(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、頭髪部においても高い精度で脳波を測定できる脳波測定用電極を提供する。【解決手段】弾性体からなる櫛形母材１２と、前記櫛形母材１２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、前記櫛形母材１２は、支持部１４と、前記支持部１４から一列に突設した複数の櫛歯１６からなる櫛歯列１７とを含み、前記櫛歯列１７に沿った前記複数の櫛歯１６の一側面に前記構造体が形成され、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ともに前記櫛形母材１２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】
弾性体からなる櫛形母材と、前記櫛形母材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、
前記櫛形母材は、支持部と、前記支持部から一列に突設した複数の櫛歯からなる櫛歯列とを含み、前記櫛歯列に沿った前記複数の櫛歯の一側面に前記構造体が形成され、
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ともに前記櫛形母材に固定されている
ことを特徴とする脳波測定用電極。
【請求項２】
前記複数の櫛歯は、長さ方向の途中から、前記一側面とは逆側に傾斜し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】
前記複数のナノ炭素材料は、前記複数の櫛歯の前記一側面に直接固定されることによって、前記櫛形母材に固定されてい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、前記複数の櫛歯の前記一側面に貼付された繊維基材に固定されることによって、前記櫛形母材に固定されてい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５】
前記櫛形母材は、前記複数のナノ炭素材料を含む導電性の櫛形母材であり、前記構造体は、前記櫛形母材の内部に形成されてい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６】
前記櫛形母材は、体積抵抗が１００Ω・ｃｍ以下であることを特徴とする請求項５記載の脳波測定用電極。
【請求項７】
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１〜６のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項８】
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１〜７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。
【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】
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】
脳波測定においては、頭髪が障害となって抵抗値が上昇することから、頭髪部では正確な結果を得ることができない。頭髪の影響を極力低減することができれば、頭髪部においても脳波測定の精度を高めることができる。
【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、頭髪部においても高い精度で脳波を測定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】
【００１２】
本発明に係る脳波測定用電極は、弾性体からなる櫛形母材と、前記櫛形母材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、前記櫛形母材は、支持部と、前記支持部から一列に突設した複数の櫛歯からなる櫛歯列とを含み、前記櫛歯列に沿った前記複数の櫛歯の一側面に前記構造体が形成され、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ともに前記櫛形母材に固定されていることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１３】
本発明によれば、脳波測定用電極は、弾性体からなる櫛形母材を含み、この櫛形母材における櫛歯列に沿った複数の櫛歯の一側面が被験者の頭皮に接触する。複数の櫛歯が頭髪を掻き分けることによって、所定の一側面は頭髪を避けて頭皮に接触することが可能となる。
【００１４】
櫛形母材においては、複数のナノ炭素材料が接続されたネットワーク構造を有する構造体が、一側面に形成されている。構造体が形成された一側面が頭皮に接触することによって、脳波測定用電極は、導電性ペーストを用いずに頭皮と接触して頭髪部においても導通を十分に確保し、高い精度で脳波を測定することができる。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ことはなく、負担を軽減することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本実施形態に係る脳波測定用電極の構成を示す平面図である。
【図２】本実施形態に係る脳波測定用電極の構成を示す正面図である。
【図３】ＣＮＴコーティング紙の構成を説明する模式図である。
【図４】ＣＮＴコーティング紙のＳＥＭ画像であり、図４Ａは５０倍、図４Ｂは１００００倍の画像である。
【図５】実施例の脳波測定用電極の構成を示す概略図である。
