(57)【要約】【課題】導電性ペーストを用いずに頭皮と接触して導通を十分に確保できるとともに、被験者の負担を軽減し、高い精度で脳波を測定できる脳波測定用電極及びその製造方法を提供する。【解決手段】可撓性を有する複数の櫛歯１６を含む櫛歯列１７を有し、前記複数の櫛歯１６の長手方向に沿った第１の層２２と、前記第１の層２２の一側表面に設けられた第２の層２４とを備える脳波測定用電極１０であって、前記第１の層２２は、前記第２の層２４より変形しやすく、前記第２の層２４は、ナノ炭素材料を含むことを特徴とする。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
可撓性を有する複数の櫛歯を含む櫛歯列を有し、前記複数の櫛歯の長手方向に沿った第１の層と、前記第１の層の一側表面に設けられた第２の層とを備える脳波測定用電極であって、
前記第１の層は、前記第２の層より変形しやすく、
前記第２の層は、ナノ炭素材料を含むこと
を特徴とする脳波測定用電極。
【請求項２】
前記第２の層は、前記第１の層より先端側へ突出した突出部を、前記複数の櫛歯の先端側に有することを特徴とする請求項１記載の脳波測定用電極。
【請求項３】
前記突出部の上に、前記第２の層と同じ材料からなる補填部が設けられていることを特徴とする請求項２記載の脳波測定用電極。
【請求項４】
前記複数の櫛歯は、長さ方向の途中から、前記第１の層の側に傾斜していることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項５】
前記第１の層は、樹脂、熱可塑性エラストマー、またはゴムの成形体からなることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項６】
前記第２の層は、樹脂、熱可塑性エラストマー、またはゴムを母材とする成形体であることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項７】
前記第２の層は、体積抵抗が１００Ω・ｃｍ以下であることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項８】
前記ナノ炭素材料は、カーボンナノチューブおよびグラフェンから選択されることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項９】
金属部材を含まないことを特徴とする請求項１〜８のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項１０】
可撓性を有する複数の櫛歯を含む櫛歯列を有し、前記複数の櫛歯の長手方向に沿った基材を形成する工程と、
前記複数の櫛歯の先端部分を切断して第１の層を形成する工程と、
前記第１の層の一側表面に、ナノ炭素材料を含み、前記第１の層より突出した突出部を前記複数の櫛歯の先端側に有する第２の層を形成する工程と
を備えることを特徴とする脳波測定用電極の製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、脳波測定用電極及びその製造方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来の脳波測定用電極としては、被験者の頭皮と電極との間に導電性ペーストを介在させるタイプのものが多く用いられている。導電性ペーストは、頭皮と電極との間の接触インピーダンスを低減するのに加えて、測定部位の位置を固定するという作用を有するものの、測定後の除去が必要になるので作業の煩雑さが伴う。
【０００３】
そこで、近年、導電性ペーストを使用せずに低い接触インピーダンスを確保できる電極（ドライ電極）が開発されている。ドライ電極としては、例えば、ヘアバンドに取り付けて使用するマルチピン型ドライ電極（例えば、非特許文献１）や、ヘッドキャップに取り付けて使用するマルチピン型ドライ電極（例えば、非特許文献２）が提案されている。これらのドライ電極においては、マルチピンは硬質な金属により構成されている。
【０００４】
また、被験者の負担を軽減するために、ゴムからなる突出部の先端に金属からなる接触部を設けた脳波測定用電極（例えば、特許文献１）や、金属ばねを用いることによって、金属製の球状先端部を伸縮、揺動、旋回可能とした脳波測定用電極が提案されている（例えば、特許文献２）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２０１３−１１１３６１号公報
