒性腦炎等疾病[31-32]。微針陣列干電極腦電信號(hào)采集系統(tǒng)主要由4部分組成：微針陣列干電極、放大器、信號(hào)傳輸部分、電源[33-34]。將微針陣列干電極置于被測(cè)者頭皮上采集腦電信號(hào)，將采集到的腦電信號(hào)傳輸給放大器，放大器對(duì)腦電信號(hào)進(jìn)行放大、濾波等處理，由信號(hào)傳輸部分進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換等處理，再進(jìn)行后續(xù)處理。腦電信號(hào)采集導(dǎo)聯(lián)方式分為單極導(dǎo)聯(lián)和雙極導(dǎo)聯(lián)，單極導(dǎo)聯(lián)將作用電極放置在被測(cè)者的頭皮上，參考電極放在被測(cè)者的耳垂處，耳垂處的電位接近于零，作用電極的電位即腦電信號(hào)的大??；雙極導(dǎo)聯(lián)則將兩個(gè)電極放置在被測(cè)者的頭皮上，兩個(gè)電極的電位差即腦電信號(hào)。

經(jīng)過(guò)大量測(cè)試，要獲取高質(zhì)量的腦電信號(hào)，微針陣列干電極大小在3 mm×3 mm、長(zhǎng)度在170～200 μm之間、阻抗在0.65～16 kΩ之間較為合適[35]。雖然目前利用微針陣列干電極采集腦電信號(hào)的研究已有很大進(jìn)展，但仍存在一些問(wèn)題需要深入研究：微針刺入大腦皮層的深度與力度的關(guān)系還需做大量實(shí)驗(yàn)進(jìn)行驗(yàn)證；由于腦電信號(hào)非常微弱(大小在5～150 μV之間)，所以干電極與頭皮之間的阻抗大小是直接影響采集質(zhì)量的重要因素。微針陣列干電極腦電信號(hào)的采集不僅應(yīng)用于臨床上大腦疾病的診斷、監(jiān)測(cè)，還將向腦機(jī)接口方向發(fā)展，用于輔助正常人通過(guò)大腦直接控制外部設(shè)備(如游戲機(jī)、鼠標(biāo)等)[36-37]。

Wang等設(shè)計(jì)了一種置于棒球帽上的金字塔型微針陣列干電極，這種干電極不易脫落,且電極與皮膚之間的接觸阻抗很小，可用于戶外腦電信號(hào)的長(zhǎng)期采集,如圖7(a)所示[14]；Liao等研究了一種用于游戲控制的植入式微針陣列干電極如圖7(b)所示[27]。首先通過(guò)微針陣列干電極獲取佩戴者的腦電信號(hào)，再將經(jīng)過(guò)處理的腦電信號(hào)通過(guò)藍(lán)牙發(fā)送給裝有游戲的PC端，控制游戲的操作。

圖7 微針陣列干電極在腦電信號(hào)采集中的應(yīng)用。(a)位于棒球帽上的微針陣列干電極[14]；(b) 游戲控制植入式微針陣列干電極[27]Fig.7 Microneedle array of dry electrodes used in EEG acquisition. (a) The microneedle array of dry electrodes mounted on the baseball cap[14];(b) Gaming control using the implantable microneedle array of dry electrodes[27]

3.2 微針陣列干電極用于心電信號(hào)的采集

心電信號(hào)是診斷心率失常、冠心病、心肌梗塞等心血管疾病的重要指標(biāo)[38-40]。微針陣列干電極心電信號(hào)采集系統(tǒng)首先由微針陣列干電極獲得原始心電信號(hào)，然后進(jìn)行前置放大、濾波、陷波、電平抬升等預(yù)處理，經(jīng)預(yù)處理后再進(jìn)行后續(xù)處理。臨床上對(duì)心電信號(hào)采集時(shí)電極的位置和引線有嚴(yán)格規(guī)定，通常使用12導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)采集心電信號(hào)，分別為：、、、Avr、Avf、V1～V6導(dǎo)聯(lián)，其中、、導(dǎo)聯(lián)是雙極導(dǎo)聯(lián)，Avr～V6是單極導(dǎo)聯(lián)。采集一個(gè)點(diǎn)相對(duì)于參考點(diǎn)的電位差時(shí)，使用單極導(dǎo)聯(lián)；采集兩個(gè)點(diǎn)之間的電位差時(shí)，使用雙極導(dǎo)聯(lián)。