【図６】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。
【図７】ＣＮＴ濃度と体積抵抗との関係を示すグラフ図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
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。
【００１７】
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、この支持部１４から一列に突設した複数の櫛歯１６を含む櫛歯列１７とを有する櫛形母材１２を備える。脳波測定用電極１０は、櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面側が、頭皮に接触する頭皮接触面１８（図２参照）となる。図２に示すように、複数の櫛歯１６は、厚さ方向において基端１６ａより先端１６ｂが薄く、長さ方向の途中から頭皮接触面１８とは逆側に傾斜している。
【００１８】
本実施形態においては、櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に、図示しない構造体を設けることによって頭皮接触面１８が構成されている。構造体は、櫛形母材１２の内部ではなく、表面に露出して形成されている。構造体は導電性を有しているので、頭皮接触面１８は導電性である。構造体によって、櫛形母材１２に導電パスが形成される。
【００１９】
構造体は、少なくとも、櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に形成されている。支持部１４の表面にも構造体が形成されている場合には、これによって複数の櫛歯１６の一側面との導通を確保することができる。構造体は、櫛歯列１７における隣接する櫛歯１６同士の間隔を保つことができる限り、複数の櫛歯１６の他側面といった櫛形母材１２の残りの表面にも設けてもよい。
【００２０】
本実施形態においては、図示しない構造体はナノ炭素材料からなる。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）が用いられる。複数のＣＮＴは、互いに接続されてネットワーク構造を有する構造体を形成して、櫛形母材１２に固定されている。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、高い導電性を維持することができる。このように高い導電性を有する構造体は、脳波測定用電極１０における導電パスとして好適である。上述したとおり、本実施形態における構造体は、櫛形母材１２の表面に露出して形成されているので、導電パスも、櫛形母材１２の内部ではなく表面に形成されることになる。
【００２１】
ＣＮＴのネットワーク構造を有する構造体は、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、櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面へ固定することができる。あるいは、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の導電性を損なわない範囲でＣＮＴに混合して形成し、櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面へ固定してもよい。いずれの場合も、ＣＮＴは、櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面へ直接付着することとなる。
【００２２】
特に、接着剤等を使わない場合は、ＣＮＴの繊維自体の表面が接着剤等で覆われることがない。したがって、ネットワーク構造を有する構造体は、介在物がない状態でＣＮＴ同士が接続することによって形成される。ＣＮＴ本来の高い導電性は何ら損なわれないので、こうした構造体が櫛形母材１２に形成された脳波測定用電極１０は、ＣＮＴ本来の高い導電性が十分に発揮される。
【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】
櫛形母材１２は、柔軟性、クッション性を有する弾性体で形成されている。本実施形態の場合、櫛形母材１２は、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（ＴＰＵ）等が挙げられる。
【００２５】
櫛形母材１２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。支持部１４は、例えば、幅ｄ１を１０〜１５ｍｍ程度、長さｄ２を１０〜２０ｍｍ程度、図２に示される厚さｄ３を２．０〜３．０ｍｍ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。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。櫛形母材１２における櫛歯１６の数は限定されず、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。
【００２６】
上述したとおり、本実施形態において、脳波測定用電極１０は、複数の櫛歯１６を含む櫛歯列１７を有する櫛形母材１２と、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に形成された構造体とから構成されている。櫛形母材１２は弾性体からなり、構造体は複数のナノ炭素材料からなる。櫛形母材１２および構造体は、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１０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、ＣＮＴを含む分散液を作製し、当該分散液を用いて、櫛形母材１２における、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面（以下、所定の一側面とも称する）に構造体を形成することにより製造することができる。