【特許文献２】特開２０１３−２４０４８５号公報
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】本田学、戦略的創造研究推進事業CREST、研究領域「先進的統合センシング技術」、研究課題「脳に安全な情報環境をつくるウェアラブル基幹脳機能統合センシングシステム」
【非特許文献２】g-tec社製アクティブドライ電極「g.SAHARA」、インターネット＜URL：http://www.gtec.at/Products/Electrodes-and-Sensors/g.SAHARA-Specs-Features＞
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、上記非特許文献１，２の電極は、マルチピンが硬質な金属で構成されていることから、被験者が不快に感じ頭皮への負担が大きいという問題がある。
【０００８】
特許文献１の電極では、ゴムからなる突出部に所望の導電性を付与するために、多量の導電性材料が配合されるので、ゴム本来の柔軟性やクッション性が低下して硬質となる。硬質な突出部は、頭皮に接触させた際に被験者の痛みに繋がり、しかも、頭皮との密着性が悪く、脳波を正確に測定することが困難になる。また、高価な導電性材料が用いられる場合には、製造コストを抑えることができない。
【０００９】
特許文献２の電極においては、構造の複雑さ故に接触点で導通不良が発生して、脳波測定が良好に行われないことも起こり得る。また、構造が複雑であることから製造コストが高く、量産には不向きである。
【００１０】
従来の脳波測定用電極で脳波を測定する際には、頭髪が障害となって抵抗値が上昇する。このため、頭髪部では正確な結果を得ることができない。電極の頭皮接触部と頭部の被装着領域との接触が不良な場合には、正確な測定結果を得ることが困難となる。脳波測定の精度を高めるために、頭部のいかなる領域にも確実に接触して密着できる電極が求められている。
【００１１】
そこで本発明は、導電性ペーストを用いずに頭皮と接触して導通を十分に確保できるとともに、被験者の負担を軽減し、高い精度で脳波を測定できる脳波測定用電極及びその製造方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明に係る脳波測定用電極は、可撓性を有する複数の櫛歯を含む櫛歯列を有し、前記複数の櫛歯の長手方向に沿った第１の層と、前記第１の層の一側表面に設けられた第２の層とを備える脳波測定用電極であって、前記第１の層は、前記第２の層より変形しやすく、前記第２の層は、ナノ炭素材料を含むことを特徴とする。
【００１３】
本発明に係る脳波測定用電極の製造方法は、可撓性を有する複数の櫛歯を含む櫛歯列を有し、前記複数の櫛歯の長手方向に沿った基材を形成する工程と、前記複数の櫛歯の先端部分を切断して第１の層を形成する工程と、前記第１の層の一側表面に、ナノ炭素材料を含み、前記第１の層より突出した突出部を前記複数の櫛歯の先端側に有する第２の層を形成する工程とを備えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、脳波測定用電極は、可撓性を有する複数の櫛歯の長手方向に沿った第１の層の一側表面に、ナノ炭素材料を含有する第２の層が設けられている。第２の層は、ナノ炭素材料に起因した導電パスを内部および表面に有する。脳波を測定する際には、こうした第２の層の表面（頭皮接触面）が被験者の頭皮に接触するので、導電性ペーストを用いなくても十分に導通を確保することができる。
【００１５】
複数の櫛歯は可撓性であるため、圧力が加えられた際にも被験者に痛みなどの不快感を与えることはない。被験者の負担は軽減される。複数の櫛歯が頭髪を掻き分けることによって、頭皮接触面は頭皮に良好に接触する。しかも、第１の層は、頭皮接触面側の第２の層より変形しやすい。複数の櫛歯は、頭部のいかなる領域にも、頭皮接触面で確実に接触して密着できる。これによって、本発明の脳波測定用電極は、高い精度で脳波を測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本実施形態に係る脳波測定用電極の斜視図である。
