(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、しかも、被験者の負担を軽減できる脳波測定用電極を提供する。【解決手段】弾性体からなる母材１２と、前記母材の表面に形成された構造体とを備える脳波測定用電極１０であって、前記母材１２は、頭皮に接触する接触面１２ｃを有する突出部１２ｂを備え、前記構造体は、複数のナノ炭素材料を含み、前記複数のナノ炭素材料が、互いに接続されたネットワーク構造を形成していると共に、前記母材１２の表面に固定されていることを特徴とする。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
弾性体からなる母材と、前記母材の表面に形成された構造体とを備える脳波測定用電極であって、
前記母材は、頭皮に接触する接触面を有する突出部を備え、
前記構造体は、複数のナノ炭素材料を含み、前記複数のナノ炭素材料が、互いに接続されたネットワーク構造を形成していると共に、前記母材の表面に固定されている
ことを特徴とする脳波測定用電極。
【請求項２】
前記母材は前記突出部を支持する支持部を含み、前記突出部は前記支持部と一体成型されてい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】
前記弾性体は、樹脂、熱可塑性エラストマー、およびゴムから選択されることを特徴とする請求項１または２記載の脳波測定用電極。
【請求項４】
前記複数のナノ炭素材料は、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１〜３のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項５】
金属部材を含まない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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、脳波測定用電極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】
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】
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ため、導通は十分に確保されるものの、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、ゴムからなる突起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。これによって、ゴム本来の柔軟性やクッション性が低下して硬質となり、頭皮に接触させた際に被験者の痛みに繋がる。また、硬質であることから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。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】
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、しかも、被験者の負担を軽減できる脳波測定用電極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】
【００１１】
本発明に係る脳波測定用電極は、弾性体からなる母材と、前記母材の表面に形成された構造体とを備える脳波測定用電極であって、前記母材は、頭皮に接触する接触面を有する突出部を備え、前記構造体は、複数のナノ炭素材料を含み、前記複数のナノ炭素材料が、互いに接続されたネットワーク構造を形成していると共に、前記母材の表面に固定されていることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、脳波測定用電極は、弾性体からなる母材を含み、この母材における突出部の一部（接触面）が被験者の頭皮に接する。構造体においては、ナノ炭素材料同士が接続されてネットワーク構造を形成している。こうした構造体は、母材に付着、固定している。これにより、導電性ペーストを用いずに頭皮と接触して、導通を十分に確保することができる。弾性体は、柔軟性、クッション性を有しているので、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とはなく、負担を軽減することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本実施形態に係る脳波測定用電極の構成を示す斜視図である。
【図２】変形例に係る脳波測定用電極の構成を示す斜視図である。
【図３】実施例で作製した脳波測定用電極を示す斜視図である。
【図４】実施例で作製した脳波測定用電極における母材を示す図であり、図４Ａは平面図、図４Ｂは図４ＡにおけるＡ−Ａ断面図である。
【図５】電極接触抵抗測定に用いたアクティブ電極の構成を示す概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
