(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】弾性体からなる母材１２と、前記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、前記母材１２は、支持部１４と、前記支持部１４の一表面に突出形成され弾性変形可能な傾動部１６とを含み、前記傾動部１６の表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母材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、支持部と、前記支持部の一表面に突出形成され弾性変形可能な傾動部とを含み、前記傾動部の表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】
前記傾動部は、複数本が円周上に設けら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】
前記傾動部は、前記先端に球状部を有す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、前記傾動部の前記表面に固定されることによって、前記母材に固定され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】
前記母材は、前記複数のナノ炭素材料を含む導電性の母材であり、前記構造体は、前記母材の内部に形成されていることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項記載の脳波測定用電極。
【請求項６】
前記導電性の母材は、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、弾性体からなる母材と、前記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、前記母材は、支持部と、前記支持部の一表面に突出形成され弾性変形可能な傾動部とを含み、前記傾動部の表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、弾性体からなる母材を含み、この母材における傾動部の先端の表面が被験者の頭皮に接触する。支持部を押圧して傾動部を頭皮に押し付けることによって、傾動部は弾性変形する。傾動部は、側面で頭皮と接触しつつ弾性的に傾動することで頭髪を掻き分ける。このように、傾動部の側面は頭髪を避けて頭皮に接触することができる。
【００１４】
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、傾動部の表面に形成されている。構造体が形成された傾動部の表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。
【００１５】
しかも、傾動部は頭皮に沿って弾性変形し、弾性変形した傾動部の側面が頭皮に接触することから、被験者の負担をより軽減できるのに加えて頭皮との接触面積が増大する。十分な接触面積を確保することが可能となるので、よりいっそう高い感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構成を示す斜視図である。
【図２】図１に示した脳波測定用電極の上面図である。
【図３】図２に示した脳波測定用電極のＸ矢視図である。
【図４】本実施形態に係る脳波測定用電極の使用時の状態を説明する図であり、図４Ａは押圧前の状態、図４Ｂは押圧後の状態を示す図である。
【図５】従来のマルチピン型ドライ電極の使用時の状態を説明する図であり、図５Ａは押圧前の状態、図５Ｂは押圧後の状態を示す図である。
【図６】変形例（１）の脳波測定用電極の構成を示す斜視図である。
【図７】変形例（２）の脳波測定用電極の構成を示す斜視図である。
【図８】ＣＮＴ濃度と体積抵抗との関係を示すグラフ図である。
【図９】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、この支持部１４の一表面に突出形成された傾動部１６とを含む弾性体からなる母材１２を備える。傾動部１６の表面には、図示しない構造体が形成されている。本実施形態においては、構造体は、母材１２における傾動部１６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、傾動部１６の表面は導電性である。構造体によって、母材１２に導電パスが形成される。なお、傾動部１６とは反対側になる支持部１４の他表面には、使用時に脳波測定用電極１０をヘッドキャップ等に取り付けるための接続用突起１８が形成されている。
【００１９】
構造体は、少なくとも、母材１２における傾動部１６の表面に形成されている。支持部１４の表面、接続用突起１８の表面といった母材１２の残りの表面にも構造体が形成されている場合には、これによって傾動部１６との導通を確保することができる。
【００２０】
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（ＴＰＵ）等が挙げられる。母材１２においては、支持部１４は円形であり、支持部１４に設けられた接続用突起１８も円形である。
【００２１】
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。図２の上面図を参照すると、例えば、母材１２の全長Ｌ０は１５〜３５ｍｍ程度、支持部１４の他表面から傾動部１６の先端１７までの長さＬ１は、１０〜３０ｍｍ程度とすることができる。支持部１４の直径Ｄ０は８〜２０ｍｍ程度、接続用突起１８の直径Ｄ１は３〜１０ｍｍ程度とすることができる。
【００２２】
支持部１４の一表面に突出形成された傾動部１６は、特定の方向に傾動するように構成されている。傾動部１６は、一定の方向に傾斜して設けられているので、押圧されることにより特定方向に傾動することができる。本実施形態の場合には、図２に示すように、傾動部１６は、長さ方向の途中から支持部１４の外側に向けて放射状に傾斜している。
【００２３】
傾動部１６は、弾性体で形成されているので、弾性的に傾動する。傾動部１６が弾性変形する前には、傾動部１６の先端１７の表面（端面）のみが頭皮に接触する頭皮接触面となる。傾動部１６は、頭皮に沿って弾性的に傾動することにより、傾動部１６の側面も頭皮に接触することができる。本実施形態では、傾動部１６は円柱形状であり、支持部１４と同じ材料によって一体に形成されている。図２に示すように、傾動部１６は、外側に傾斜している部分の直径が先端１７に向けて減少していることが好ましく、傾動部１６の先端１７は、丸みを帯びていることが好ましい。