【図２】本実施形態に係る脳波測定用電極の正面図である。
【図３】図２における領域Ｘの拡大図である。
【図４】本実施形態に係る脳波測定用電極の平面図である。
【図５】第１の層の製造工程（１）を説明する概略図である。
【図６】第１の層の製造工程（２）を説明する概略図である。
【図７】脳波測定用電極の製造工程を説明する概略図である。
【図８】電極接触抵抗測定用の電極部品の構成を示す概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、図面を参照して本発明の実施形態について詳細に説明する。
【００１８】
１．全体構成
図１に示すように、脳波測定用電極１０は、支持部１４と、支持部１４から突出した複数の櫛歯１６を含む櫛歯列１７とを有する。複数の櫛歯１６は可撓性である。脳波測定用電極１０は、複数の櫛歯１６の長手方向に沿った第１の層２２と、この第１の層２２の一側表面に設けられた第２の層２４とを備える。第１の層２２は、第２の層２４より変形しやすい。第２の層２４は、ナノ炭素材料を含有する。本実施形態では、支持部１４においても、第２の層２４が第１の層２２の一側面に設けられている。
【００１９】
第１，第２の層２２，２４は、柔軟性、クッション性を有している。これによって、複数の櫛歯１６に可撓性が付与される。第１の層２２は、ナノ炭素材料を含まない熱可塑性エラストマーの成形体である。第２の層２４は、熱可塑性エラストマーを母材とする成形体である。本実施形態においては、熱可塑性エラストマーとしては、ポリアミド系熱可塑性エラストマーが用いられる。
【００２０】
複数の櫛歯１６は、長さ方向の途中から、第１の層２２の側に傾斜している。図２に示す櫛歯１６の第２の層２４側の表面は、頭皮接触面１８となる。第２の層２４は、ナノ炭素材料による導電パスが内部および表面に形成されるので、頭皮接触面１８は導電性を有している。複数の櫛歯１６は、基端１６ａから先端１６ｂに向けて厚さが減少している。支持部１４の厚さｄ３は、２．０〜３．０ｍｍ程度とすることができる。
【００２１】
第１の層２２が厚いほど、櫛歯１６は柔軟性が大きくなって変形しやすくなるが、この場合には、脳波測定用電極１０に必要な導電性が低下する傾向となる。第１の層２２の厚さが、櫛歯１６の厚さの３０〜８０％程度であれば、柔軟性と導電性とを両立することができる。
【００２２】
複数の櫛歯１６の先端側の領域Ｘの拡大図を、図３に示す。第２の層２４は、第１の層２２より先端側へ突出した突出部２４ａを有している。突出部２４ａの上には、第２の層２４と同じ材料からなる補填部２６が設けられている。補填部２６は、第１の層２２の先端と第２の層２４の先端との間に形成されている。突出部２４ａおよび補填部２６を有することで、第１の層２２が第２の層２４から剥離するのを抑制することができる。突出部２４ａの長さｄ７が１ｍｍ以上であれば、剥離抑制効果が十分に発揮される。
【００２３】
図４を参照して、脳波測定用電極１０の大きさについて説明する。支持部１４は、例えば、幅ｄ１を１０〜１５ｍｍ程度、長さｄ２を１０〜２０ｍｍ程度とすることができる。櫛歯１６は、例えば長さｄ４を１５〜３０ｍｍ程度、幅ｄ５を０．５〜１.５ｍｍ程度とすることができる。この場合、隣接する櫛歯１６同士の間隔ｄ６は、例えば１．０〜２.０ｍｍ程度とすることができる。
【００２４】
複数の櫛歯１６の先端１６ｂは、角部を有しない丸みを帯びた形状であることが好ましい。櫛歯１６の本数は限定されず、支持部１４や櫛歯１６の大きさ等に応じて適宜設定すればよい。
【００２５】
本実施形態においては、第２の層２４に含有されるナノ炭素材料として、カーボンナノチューブ（以下、ＣＮＴという）が用いられる。母材としての熱可塑性エラストマーの弾性を損なうことなく、第２の層２４の内部および表面に導電パスを形成するために、ＣＮＴは母材の３〜３０ｗｔ％の量で配合されることが好ましい。第２の層２４は、体積抵抗が１００Ω・ｃｍ以下であることが好ましい。
【００２６】
上述したとおり、本実施形態の脳波測定用電極１０は、第１の層２２と第２の層２４とから構成されている。第１の層２２は、熱可塑性エラストマーの成形体である。第２の層２４は、熱可塑性エラストマーを母材とする成形体であって、ナノ炭素材料が含まれている。熱可塑性エラストマーおよびナノ炭素材料は、いずれも非金属であるので、本実施形態の脳波測定用電極に金属部材は含まれていない。