Chang等設(shè)計(jì)了一種用于心電監(jiān)測(cè)的菱形微針陣列干電極[41]。這種干電極與錐形微針陣列干電極相比，有較寬的頸部和較窄的底部，有良好的穩(wěn)定性和導(dǎo)電性，能實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)的長(zhǎng)期測(cè)量，如圖8(a)所示；Wang等設(shè)計(jì)了一種柔性微針陣列干電極[42]，如圖8(b)所示。這種干電極很薄，可以任意彎曲以貼合不同被測(cè)者的軀干，能得到高質(zhì)量的心電信號(hào)。

心臟一直在不停地跳動(dòng)，這就增大了微針陣列干電極與心臟的相對(duì)運(yùn)動(dòng)以及與皮膚表面的摩擦，增加了電極與皮膚間的阻抗，易在采集到的心電信號(hào)中引入運(yùn)動(dòng)偽影。這些運(yùn)動(dòng)偽影不能完全消除，雖然能通過(guò)后期處理電路來(lái)減小[43]，但要采集高分辨率的心電信號(hào)，設(shè)計(jì)一種能夠減少心臟跳動(dòng)對(duì)心電信號(hào)采集影響的微針陣列干電極必不可少。

圖8 微針陣列干電極在心電信號(hào)采集中的應(yīng)用。(a)菱形微針陣列干電極[41]；(b)柔性微針陣列干電極[42]Fig.8 Microneedle array of dry electrodes used in ECG acquisition.(a) The diamond-shaped microneedle array of dry electrodes[41];(b) The flexible microneedle array of dry electrodes[42]

3.3 微針陣列干電極用于肌電信號(hào)的采集

通過(guò)對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)，可以確定肌肉本身、周圍神經(jīng)、神經(jīng)元、神經(jīng)肌肉接頭的功能狀態(tài)[44-45]。將微針陣列干電極插入被測(cè)者的肌肉組織，然后將干電極采集到的肌電信號(hào)進(jìn)行后續(xù)處理。采集時(shí)，測(cè)量電極和參考電極置于被測(cè)者的手臂曲肌處，接地電極置于手腕上側(cè)，前臂自然平放。被測(cè)者做曲腕、展腕、握拳、伸掌等動(dòng)作，當(dāng)肌肉放松時(shí)，肌纖維無(wú)動(dòng)作電位呈靜息態(tài)；當(dāng)肌肉收縮時(shí)，由于收縮程度不同，干電極就能檢測(cè)到不同幅度和不同頻率的肌電信號(hào)。

目前，微針陣列干電極肌電信號(hào)的采集主要應(yīng)用于手術(shù)(如腰椎手術(shù))[46]、可穿戴式設(shè)備(如腕表、手環(huán)等)[47]等應(yīng)用中，但在采集中伴隨著肌肉的運(yùn)動(dòng)，因此運(yùn)動(dòng)偽影仍是一項(xiàng)需要克服的難題。Shota等研究用于多通道運(yùn)動(dòng)單元肌電信號(hào)記錄的微針陣列干電極，這種干電極能在一定程度上克服運(yùn)動(dòng)偽影的影響，可獲取高空間分辨率的肌電信號(hào)[13]。

圖9 多通道運(yùn)動(dòng)單元肌電信號(hào)微針陣列干電極[13]Fig.9 The microneedle array of dry electrodes for multichannel motor unit EMG recording[13]

4 總結(jié)與展望

MEMS制作工藝的日益精湛，使得基于MEMS的微針陣列干電極在生理電信號(hào)采集中的應(yīng)用也越來(lái)越成熟，但是仍然存在以下問(wèn)題：