【００２８】
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、硝酸と硫酸との１：１混合溶媒を用いることができる。混合溶媒にＣＮＴを加えた後、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、乾燥させて粉状のＣＮＴを得る。
【００２９】
上記のようにして前処理が終わった粉状のＣＮＴを、例えば０．０１ｗｔ％の濃度となるように溶媒に加え、超音波を照射してＣＮＴを分散させ、分散液を得る。溶媒としては、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。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。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、より強固な接着が得られる一方で、ＣＮＴ本来の導電性を阻害するおそれがある。より高い導電性を確保するためには、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、櫛形母材１２へ固定させた方が好ましいといえる。
【００３０】
次いで、弾性体からなる櫛形母材１２を上記分散液に浸漬する。弾性体からなる櫛形母材１２としては、例えば、市販の樹脂製の櫛を所定の寸法に切断したものを用いることができる。
【００３１】
櫛形母材１２を浸漬する分散液に接着剤等の添加剤が含有されていない場合には、ＣＮＴは、櫛形母材１２との間に作用するファンデルワールス力により、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面にＣＮＴのネットワーク構造を有する構造体を形成し、さらに櫛形母材１２の所定の一側面に直接付着する。櫛形母材１２が浸漬される分散液に接着剤等の添加剤が含有されている場合は、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る。この場合、ＣＮＴは、より強力に櫛形母材１２の所定の一側面へ付着することになる。
【００３２】
分散液への浸漬に先立って、櫛形母材１２の表面の所定の領域に前処理を施した場合には、櫛形母材１２の所定の一側面に優先的に、ＣＮＴを付着させることができる。例えば、櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に表面処理を施して、この一側面へのＣＮＴの付着を促進することができる。
【００３３】
ＣＮＴを表面に付着させた後、櫛形母材１２を分散液から引き上げて、乾燥させることにより、櫛形母材１２の表面に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、櫛形母材１２における、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に形成される。浸漬および乾燥の工程を繰り返すことによって、所望の厚さの構造体を得ることができる。
【００３４】
上記のように櫛形母材１２を分散液に浸漬すると、ＣＮＴは、櫛形母材１２における、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に直接付着して、構造体を形成する。したがって、櫛形母材１２の所定の一側面に構造体が形成された脳波測定用電極１０を、容易に形成することができる。
【００３５】
本実施形態の脳波測定用電極１０は、頭皮接触面１８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。
【００３６】
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が一列に突設して、櫛歯列１７が形成されている。櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面が、頭皮接触面１８となる。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。
【００３７】
脳波測定用電極１０の頭皮接触面１８は、複数のＣＮＴを含む構造体が形成された一側面であり、表面に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。これによって、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ので、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。
【００３８】
しかも、複数の櫛歯１６を含む櫛形母材１２は弾性体からなり、柔軟性、クッション性を有している。櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面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。
【００３９】
本実施形態の場合、構造体は、櫛形母材１２の表面に露出して、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。これによって、脳波測定用電極１０における構造体は、ＣＮＴ由来の機能である導電性を発揮することができる。複数のＣＮＴが、接着剤等が介在しない状態で、互いに直接接続されて、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、ＣＮＴ本来の導電性が損なわれることがない。このため、脳波測定用電極１０としては、より好ましいものとなる。