【００２７】
２．製造方法
次に、脳波測定用電極１０の製造方法を説明する。脳波測定用電極１０は、第１の層２２を作製し、インサート成形により第２の層２４を成形しつつ第１の層２２と一体化して製造することができる。
【００２８】
＜第１の層の作製＞
第１の層は、射出成形により作製することができる。図５に示すように、所定の金型コア５２と金型キャビティ５４とを備えた金型５０を用いる。金型キャビティ５４側は、塞がれた状態である。金型コア５２内に所定の熱可塑性エラストマーを流し込んで、第１の層の基材２２Ａを作製する。射出成形の条件は、熱可塑性エラストマーの種類等に応じて適宜選択することができる。
【００２９】
基材２２Ａは、図６に示すように先端部分を所定の長さ（ｄ７）切断する。これによって、第１の層２２が得られる。切断する長さｄ７は、１ｍｍ以上であることが好ましい。第１の層２２は、熱可塑性エラストマーの成形体であるので、熱可塑性エラストマー本来の物性（例えば、硬度、曲げ弾性率等）を備えている。
【００３０】
＜第２の層の作製＞
まず、ＣＮＴと熱可塑性エラストマーとを二軸押出機により混練して、ＣＮＴ混練原料を調製する。ここで用いる熱可塑性エラストマーは、第１の層２２の作製に用いたものと同じであることが好ましいが、異なっていてもよい。ＣＮＴは、一般的なアーク放電法、気相成長法、レーザ蒸発法などにより製造される。例えば、Ｃｏ、Ｍｇなどの金属を含む触媒を用い、ＣＯガスおよびＨ２ガスを原料とする気相成長法により製造されたＣＮＴを用いることができる。
【００３１】
ＣＮＴ混練原料の調製に先立ち、必要に応じて混酸を用いてＣＮＴに対し前処理を施してもよい。混酸としては、例えば、硝酸と硫酸とを１：１の体積比で混合した混合溶媒を用いることができる。混合溶媒にＣＮＴを加えて攪拌し、超音波を照射することによりＣＮＴを単離分散させる。その後、減圧濾過によりＣＮＴを取り出し、アンモニア水等を用いてＣＮＴ表面を中和する。中和後のＣＮＴの表面を純水で洗浄した後、乾燥させて粉状のＣＮＴを得る。
【００３２】
得られたＣＮＴを、熱可塑性エラストマーと二軸押出機で溶融混練して、ＣＮＴ混練原料を得る。溶融混練の条件は、熱可塑性エラストマーの種類等に応じて適宜選択することができる。ＣＮＴの濃度は、熱可塑性エラストマーの３〜３０ｗｔ％程度とすることが好ましい。ＣＮＴの濃度は、熱可塑性エラストマーの１０ｗｔ％以上がより好ましく、２０ｗｔ％以上が最も好ましい。
【００３３】
第２の層２４の作製には、図７に示すような金型キャビティ５６を用いる。金型コア５２側に第１の層２２を配置し、ＣＮＴ混練原料を流し込んで、第１の層２２と一体化した第２の層２４を作製する。ＣＮＴを含んでいることにより、第２の層２４は導電性を有する。こうして、第１の層２２の一側表面に導電性の第２の層２４が設けられた脳波測定用電極１０が得られる。
【００３４】
第１，第２の層２２，２４は、いずれも熱可塑性エラストマーが用いられていることによって、柔軟性およびクッション性を有している。ただし、第２の層２４は、ＣＮＴを含有しているので、第１の層２２より硬度が大きい。第１の層２２は、熱可塑性エラストマー本来の物性を有しているので、ＣＮＴを含有する第２の層２４より柔軟性が大きく変形しやすい。
【００３５】
脳波測定用電極１０の先端側の領域Ｘには、図３に示したように、第２の層２４が１ｍｍ以上の長さｄ７で第１の層２２から突出した突出部２４ａが存在する。突出部２４ａの上には、補填部２６が設けられている。補填部２６は、第２の層２４と同様に、ＣＮＴを含有する熱可塑性エラストマーの成形体である。
【００３６】
本実施形態の脳波測定用電極１０は、頭皮接触面１８（図２参照）が頭皮に接するように、例えばヘッドバンドまたはヘッドキャップに複数個を取り付けて、ヘッドセットとして用いることができる。ヘッドセットに含まれる複数の脳波測定用電極１０は、必ずしも全てが均一な形状、大きさである必要はなく、必要に応じて形状や大きさを任意に変更することも可能である。
【００３７】
３．作用および効果