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。
【００１５】
１．全体構成
図１に示すように、脳波測定用電極１０は、円板状の支持部１２ａと、この支持部１２ａの一表面に形成された突出部１２ｂとを有する母材１２を備える。母材１２の表面には、図示しない構造体が形成されている。この構造体は導電性を有するものであり、この構造体によって母材１２の表面に導電パスが形成される。
【００１６】
本実施形態の場合、母材１２は、柔軟性、クッション性を有する弾性体で形成されており、例えば熱可塑性エラストマーで形成される。より具体的には、熱可塑性エラストマーとしては、ウレタン系熱可塑性エラストマー等が挙げられる。母材１２のショアＡ硬度が大きすぎる場合には、突出部１２ｂを頭皮に接触させた際に被験者が痛みを感じる。一方、母材１２のショアＡ硬度が小さすぎる場合には、頭皮に押し付けられた突出部１２ｂが過度に湾曲して、頭皮と突出部１２ｂとの接触が不安定なる。母材１２のショアＡ硬度は、６８〜７５Ａ程度であることが好ましい。ウレタン系熱可塑性エラストマーで形成された母材１２のショアＡ硬度は、例えば７５Ａ程度である。
【００１７】
母材１２における突出部１２ｂの数は限定されないが、突出部１２ｂは複数設けられている方が望ましい。本実施形態では、突出部１２ｂは円柱形状であり、支持部１２ａと同じ材料によって一体的に形成されている。こうした突出部１２ｂの先端は、頭皮に接触する接触面１２ｃを有する。実際上、頭皮は接触面１２ｃ上に形成された構造体と接する。
【００１８】
本実施形態においては、脳波測定用電極１０は、弾性体からなる母材１２と、母材１２表面の構造体とから構成されており、金属部材は含まれていない。
【００１９】
弾性体からなる母材１２においては、例えば、支持部１２ａの直径は、５〜２０ｍｍ程度、厚さは１〜１０ｍｍ程度とすることができる。突出部１２ｂについては、例えば、直径は１〜１０ｍｍ程度、高さは５〜２０ｍｍ程度とすることができる。
【００２０】
母材１２の表面の図示しない構造体は、複数のナノ炭素材料を含む。本実施形態においては、ナノ炭素材料としてはカーボンナノチューブ（以下、ＣＮＴという）を用いる。複数のＣＮＴは、互いに接続されており、ネットワーク構造を有する構造体を形成している。ここでいう接続とは、物理的な接続（単なる接触）を含む。ＣＮＴは、それ自体導電性が高いことから、複数のＣＮＴによるネットワーク構造を有する構造体となった後も高い導電性を維持でき、脳波測定用電極１０として好適に用いられる。
【００２１】
ＣＮＴのネットワーク構造を有する構造体は、一般的な接着剤等をＣＮＴに混合して形成し母材１２表面へ固定してもいいし、接着剤等を使わずにＣＮＴの持つファンデルワールス力を使って形成し母材１２表面へ直接付着させ固定してもよい。
【００２２】
接着剤等を使わない場合は、ＣＮＴの繊維自体の表面を接着剤等が覆わないことで、ＣＮＴ同士を介在物がない状態で直接接続して、ネットワーク構造を有する構造体を形成できるので、ＣＮＴの持つ高い導電性がそのまま脳波測定用電極１０に使用できるという利点を持つ。
【００２３】
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って製造される。例えば、Ｃｏ、Ｍｇなどの金属を含む触媒を用い、ＣＯ（一酸化炭素）、Ｈ２を含む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。また、ＣＮＴは、チューブ状のものだけでなく、加熱等により、形状が変化したものも用いることができる。
【００２４】
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、ＣＮＴを含む分散液を作製し、当該分散液を用いて母材１２表面に構造体を形成することにより製造することができる。
【００２５】
分散液の作製に先立ち、混酸を用いてＣＮＴに対し前処理を行う。混酸は、例えば、硝酸と硫酸の１：１混合溶媒を用いることができる。混合溶媒にＣＮＴを投入後、攪拌し、次いで、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、減圧濾過して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。そして純水で表面を洗浄した後、乾燥して粉状のＣＮＴを得る。
【００２６】
上記のようにして前処理が終わった粉状のＣＮＴを、例えば０．０１〜１０ｗｔ％の濃度となるように、超音波処理又は高圧分散処理にて分散液を得る。分散液中におけるＣＮＴの濃度は０．１〜５ｗｔ％程度がより好ましく、０．５〜２ｗｔ％程度が最も好ましい。溶媒は、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド(ＤＭＦ)や各種のアルコール等を用いることができる。なおこの分散液に、分散剤、界面活性剤、接着剤などの適当な添加剤等を添加して使用してもよい。ただし、このような添加剤を分散液に加えると、これらの添加剤がＣＮＴの繊維表面をコーティングしてしまい、ＣＮＴ本来の導電性を阻害するおそれがある。これらのことから上記のような添加剤を加えない分散液で、ＣＮＴのネットワーク構造を有する構造体を形成し、母材１２へ固定させた方が導電性向上の観点からみても好ましいといえる。