【００４０】
構造体は、櫛形母材１２における、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に形成される。このように構造体が形成されることによって、導電パスは櫛形母材１２の表面に露出して形成されることとなる。櫛形母材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。
【００４１】
構造体は、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、櫛形母材１２に固定されている。ＣＮＴによる構造体の形成、および櫛形母材１２への構造体の固定には、接着剤等が用いられていないので、導電性の良さに加えて櫛形母材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。構造体が櫛形母材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。
【００４２】
なお、本実施形態に係る脳波測定用電極１０は、弾性体からなる櫛形母材１２と、櫛形母材１２の所定の一側面のナノ炭素材料からなる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可能となる。
【００４３】
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。弾性体からなる櫛形母材１２として市販の樹脂製の櫛を適切な寸法に切断して用いる場合には、脳波測定用電極１０の量産性に優れ、製造コストを削減することも可能となる。
【００４４】
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。
【００４５】
櫛形母材１２としては、柔軟性、クッション性を有する任意の弾性体を用いて成形された成形体を用いてもよい。この場合には、例えば、他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、例えば射出成形法により、任意の寸法、任意の形状の櫛形母材１２を作製することができる。
【００４６】
他の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）、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。
【００４７】
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）、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。
【００４８】
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。
【００４９】
櫛形母材１２における支持部１４および複数の櫛歯１６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。
【００５０】
さらに櫛形母材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。要は一列に突設した複数の櫛歯１６を形成できるとともに弾性を示し、所定の一側面に構造体を形成できる材料であれば、上記材料に限定することなく好適に使用可能である。
【００５１】
特に櫛形母材１２として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くなる。この場合、接着剤を使わなくても櫛形母材１２における、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に、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、同時に櫛形母材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。
【００５２】
櫛形母材１２から一列に突設する複数の櫛歯１６は、必ずしも長さ方向の途中から頭皮接触面１８とは逆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。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。
【００５３】
櫛形母材１２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。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。
【００５４】
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、櫛形母材１２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、支持部１４の表面に構造体が形成されていない場合には、導線によって頭皮接触面１８との導通を確保しつつ、この支持部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。
【００５５】