上記のように構成された脳波測定用電極１０は、支持部１４から複数の櫛歯１６が一列に突出して、櫛歯列１７が形成されている。脳波測定用電極１０を使用する際には、頭皮接触面１８を頭皮に沿わせて、複数の櫛歯１６の先端１６ｂから櫛歯列１７を頭髪に差し込む。複数の櫛歯１６が頭髪を掻き分けることによって、頭皮接触面１８は頭髪を避けて頭皮に接触することができる。
【００３８】
脳波測定用電極１０の頭皮接触面１８は、ナノ炭素材料を含有する第２の層２４の表面であり、導電パスが形成されている。本実施形態の脳波測定用電極１０を使用する際、頭皮は導電パスに接する。導電パスは、第２の層２４の内部にも形成されているので、導電性ペーストを用いなくても、脳波測定用電極１０と被験者の頭部との間の導通が確保される。接触インピーダンスを極めて低いレベルまで下げることが可能となり、脳波測定用電極１０は頭部からの微弱な電気信号を正確に検出することができる。
【００３９】
しかも、脳波測定用電極１０を構成している第１，第２の層２２，２４は、柔軟性、クッション性を有し、複数の櫛歯１６は可撓性である。脳波を測定する際、櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６が被験者の頭部に接触して圧力が加えられても、被験者が不快に感じることはない。本実施形態の脳波測定用電極１０は、被験者の負担を軽減することができる。
【００４０】
本実施形態の場合、頭皮接触面１８の反対側は、ナノ炭素材料を含まない第１の層２２である。第１の層２２は、ナノ炭素材料を含む第２の層２４より変形しやすい。頭皮接触面１８が頭皮に接触した際、接触状態に応じて複数の櫛歯１６が容易に変形できる。複数の櫛歯１６が変形することによって、脳波測定用電極１０は、頭部のいかなる領域にも頭皮接触面１８で確実に接触して密着できるので、高い精度で脳波を測定することが可能である。
【００４１】
ナノ炭素材料としてのＣＮＴは、頭皮接触面１８とは反対側の第１の層２２には含まれていない。これによって、上述したような第１の層２２の変形しやすさが確保される。しかも、ＣＮＴの使用量を最小限とすることができるので、製造コストの削減にも繋がる。
【００４２】
本実施形態に係る脳波測定用電極１０に含まれているのは、熱可塑性エラストマーの成形体からなる第１の層２２と、ＣＮＴを含む熱可塑性エラストマーの成形体からなる第２の層２４であり、金属部材は含まれていない。金属部材を含まないことによって、種々の利点が得られる。
【００４３】
例えば、本実施形態に係る脳波測定用電極１０を頭部に装着したままＸ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Computed Tomography）や核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）により画像情報を取得しても、金属部材に起因したアーチファクトが発生することはない。本実施形態の脳波測定用電極１０を用いることによって、Ｘ線ＣＴやＭＲＩ等による画像情報と、脳波電極による脳波とを同時に取得することが可能となる。
【００４４】
また、金属部材が含まれていないことから、脳波測定用電極１０は、金属アレルギーをもつ被験者に使用することもできる。本実施形態に係る脳波測定用電極１０は、使い捨ても可能であり、衛生面でも優れている。
【００４５】
４．実施例
以下、脳波測定用電極の実施例を説明するが、本発明は以下の実施例のみに限定されるものではない。
【００４６】
［実施例］
実施例においては、ポリアミド系熱可塑性エラストマーからなる第１の層を形成し、次いで、ＣＮＴ混練原料を用いたインサート成形により第２の層を形成して、脳波測定用電極を作製する。
【００４７】
＜第１の層の作製＞
ポリアミド系熱可塑性エラストマー（ペバックス７０３３、アルケマ（株）製）を用いて、図５を参照して説明したような方法により第１の層の基材を作製した。得られた基材の先端部分を１ｍｍ切断して、第１の層とした。第１の層は、ショアＡ硬度が７５程度であり、曲げ弾性率が１２ＭＰａ程度である。
【００４８】
＜第２の層の作製＞
まず、触媒として鉄を用いた一般的な熱ＣＶＤ法により、ＣＮＴを作製した。得られたＣＮＴは、ポリアミド系熱可塑性エラストマー（ペバックス７０３３、アルケマ（株）製）とともに二軸押出機で溶融混練した。こうしてＣＮＴ混練原料を調製した。ＣＮＴの濃度は、１２ｗｔ％とした。