【００２７】
次いで、母材１２である弾性体を上記分散液に浸漬する。分散液に上記の添加剤を加えない場合は、ＣＮＴは、母材１２表面との間に作用するファンデルワールス力により、ＣＮＴのネットワーク構造を有する構造体を形成し、さらに母材１２における突出部１２ｂおよび支持部１２ａおよび接触面１２ｃの表面に直接付着する。また、分散液に接着剤等を加えた場合は、上記のファンデルワールス力に加えて、接着剤等の力も加味され、強力に母材１２へ付着することになる。
【００２８】
その後、母材１２を分散液から引き出し、乾燥させることにより、母材１２表面にＣＮＴが付着、固定される。このようにして、ＣＮＴが互いに接続されたネットワーク構造を有する構造体が母材１２表面に形成される。なお、浸漬及び乾燥の工程を繰り返すことにより、所定厚さの構造体を得ることができる。
【００２９】
上記のように母材１２を分散液に浸漬すると、ＣＮＴは母材１２における突出部１２ｂおよび支持部１２ａおよび接触面１２ｃの表面に付着する。したがって、母材１２の表面にＣＮＴが付着した脳波測定用電極１０を容易に形成することができる。
【００３０】
３．作用及び効果
上記のように構成された脳波測定用電極１０においては、突出部１２ｂを有する母材１２の表面に構造体が形成されており、構造体によって導電パスが母材１２の表面に形成される。こうした脳波測定用電極１０を用いて脳波を測定する際には、突出部１２ｂは頭髪の間に入り込んで接触面で頭皮に接触する。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を確保して、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る。その結果、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。
【００３１】
しかも、突出部１２ｂを含む母材１２は弾性体からなり、柔軟性、クッション性を有している。こうした突出部１２ｂが被験者の頭部に接触することで、圧力が加えられた際にも被験者が不快に感じることはなく、負担は軽減されることとなる。
【００３２】
本実施形態の場合、構造体は、複数のＣＮＴが互いに接続されたネットワーク構造を形成しているので、ＣＮＴ由来の機能である電気導電性を発揮することができる。特に複数のＣＮＴが互いに何も介在しない状態で直接接続されネットワーク構造を有する構造体を形成している場合は、特にその電気導電性は高く、脳波測定用電極１０としては好適となる。
【００３３】
また、導電パスが母材１２の表面に形成されることから、母材１２の内部に導電パスが存在する場合と比較して、測定された脳波を効率的に伝達することができる。
【００３４】
また構造体が接着剤等を用いずに、ＣＮＴ同士を直接接続してネットワークを形成し、当該母材１２に固定している場合、つまり接着剤等を用いずに構造体が形成され、当該構造体が母材１２に固定しているので、導電性の良さに加えて母材１２の柔軟性、クッション性を保持することができる。したがって脳波測定用電極１０は、全体として柔軟性、クッション性を有することにより、被験者の負担を軽減することができる。構造体が母材１２の表面に存在しているので、ＣＮＴの使用量は最小限とすることができ、製造コストの削減にも繋がる。
【００３５】
なお、本実施形態に係る脳波測定用電極１０は、弾性体からなる母材１２と、母材１２表面の構造体とから構成されている。金属部材が含まれていないため、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、アーチファクトの発生を防止することができる。したがって脳波測定用電極１０は、Ｘ線ＣＴやＭＲＩ等による画像情報と、脳波電極による脳波を同時に取得することができる。
【００３６】
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。弾性体からなる母材１２は、支持部１２ａと突出部１２ｂとを一体成型することができる。こうした脳波測定用電極１０は、量産性に優れ、製造コストを削減することも可能となる。
【００３７】
４．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。
【００３８】
上記実施形態においては、構造体を形成するナノ炭素材料としてＣＮＴを用いたが、ＣＮＴに限定されず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、母材１２における突出部１２ｂ、支持部１２ａ、および接触面１２ｃの表面にグラフェンを付着させて、脳波測定用電極１０を得ることができる。
【００３９】
グラフェンは、溶媒に分散させて、例えば０．０１〜１０ｗｔ％の濃度の分散液として用いることができる。分散液中におけるグラフェンの濃度は、０．１〜５ｗｔ％程度がより好ましく、０．５〜２ｗｔ％程度が最も好ましい。
【００４０】