上記実施形態においては、櫛形母材１２における、少なくとも櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面にＣＮＴを直接固定することによって、櫛形母材１２にＣＮＴを固定して櫛形母材１２の表面に露出して構造体を形成したが、ＣＮＴは、繊維基材を介して櫛形母材１２に固定してもよい。繊維基材を介した櫛形母材１２へのＣＮＴの固定は、例えば図３に示すようなＣＮＴコーティング紙２０を、櫛形母材１２の所定の一側面に貼り付けることによって達成することができる。ＣＮＴコーティング紙２０は、繊維基材２２と、この繊維基材２２の表面にＣＮＴを付着させることにより形成された構造体２４とから構成される。
【００５６】
繊維基材２２としては、例えば、繊維密度の低い半紙や和紙、唐紙、編布、織布、および不織布などが挙げられる。繊維基材２２を構成している繊維の種類、寸法（直径、長さ、密度等）は、ＣＮＴコーティング紙２０が貼り付けられる櫛形母材１２の材質や大きさ等に応じて、適宜選択することができる。
【００５７】
ＣＮＴコーティング紙２０は、上述したようなＣＮＴを含む分散液中に繊維基材２２を浸漬し、乾燥させて作製することができる。浸漬および乾燥の工程を繰り返して、所定の厚さの構造体２４を繊維基材２２の表面に形成して、ＣＮＴコーティング紙２０が得られる。ＣＮＴコーティング紙２０の一表面を、櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に貼り付けることによって、導電性の頭皮接触面１８を有する脳波測定用電極１０を、より簡便に作製することが可能となる。
【００５８】
上述したとおり、脳波測定用電極１０においては、複数のＣＮＴを含む構造体によって櫛形母材１２に導電パスが形成される。こうした構造体による導電パスは、櫛形母材１２の表面に限らず、櫛形母材１２の内部に形成されていてもよい。この場合においても、構造体は、櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に形成されることになる。
【００５９】
櫛形母材１２の内部に導電パスを有する脳波測定用電極は、導電性の弾性体を所定の形状に成形して作製することができる。導電性の弾性体は、例えば、ベース材となる弾性体に、ナノ炭素材料としてのＣＮＴを配合して調製することができる。ベース材としては、すでに説明したような任意の弾性体を用いることができる。ＣＮＴの配合量（濃度）が弾性体の１〜１５ｗｔ％程度であれば、弾性体の弾性を損なうことなく脳波測定用電極に要求される導電パスを形成することができる。
【００６０】
１５ｗｔ％を超える濃度でＣＮＴが配合された場合には、ベース材としての弾性体本来の特性が損なわれるおそれがある。ＣＮＴの濃度は、弾性体の３ｗｔ％以上が好ましく、７ｗｔ％以上がより好ましく、１０ｗｔ％以上が最も好ましい。
【００６１】
例えば、弾性体とＣＮＴとを二軸押出機等で溶融混練して、混合原料が調製される。溶融混練の条件は、弾性体の種類等に応じて適宜選択することができる。溶融混練後の混合原料を、ペレタイザーを通過させることによってペレットを作製する。ペレットは、一般的な大きさで作製することができる。例えば、ペレットの直径は約２〜３ｍｍ程度であり、長さは約２〜３ｍｍ程度である。
【００６２】
得られたペレットを、射出成形機により所定の櫛形形状に成形して、脳波測定用電極が得られる。こうして作製された脳波測定用電極は、導電性の弾性体からなる櫛形母材ということができる。射出成形の条件は、弾性体の種類、目的とする櫛形母材の大きさ等に応じて適宜選択することができる。
【００６３】
導電性の弾性体からなる櫛形母材により構成された脳波測定用電極においては、構造体による導電パスが内部にも形成される。これによって、少なくとも櫛歯列に沿った複数の櫛歯の一側面を、導電性の頭皮接触面とすることができる。こうした脳波測定用電極もまた弾性体本来の弾性も備えていることから、上述と同様の効果が得られる。
【００６４】
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、櫛形母材１２の表面または内部にグラフェンを固定して構造体を形成して、導電性の頭皮接触面を、櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面側に設けることができる。
【００６５】
５．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。
【００６６】
［実施例１］
本実施例においては、ＣＮＴコーティング紙を櫛形母材に貼り付けて脳波測定用電極を作製し、その電気特性を調べる。ＣＮＴコーティング紙は、繊維基材と、この繊維基材の表面にＣＮＴを付着させることによって形成された構造体とから構成される。したがって、実施例１の脳波測定用電極は、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、櫛形母材の表面に露出している。
【００６７】
＜ＣＮＴ分散液の調製＞
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。混酸および超音波を用いて単離分散させたＣＮＴを取り出し、アンモニア水により中和し、純水で洗浄した。最後に、オーブンで乾燥させて粉状のＣＮＴを得た。
【００６８】
粉状のＣＮＴをＤＭＦに分散させて、ＣＮＴ分散液を調製した。分散液中におけるＣＮＴの濃度は０．０１ｗｔ％である。ここでは、接着剤を使用せずに超音波照射によってＣＮＴを分散させた。
【００６９】
＜ＣＮＴコーティング紙の作製＞
繊維基材として市販の半紙を所定の大きさに切断し、上記で調製したＣＮＴ分散液に浸漬してから乾燥させた。検査用端子間の距離を約１ｃｍとして乾燥後の半紙表面に押し当てて、抵抗値を測定した。測定された抵抗値が所定の値に達していない場合には、浸漬および乾燥を再度繰り返した後、同様に抵抗値を測定した。乾燥後の半紙表面の抵抗値が所定の値に達するまで、浸漬および乾燥を繰り返して、図３に示すようなＣＮＴコーティング紙２０を作製した。
【００７０】