【００４９】
図７を参照して説明したような金型コアと金型キャビティとを用意し、先に作製した第１の層を金型コア内に配置した。ＣＮＴ混練原料を金型キャビティ内に流し込んで、第１の層と一体化した第２の層を作製した。こうして、図１に示したような第１の層２２の一側表面に、導電性の第２の層２４が設けられた脳波測定用電極１０を得た。脳波測定用電極１０においては、支持部１４から複数の櫛歯１６が突出している。
【００５０】
第１の層２２は、ポリアミド系熱可塑性エラストマーの成形体であり、第２の層２４は、ポリアミド系熱可塑性エラストマーを母材とする成形体である。これによって、第１，第２の層２２，２４は、柔軟性およびクッション性を有し、複数の櫛歯１６には可撓性が付与されている。第２の層２４は、ＣＮＴに起因した導電性を備えている。一方、第１の層２２は、ＣＮＴを含まないことで第２の層２４より変形しやすい。
【００５１】
実施例の脳波測定用電極１０は、支持部１４の幅ｄ１、長さｄ２、および厚さｄ３が、それぞれ１１ｍｍ、１３．８ｍｍ、および２．５ｍｍ、櫛歯１６の長さｄ４、幅ｄ５、および間隔ｄ６が、それぞれ１７．３ｍｍ、０．７ｍｍ、および１．２ｍｍであった（図２，４参照）。第１の層２２の厚さは、支持部１４の基端１４ａにおいて１．２５ｍｍであり、櫛歯１６の先端側では０．２５ｍｍであった。
【００５２】
＜電極接触抵抗の測定＞
実施例の脳波測定用電極１０を用いて測定用の電極部品を作製し、額部および頭髪部について電極接触抵抗を測定した。測定に当たっては、ミユキ技研製のワイヤレス生体電気信号測定装置（ポリメイトミニ）、およびアクティブ電極（皿電極）を用いた。
【００５３】
具体的には、図８に示すように、導線３２が接続されたアクティブ電極３４を、端子押さえ３６を用いて脳波測定用電極１０の頭皮接触面１８側に取り付けて、測定用の電極部品３０を作製した。頭皮接触面１８を額部または頭髪部に接触させて、電極接触抵抗を測定した。額部については、測定前に研磨ジェルを塗布することで接触抵抗を下げて測定した。額部での電極接触抵抗は２０ｋΩ、頭髪部での電極接触抵抗は５０ｋΩ〜１５０ｋΩであった。
【００５４】
比較のために、アクティブ電極３４のみを用いて、同様の手法により額部および頭髪部で電極接触抵抗を測定した（比較例）。額部については、２０ｋΩと実施例の場合と同程度の結果が得られた。しかしながら、頭髪部については、３００ｋΩ以上と大きな値であった。比較例はアクティブ電極３４のみであるので、頭髪を避けることができない。アクティブ電極３４は、頭髪が障害となって電極接触抵抗が高くなってしまい、頭髪部については脳波を正確に測定することができないことがわかった。
【００５５】
実施例の脳波測定用電極１０は、複数の櫛歯１６が頭髪部の頭髪を掻き分けながら頭皮に達し、頭皮接触面１８は頭髪を避けて頭皮に接触する。頭皮接触面１８は、導電性を有する第２の層２４の表面であるので、導電性ペーストなしで十分な導電性を確保することができる。実施例の脳波測定用電極１０を用いることで、頭髪部においても低い抵抗値を得ることができる。
【００５６】
脳波測定用電極１０は、熱可塑性エラストマーの成形体（第１の層２２）と、熱可塑性エラストマーを母材とする成形体（第２の層２４）とからなるので、実施例の脳波測定用電極１０は、柔軟性およびクッション性を備えている。複数の櫛歯１６が可撓性を有することによって、被験者の負担を軽減するという効果が得られる。
【００５７】
しかも、実施例の脳波測定用電極１０は、頭皮接触面１８の反対側の第１の層２２が、第２の層２４より変形しやすい。頭皮接触面１８が頭皮に接触した際、その接触状態に応じて複数の櫛歯１６が容易に変形できるので、脳波測定用電極１０は、頭部のいかなる領域にも、頭皮接触面１８で確実に接触して密着できる。脳波測定用電極１０は、高い精度で脳波を測定することが可能である。
【００５８】
５．変形例
本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨の範囲内で適宜変更することが可能である。
【００５９】
第１，第２の層２２，２４は、柔軟性、クッション性を有していればよく、ポリアミド系熱可塑性エラストマー以外の熱可塑性エラストマー、樹脂、ゴム等の弾性体を原料として用いることができる。任意の弾性体を原料として用いて、上述したような手法により、第１の層２２、および第２の層２４を作製することができる。