1)微針陣列干電極不適用于毛發(fā)較多的皮膚，如何克服毛發(fā)干擾是一個(gè)急需解決的問(wèn)題；

2)便攜式設(shè)備、穿戴式設(shè)備、智能化設(shè)備等正逐漸融入人們的生活，但微針陣列干電極在這些設(shè)備中的采集還不夠穩(wěn)定，隨著這些設(shè)備的發(fā)展，增強(qiáng)微針陣列干電極在這些設(shè)備中的穩(wěn)定性是亟待研究的問(wèn)題；

3)目前，微針陣列干電極電源供電時(shí)間較短，無(wú)法滿足長(zhǎng)時(shí)間供電的需求；

4)生理電信號(hào)采集系統(tǒng)逐漸趨于小型化和微型化，設(shè)計(jì)一種體積更小的微針陣列干電極電池是值得進(jìn)一步研究的課題；

5)隨著人體局域網(wǎng)的不斷發(fā)展，設(shè)計(jì)一種能夠進(jìn)行穩(wěn)定的無(wú)線傳輸微針陣列干電極和能無(wú)線供電的電池也是值得研究的問(wèn)題。

雖然MEMS微針陣列干電極的研究還存在一些需要攻克的難題，但隨著MEMS加工技術(shù)的不斷成熟、新型材料的不斷出現(xiàn)、供電方式的不斷創(chuàng)新、3D打印等新技術(shù)的不斷融合，相信在近幾年內(nèi)會(huì)有低成本、低功耗、智能化、穩(wěn)定且能長(zhǎng)時(shí)間采集被測(cè)者生理電信號(hào)的微針陣列干電極出現(xiàn)，微針陣列干電極必將會(huì)在穿戴式設(shè)備、便攜式設(shè)備、植入式設(shè)備等領(lǐng)域中發(fā)揮重要作用，推動(dòng)醫(yī)療保健行業(yè)的發(fā)展。同時(shí)，微針陣列干電極也必將會(huì)在醫(yī)學(xué)、神經(jīng)科學(xué)、軍事、計(jì)算機(jī)等其他重要領(lǐng)域得到廣泛應(yīng)用，促進(jìn)我國(guó)高端制造行業(yè)的發(fā)展。

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The Microneedle Array of Dry Electrodes Based on MEMS and its Applications in the Electrophysiological Signals Acquisition

Jiang Xiaomei Zhang Junran*Zhang Kun Zhou Bo Chen Fuqin

(SchoolofElectricalEngineeringandInformation,SichuanUniversity,Chengdu610065,China)

Electrophysiological signals directly reflect health status, and with the emergence of a variety of portable devices and wearable devices, electrophysiological signals acquisition is gaining more and more attention. In recent years, many researchers working on the acquisition electrodes of electrophysiological signals, so the microneedle array of dry electrodes based on microelectromechanical system (MEMS) technologies became mature gradually. The microneedle array of dry electrodes achieve electrophysiological signals acquisition continuously, chronically, effectively by using microneedles to penetrate into the examinee’s skin. Mironeedle array of dry electrodes gradually replace the traditional wet electrodes and get increasingly used because of its advantages of low cost, simple operation, not upset examinee, high quality of the acquisition. This article highlights the research value of microneedle array of dry electrodes by comparing with wet electrodes; combined with the latest research at home and abroad, reviews the processing technologies, improving technologies, and application status in the electrophysiological signals acquisition of microneedle array of dry electrodes; discusses the existing deficiencies of microneedle array of dry electrodes and makes a prospect for the future development trend.

microelectromechanical system (MEMS); microneedle array; dry electrodes; physiological signals

10.3969/j.issn.0258-8021. 2015. 05.010

2015-00-00， 錄用日期:2015-00-00

國(guó)家自然科學(xué)基金(81000605,81110108007);廣東省自然科學(xué)基金重點(diǎn)(S20120200-10867);四川省科技計(jì)劃項(xiàng)目(2015HH0036)

TP212.9

A

0258-8021(2015) 05-0589-09

*通信作者(Corresponding author)， E-mail: zhangjunran@126.com