得られたＣＮＴコーティング紙２０の表面のＳＥＭ写真を、図４に示す。図４Ａ（倍率：５０倍）では、繊維基材２２としての半紙を構成する繊維が互いに絡んでいるのが確認される。図４Ｂ（倍率：１００００倍）では、繊維基材２２の繊維表面に微細なＣＮＴが、複数付着しているのが確認できる。複数のＣＮＴは、互いに接続されたネットワーク構造からなる構造体２４を形成している。
【００７１】
本実施例においては、接着剤等の添加剤を使用していないことから、ＣＮＴ同士はファンデルワールス力により直接接しており、ＣＮＴ本来の高い導電性を維持することができる。また、ＣＮＴコーティング紙２０においては、添加剤によって繊維基材２２本来の柔軟性が損なわれることもない。ＣＮＴコーティング紙２０は、繊維基材２２としての半紙本来の柔らかさを維持しているので、櫛形母材１２における櫛歯１６の所定の一側面に貼り付けることができる。
【００７２】
＜脳波測定用電極の作製＞
櫛形母材１２として、市販のプラスチック製の櫛を、櫛歯数が５本となるように切断したものを準備した。
【００７３】
上記で作製したＣＮＴコーティング紙２０を櫛形母材１２における櫛歯列１７に沿った面に合わせて切断し、市販の両面テープで櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に貼り付けた。隣接する櫛歯１６間においては、はさみを用いてＣＮＴコーティング紙２０に切込みを入れて分離して、実施例１の脳波測定用電極１０を得た。
【００７４】
図５には、実施例１の脳波測定用電極１０の側面図を示す。脳波測定用電極１０においては、複数の櫛歯１６が支持部１４から突設して紙面に直交する方向に一列に並んで、櫛歯列１７を形成している。この櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面には、ＣＮＴコーティング紙２０が貼り付けられている。櫛歯列１７に沿った複数の櫛歯１６の一側面に貼り付けられたＣＮＴコーティング紙２０の表面は、頭皮接触面１８となる。
【００７５】
＜電極接触抵抗の測定＞
実施例１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。
【００７６】
具体的には、図６に示すように、導線３２が接続されたアクティブ電極２６を、端子押さえ２８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４０〜６０ｋΩであるのに対し、頭髪部での電極接触抵抗も同様に４０ｋΩ〜６０ｋΩであり、障害のある頭髪部においても低い電極接触抵抗となった。
【００７７】
比較のために、アクティブ電極２６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（比較例１）。額部については、４０〜６０ｋΩと実施例１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１はアクティブ電極２６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２６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。
【００７８】
実施例１の脳波測定用電極１０では、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１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。
【００７９】
［実施例２］
本実施例においては、導電性の櫛形母材からなる脳波測定用電極を作製して、その電気特性を調べる。導電性の櫛形母材は、ＣＮＴ混練品であり、ベース材となる弾性体にＣＮＴを混練した混合原料を櫛形形状に成形して得られる。したがって、実施例２の脳波測定用電極は、櫛形母材の表面に加えて内部にも、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を有する。
【００８０】
＜ＣＮＴ濃度と体積抵抗との関係＞
異なる濃度でＣＮＴを含有するＣＮＴ混練品の試料を作製し、ＣＮＴ濃度と体積抵抗との関係を調べた。試料の作製に当たっては、まず、ＣＮＴとベース材とを二軸押出機で溶融混練して、直径０．３ｃｍのＣＮＴ混練ストランドを作製した。ＣＮＴとしては、上述の実施例１と同様に、触媒として鉄を用いた一般的な熱ＣＶＤ法により得られたものを用いた。ＣＮＴは、混酸を用いた前処理を施してもよいが、前処理は必ずしも必要ではない。ベース材としては、ポリアミド系熱可塑性エラストマー（ペバックス２５３３、アルケマ（株）製）を用いた。ＣＮＴの濃度は、１．９ｗｔ％、３．３ｗｔ％、３．９ｗｔ％、および１１．６ｗｔ％の４種類とした。
【００８１】
得られたＣＮＴ混練ストランドは、長さ１０ｃｍに切断して試料とした。試料の両端を４端子プローブで挟み、ＬＣＲメータ（ＩＭ３５９０、日置電機（株）製）を用いて電気抵抗Ｒｓを測定した。各試料について、測定された電気抵抗Ｒｓ（Ω）、断面積Ａ（０．１５2πｃｍ2）、および長さＬ（１０ｃｍ）を用いて、下記数式（１）に基づいて体積抵抗ρ（Ω・ｃｍ）を算出した。
ρ＝（Ｒｓ・Ａ）／Ｌ          数式（１）
【００８２】
各ＣＮＴ濃度について、３個の試料の体積抵抗ρの平均値を求め、その結果を図７のグラフに示す。ＣＮＴ混練品の試料の体積抵抗ρは、ＣＮＴ濃度が増加すると減少している。体積抵抗ρが１００Ω・ｃｍ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。上述のＣＮＴとベース材としてのポリアミド系熱可塑性エラストマーとを用いて脳波測定用電極を作製する場合には、ＣＮＴ濃度は、７ｗｔ％以上であることが好ましく、１０ｗｔ％以上であることがより好ましいことが確認された。なお、適切なＣＮＴ濃度の範囲は、ＣＮＴやベース材の種類に応じて変わり得る。