【００６０】
ポリアミド系熱可塑性エラストマー以外の熱可塑性エラストマーとしては、例えば、ウレタン系熱可塑性エラストマー（ＴＰＵ）、オレフィン系熱可塑性エラストマー（ＴＰＯ）、スチレン系熱可塑性エラストマー（ＴＰＳ）、エステル系熱可塑性エラストマー（ＴＰＣ）、ポリアミド系熱可塑性エラストマー（ＴＰＡＥ）、およびポリ塩化ビニル系熱可塑性エラストマー（ＴＰＶＣ）等が挙げられる。
【００６１】
樹脂としては、例えばアクリロニトリルスチレン（ＡＳ）樹脂、アクリロニトリルブタジエン（ＡＢＳ）樹脂、エポキシ樹脂、テトラフルオロエチレン・エチレン共重合体（ＥＴＦＥ）、テトラフルオロエチレン・ヘキサフルオロプロピレン共重合体（ＦＥＰ）、ヘキサフルオロプロピレン・エチレン共重合体（ＥＦＥＰ）、ポリビニリデンフルオロライド（ＰＶＤＦ）、ポリクロロトリフルオロエチレン（ＰＣＴＦＥ）、クロロトリフルオロエチレン・エチレン共重合体（ＥＣＴＦＥ）、ポリカプロアミド（ナイロン６）、ポリヘキサメチレンアジパミド（ナイロン６６）、ポリテトラメチレンアジパミド（ナイロン４６）、ポリヘキサメリレンセバカミド（ナイロン６１０）、ポリヘキサメリレンドデカミド（ナイロン６１２）、ポリドデカンアミド（ナイロン１２）、ポリウンデカンアミド（ナイロン１１）、ポリヘキサメチレンテレフタルアミド（ナイロン６Ｔ）、ポリキシリレンアジパミド（ナイロンＸＤ６）、ポリノナメチレンテレフタルアミド（ナイロン９Ｔ）、ポリウンデカンメチレンテレフタルアミド（ナイロン１１Ｔ）、ポリデカメチレンデカンアミド（ナイロン１０１０）、ポリデカメチレンドデカンアミド（ナイロン１０１２）アミド系エラストマー（ＴＰＡ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、ポリブチレンナフタレート（ＰＢＮ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、直鎖状低密度ポリエチレン（ＬＬＤＰＥ）、超低密度ポリエチレン、低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ）、中密度ポリエチレン（ＭＤＰＥ）、高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥ）、架橋ポリエチレン、エチレン・酢酸ビニル共重合体（ＥＶＡ）、エチレン・ビニルアルコール共重合体（ＥＶＯＨ）、ブテンジオール・ビニルアルコール共重合体（ＢＶＯＨ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリブテン（ＰＢ）、変性ポリフェニレンエーテル(変性ＰＰＥ)、液晶ポリマー（ＬＣＰ）、シクロオレフィンコポリマ（ＣＯＣ）、ポリエーテルケトン（ＰＥＫ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリアリレート（ＰＡＲ）、ポリメチルペンテン（ＰＭＰ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリエーテルサルホン（ＰＥＳ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、フェノール樹脂（ＰＦ）、テトラフルオロエチレン・パーフルオロアルキルビニルエーテル共重合体（ＰＦＡ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエーテルイミド（ＰＥＩ）、アクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ポリアセタール（ＰＯＭ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリフェニレンサルファイド（ＰＰＳ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリサルホン（ＰＳＵ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、およびポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）等が挙げられる。