また、上記実施形態では、母材１２を熱可塑性エラストマーで形成する場合について説明したが、本発明はこれに限らず、任意の弾性体を用いて母材１２を形成することができる。例えば、樹脂、ゴム等で母材１２を形成することとしてもよい。熱可塑性エラストマーとしては、例えば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、エステル系熱可塑性エラストマー（ＴＰＣ）、ウレタン系熱可塑性エラストマー（ＴＰＵ）、ポリアミド系熱可塑性エラストマー（ＴＰＡＥ）、塩ビ系熱可塑性エラストマー（ＴＰＶＣ）等が挙げられ、樹脂としては、例えばＡＳ樹脂、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）、ウレタン系エラストマー（ＴＰＵ）、エステル系エラストマー（ＴＰＣ）、オレフィン系エラストマー（ＴＰＯ）、スチレン系エラストマー（ＴＰＳ）、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���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）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）等が挙げられる。
【００４１】
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）、スチレン・ブタジエンゴム（ＳＢＲ）等が挙げられる。
【００４２】
オレフィン系熱可塑性エラストマー（ＴＰＯ）で形成された母材１２のショアＡ硬度は、例えば７３程度である。エステル系熱可塑性エラストマー（ＴＰＣ）で形成された母材１２のショアＡ硬度は、例えば６８程度である。ポリアミド系熱可塑性エラストマー（ＴＰＡＥ）で形成された母材１２のショアＡ硬度は、例えば７５Ａ程度である。
【００４３】
母材１２における支持部１２ａおよび突出部１２ｂは、柔軟性、クッション性が損なわれない範囲で、必要に応じて、多色成形やインサート成形などにより、異なる材料を用いてもよい。
【００４４】
さらに母材１２は、発泡ウレタンなどのクッション性のある発泡材料や木材、コルクなどの多孔質材料、各種繊維を拠って糸状にした材料や、繊維を織ったり編んだりしたものを固めて形成した材料、不織材料で形成してもよい。要は弾性を示す材料であれば、上記材料に限定することなく好適に使用可能である。
【００４５】
特に母材１２に繊維材料や多孔質材料、発泡材料などを使った場合は、その表面の凹凸にＣＮＴの繊維が絡みつきやすいことから、接着剤を使わなくても母材１２の表面に各ＣＮＴの繊維が複数絡みあいながらＣＮＴのネットワーク構造を有する構造体を形成でき、同時に母材１２へも直接固定できる。これにより上記したようにより導電性が向上した脳波測定用電極１０を得ることができる。
【００４６】
母材１２における突出部１２ｂは、円柱形状に限らず、多角柱形状、多角錐などの形状であってもよい。さらには、追って説明するような軸部と接触部とからなる形状で、突出部１２ｂを形成することもできる。
【００４７】
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、突出部１２ｂ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、母材１２における支持部１２ａの底面に金属板を配置することができる。金属板を設けることで、電気信号を伝達し易くすることができる。この場合、突出部１２ｂとの導通を確保するための導線が設けられていれば、必ずしも支持部１２ａの表面に構造体が形成されている必要はない。
【００４８】
母材１２における支持部１２ａの形状、突出部１２ｂの配置は、適宜変更することができる。例えば図２に示すように、矩形板状の支持部２２ａの一表面に、長辺および短辺に沿って突出部２２ｂを配置して母材２２としてもよい。図２に示す脳波測定用電極２０においては、突出部２２ｂは、直径の細い軸部２２ｂ１と、この軸部２２ｂ１の先端に設けられた接触部２２ｂ２とから構成されている。この場合には、接触部２２ｂ２の端面が接触面２２ｃとなる。
【００４９】
脳波の微弱電位の変化を捉えることができれば、突出部の形状や数、接触面の形状や面積などは特に限定されず、適宜変更することができる。突出部を有し弾性体からなる母材１２の表面に、上述したような構造体が形成された脳波測定用電極２０は、同様の効果を得ることができる。
【実施例】
【００５０】
＜脳波測定用電極の作製＞
熱可塑性エラストマーとしてポリアミド系熱可塑性エラストマーを用いて母材１２を射出成形し、図３に示すような脳波測定用電極１０を作製した。用いたポリアミド系熱可塑性エラストマーは、具体的にはアルケマ（株）製ペバックス２５３３ＳＡ０１である。母材１２は、円板状の支持部１２ａと３本の突出部１２ｂとを備えている。支持部１２ａの一表面には、円筒部１２ｅが支持部１２ａと同心円状に設けられている。３本の突出部１２ｂは、円筒部１２ｅから延びるように、均等に配置されている。支持部１２ａの外径ｄ１は１０ｍｍである。円筒部１２ｅは、肉厚中心径ｄ２が５．０ｍｍである（図４Ａ参照）。
【００５１】