【００８３】
＜脳波測定用電極の作製＞
上述と同様のＣＮＴとベース材とを用いて、上述と同様の手法によりＣＮＴ混練ストランドを作製した。ＣＮＴの濃度は、１２ｗｔ％とした。ＣＮＴ混練ストランドの直径は０．３ｃｍであった。得られたＣＮＴ混練ストランドは、ペレタイザーを通過させることによって、長さ約２ｍｍのＣＮＴ混練樹脂ペレットとした。ＣＮＴ混練樹脂ペレットを射出成形して、図１，図２に示したような櫛形形状に成形した。こうして、導電性の櫛形母材からなる実施例２の脳波測定用電極を３個作製した。
【００８４】
実施例２の脳波測定用電極は、ポリアミド系熱可塑性エラストマーをベース材としていることにより、柔軟性およびクッション性を有している。実施例２の脳波測定用電極は、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。
【００８５】
＜インピーダンスの測定＞
ＬＣＲメータを用いて、実施例２の脳波測定用電極のインピーダンスを測定した。具体的には、脳波測定用電極の両端を４端子プローブで挟み、１０Ｈｚにおけるインピーダンスを測定した。プローブ間の距離は３５ｍｍである。３個の試料についての測定値の平均値は、１７０Ωであった。脳波測定用電極は、インピーダンスが１０ＫΩ以下程度であることが好ましく、１ＫΩ以下程度であることがより好ましい。実施例２の脳波測定用電極は、脳波測定用電極として好適なインピーダンスを有している。
【００８６】
比較のために、導電ナイロンを用いて成形体を作製し、同様の手法でインピーダンスを測定した（比較例２）。導電ナイロンとしては、ポリアミド系熱可塑性エラストマーであるペバックス５５３３ ＳＮ ７０（アルケマ（株）製）を用い、射出成形により、実施例２の脳波測定用電極と同様の大きさおよび形状の成形体を３個作製した。比較例２の導電ナイロンの成形体は、インピーダンスの平均値が１００ｋΩであった。
【００８７】
実施例２の脳波測定用電極は、ベース材としての弾性体にＣＮＴが混練された導電性の櫛形母材からなるので、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、櫛形母材の表面に加えて内部にも形成されている。このような構造体が表面のみならず内部にも形成されている櫛形母材は、全体にわたって導電パスを有することから、導電性が優れている。
【００８８】
こうした導電性の櫛形母材からなる実施例２の脳波測定用電極を使用する際には、頭皮は導電パスに接する。実施例２の脳波測定電極は、実施例１の脳波測定用電極と同様、導電性ペーストを用いなくても、脳波測定用電極と被験者との間の導通が確保されるので、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、実施例２の脳波測定用電極は、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。
【００８９】
＜電極接触抵抗の測定＞
実施例２の脳波測定用電極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、実施例１と同様の手法により電極接触抵抗を測定した。実施例２の脳波測定用電極は、額部の電極接触抵抗が２０ｋΩであり、頭髪部での電極接触抵抗が５０〜１５０ｋΩであった。
【００９０】
比較のために、アクティブ電極２６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（比較例３）。額部については、２０ｋΩと実施例２の場合と同等の結果が得られた。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３はアクティブ電極２６のみであるので、頭髪が障害となって高くなってしまい、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。
【００９１】
さらに、前述の比較例２と同様の導電ナイロン成形体をアクティブ電極と組み合わせて、電極部品を作製した（比較例４）。比較例４の電極接触抵抗を、前述と同様にして額部および頭髪部について測定したところ、額部および頭髪部の電極接触抵抗は、いずれもアクティブ電極のみの比較例３と同程度であった。
【００９２】
導電ナイロン成形体のインピーダンスは、ＣＮＴ混練品からなる実施例２の脳波測定用電極より３桁程度大きいことが確認されている（比較例２）。導電ナイロン成形体は、十分な導電性を確保することができない。このため、導電ナイロン成形体とアクティブ電極とを組み合わせても、アクティブ電極のみの場合と同様、脳波を正確に測定することは極めて困難である。
【００９３】
実施例２の脳波測定用電極は、ベース材としての弾性体にＣＮＴが混練されているので、表面に加えて内部においても、十分な導電性を確保することができる。こうした実施例２の脳波測定用電極を用いた電極部品は、頭髪部においても従来より低い抵抗値を得ることができ、より高い精度で脳波を測定することが可能となった。しかも、実施例２の脳波測定用電極は、柔軟性およびクッション性を備えているので、被験者の負担を軽減するという効果も得られる。
【符号の説明】
【００９４】
１０      脳波測定用電極
１２      櫛形母材
１４      支持部
１４ａ    基端
１６      櫛歯
１６ａ    基端
１６ｂ    先端
１７      櫛歯列
１８      頭皮接触面
【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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