【００６２】
ゴムとしては、例えば天然ゴム（ＮＲ）、エチレン・プロピレンゴム（ＥＰＭ、ＥＰＤＭ）、クロロプレンゴム（ＣＲ）、ブチルゴム（ＩＩＲ）、ポリウレタンゴム（Ｕ）、シリコーンゴム(ＶＭＱ、ＦＶＭＱ)、アクリルゴム（ＡＣＭ）、エピクロルヒドリンゴム（ＥＣＯ）、フッ素系ゴム（ＦＫＭ、ＦＥＰＭ，ＦＦＫＭ）、ニトリルゴム（ＮＢＲ）、水素化ニトリルゴム（Ｈ−ＮＢＲ）、塩素化ポリエチレン（ＣＰＥ）、クロロスルホン化ポリエチレン（ＣＳＭ）、ブタジエンゴム（ＢＲ）、およびスチレン・ブタジエンゴム（ＳＢＲ）等が挙げられる。
【００６３】
ナノ炭素材料としてのＣＮＴは、チューブ状のものに限定されない。加熱などにより形状が変化したＣＮＴを用いてもよい。ＣＮＴ以外のナノ炭素材料、例えばグラフェンを用いることもできる。グラフェンは、ＣＮＴと同様に高い導電性を有するナノ炭素材料である。ＣＮＴをグラフェンに変更する以外は上述と同様の手法により、グラフェン混練原料を調製し、これを用いて第２の層２４を成形することができる。ＣＮＴとグラフェンとを組み合わせて用いることも可能である。
【００６４】
第１の層２２は、目的形状の金型コアを用いて射出成形してもよい。先端が所定の長さ（ｄ７）だけ短い金型コアを用いることによって、予め成形した第１の層の基材２２Ａの先端部分を切断する工程を省略することができる。
【００６５】
第１の層２２と第２の層２４との間に十分な接着性が得られていれば、第２の層２４と第１の層２２との先端が一致していてもよい。こうした構造の脳波測定用電極は、例えば、射出成形された第１の層の基材２２Ａをそのまま用いて、インサート成形することで作製することができる。
【００６６】
場合によっては、第２の層２４の突出部２４ａの上の補填部２６を省略した構成とすることもできる。こうした形状の脳波測定用電極は、先端部分を切断した第１の層２２を金型コアに配置してインサート成形する際、適切な形状の金型キャビティを用いることで作製することができる。
【００６７】
脳波測定用電極１０においては、支持部１４から一列に突設する複数の櫛歯１６が、必ずしも長さ方向の途中から第１の層２２側に傾斜している必要はない。図２に示した形状とは異なって、支持部１４の基端１４ａから櫛歯１６の先端１６ｂまでが一直線上にあってもよい。複数の櫛歯１６は、基端１６ａから先端１６ｂまで均一の厚さとすることもできる。
【００６８】
脳波測定用電極１０は、脳波測定のために適切な任意の大きさとすることができる。櫛歯１６の長さｄ４、幅ｄ５、間隔ｄ６は、使用する弾性体の種類、支持部１４の幅ｄ１や長さｄ２等に応じて適宜設定すればよい。
【００６９】
脳波測定用電極１０における支持部１４は、必ずしも幅ｄ１と長さｄ２とで画定される矩形状である必要はない。熱可塑性エラストマー本来の弾性を維持できるとともに頭皮接触面１８が頭皮へ接触するのを妨げない限り、支持部１４および複数の櫛歯１６は、任意の形状とすることが可能である。
【００７０】
支持部１４は、必ずしも全体を第１の層２２と第２の層２４との２層構成とする必要はなく、基端１４ａ側を第２の層２４のみとしてもよい。支持部１４全体を、第２の層２４で構成することもできる。
【００７１】
アーチファクトについての配慮が要求されない場合には、脳波測定用電極１０の柔軟性、クッション性が損なわれない範囲で、脳波測定用電極１０の一部に金属板等の金属部材が含まれていてもよい。例えば、第２の層２４側の支持部１４の表面に金属板を配置してもよい。金属板を設けることによって電気信号が伝達し易くなり、測定の精度をより高めることができる。
【００７２】
上記実施形態においては、第１の層２２はナノ炭素材料としてのＣＮＴを含まないものとしたが、これに限定されない。第２の層２４より柔軟で変形しやすいという特性を維持できる範囲であれば、第１の層２２は、ナノ炭素材料を含有していてもよい。
【符号の説明】
【００７３】
１０  脳波測定用電極
１６  櫛歯
１７  櫛歯列
２２  第１の層
２４  第２の層
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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