母材１２は、支持部１２ａの端面１２ｄから接触面１２ｃまでの距離ｈ１が１０ｍｍ、支持部１２ａの厚さｔ１が２ｍｍ、円筒部１２ｅの高さｈ２は、２．５ｍｍである（図４Ｂ参照）。円筒部１２ｅは、基端の肉厚ｔ２が１ｍｍ、先端の肉厚ｔ３が０．８ｍｍである。３本の突出部１２ｂは、先細りの円柱状を有している。突出部１２ｂは、基端の直径ｄ４が２ｍｍであり、先端の直径ｄ５が１ｍｍである。母材１２のショアＡ硬度は、７５であった。
【００５２】
０．６ｗｔ％の濃度のＣＮＴ分散液を用い、上述した方法により母材１２にＣＮＴコーティングを施して、実施例１の脳波測定用電極１０を作製した。また、１ｗｔ％の濃度のグラフェン分散液を用いる以外は同様の手法により母材１２にグラフェンコーティングを施して、実施例２の脳波測定用電極１０を作製した。
【００５３】
＜インピーダンスの測定＞
ＬＣＲメータ（日置電機（株）製ＩＭ３５９０）を用いて、実施例１の脳波測定用電極１０のインピーダンスを測定した。インピーダンスの測定は、母材１２の所定の２か所をクリップで挟んで行なった。周波数は１０Ｈｚとした。支持部１２ａにおける外周の２か所（直径上）をクリップで挟んで測定したインピーダンスは、６００Ωであった。また、支持部１２ａの外周の１点と、この点から直近にある突出部１２ｂの先端とをクリップで挟んで測定したインピーダンスは、６ｋΩであった。インピーダンスが３０ＫΩ以下程度であれば、脳波測定用電極として好適に用いることができる。
【００５４】
母材１２を構成しているポリアミド系熱可塑性エラストマー単体のインピーダンスは、１×１０12Ω以上である。このような母材１２にＣＮＴコーティングを施したことによって、インピーダンスを大幅に低下させることができた。同様の母材１２にグラフェンコーティングを施した場合も、インピーダンスは同様に低下する。
【００５５】
＜電極接触抵抗の測定＞
実施例の脳波測定用電極１０をアクティブ電極（皿電極）と組み合わせて、額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）を用いた。
【００５６】
図５に示すように、アクティブ電極３０は、一面に皿表面３０ａを有し、その皿表面３０ａに脳波測定用電極１０を取り付けるための端子押さえ３４を他面に備え、導線３２が接続されている。脳波測定用電極１０は、母材１２における支持部１２ａの端面１２ｄ（図４Ｂ参照）がアクティブ電極３０の皿表面３０ａに接するように取り付けられる。
【００５７】
リファレンス及びアース電極は、右耳に接続した。この際、リファレンスの接触抵抗を下げるために、右耳に研磨ジェルを使用し、電極には導電ペーストを塗布した。これによって、リファレンスの電極接触抵抗は１０ＫΩとなった。
【００５８】
脳波測定用電極１０の接触面１２ｃを額部または頭髪部に接触させて、リファレンスに対する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使用することで接触抵抗を下げて測定した。実施例１の脳波測定用電極１０では、額部での電極接触抵抗は２５ｋΩ、頭髪部での電極接触抵抗は３０ｋΩであった。実施例２の脳波測定用電極１０では、額部での電極接触抵抗は４０ｋΩ、頭髪部での電極接触抵抗は８０ｋΩであった。実施例の脳波測定用電極１０は、頭髪部においても低い電極接触抵抗となることが確認された。
【００５９】
比較のために、アクティブ電極３０のみを用いて同様にして、額部および頭髪部について電極接触抵抗を測定した。額部での電気接触抵抗は実施例の脳波測定用電極１０と同程度であったものの、頭髪部については３００ｋΩ以上と大きな値であった。アクティブ電極３０は、頭髪を避けて頭皮に接触することができない。アクティブ電極３０のみでは、頭髪が障害となって、頭髪部についての電極接触抵抗が高くなってしまうため、脳波を正確に測定することができない。
【００６０】
実施例の脳波測定用電極１０では、弾性体からなる突出部１２ｂが頭髪部の頭髪を掻き分けながら頭皮に達し、突出部１２ｂの接触面１２ｃは頭髪に妨害されることなく頭皮に接触する。接触面１２ｃには、複数のＣＮＴが互いに接続されたネットワーク構造からなる構造体が存在していることによって、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を用いた場合には、頭髪部においても低い抵抗値を得ることができ、高い精度で脳波を測定することが可能となった。しかも、脳波測定用電極１０は、弾性体からなる突出部１２ｂを備えているので、被験者の負担を軽減できる。
【符号の説明】
【００６１】
１０，２０        脳波測定用電極
１２，２２        母材
１２ａ，２２ａ    支持部
１２ｂ，２２ｂ    突出部
１２ｃ，２２ｃ    接触面
１２ｄ            １２ａの端面
１２ｅ            円筒部
２２ｂ１          軸部
２２ｂ２          接触部
３０              アクティブ電極
３０ａ            皿表面
３４              端子押さえ
【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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