【００２４】
支持部１４の一表面に突出形成される傾動部１６の本数は、特に限定されないが、傾動部１６の本数が多いほど、頭皮接触面を大きくすることができる。複数本の傾動部１６は、弾性的に傾動した際に互いに干渉しないように、円周上に設けられていることが好ましい。傾動部１６の長さや直径は特に限定されない。傾動部１６が頭皮に接触して押圧された際、頭皮に沿って弾性変形することによって脳波測定に必要な頭皮接触面が確保できるように、傾動部１６の長さや直径は、適宜設定すればよい。傾動部１６における傾斜の角度、先端１７に向けた直径の減少の程度などは、母材１２の材質や傾動部１６の長さ等を考慮して、適宜設定することができる。
【００２５】
本実施形態においては、４本の傾動部１６が支持部１４の一表面に突出形成されている。図２を参照して説明したとおり、傾動部１６は長さ方向の途中から外側に向けて放射状に傾斜しているので、図３に示すように、それぞれの傾動部１６の先端１７は支持部１４の外縁よりも外側に位置している。
【００２６】
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、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、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、母材１２の内部ではなく表面に形成されることになる。
【００２７】
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、母材１２における傾動部１６の表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、母材１２における傾動部１６の表面へ固定してもよい。いずれの場合も、ＣＮＴは、母材１２における傾動部１６の表面へ直接付着することとなる。
【００２８】
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、こうした構造体が母材１２に形成された脳波測定用電極１０においては、ＣＮＴ本来の高い導電性が十分に発揮される。
【００２９】
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。
【００３０】
上述したとおり、本実施形態においては、脳波測定用電極１０は、傾動部１６を有する母材１２と、少なくとも傾動部１６の表面に形成された構造体とから構成されている。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。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。
【００３１】
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における、少なくとも傾動部１６の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。
【００３２】
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。
【００３３】
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、母材１２へ固定させた方が好ましいといえる。
【００３４】
次いで、弾性体からなる母材１２を上記分散液に浸漬する。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、母材１２との間に作用するファンデルワールス力により、傾動部１６の表面にＣＮＴのネットワーク構造を有する構造体を形成し、さらに傾動部１６の表面に直接付着する。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。この場合には、ＣＮＴは、より強力に傾動部１６の表面へ付着することになる。
【００３５】
分散液への浸漬に先立って、母材１２の表面の所定の領域に前処理を施した場合には、母材１２における傾動部１６の表面に優先的に、ＣＮＴを付着させることができる。例えば、母材１２における傾動部１６の表面に表面処理を施して、ＣＮＴの付着を促進させることができる。
【００３６】
ＣＮＴを表面に付着させた後、母材１２を分散液から引き上げて、乾燥させることにより、母材１２における傾動部１６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、母材１２における傾動部１６の表面に形成される。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。
【００３７】
上記のように母材１２を分散液に浸漬すると、ＣＮＴは、母材１２における少なくとも傾動部１６の表面に直接付着して、構造体を形成する。したがって、母材１２における傾動部１６の表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。
【００３８】
本実施形態の脳波測定用電極１０は、傾動部１６の先端１７が頭皮に接触するように、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。
【００３９】
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の一表面に傾動部１６が突出形成されている。傾動部１６は弾性変形可能であり、この傾動部１６の表面が頭皮接触面となる。脳波測定用電極１０を使用する際には、図４Ａに示すように、傾動部１６の先端１７を頭皮２０に接触させる。傾動部１６が支持部１４に押圧されていない場合には、傾動部１６の先端１７の表面（端面）が頭皮接触面２４となる。
【００４０】
図４Ｂに示すように、脳波測定用電極１０の支持部１４に矢印Ａ方向の力を加えると、傾動部１６は支持部１４に押圧されて弾性的に傾動する。傾動部１６は、長さ方向の途中から外側に向けて傾斜しているので、押圧されると先端１７が矢印Ｂ方向に広がる。先端１７が広がることによって、傾動部１６は頭皮に沿って弾性変形して、図示しない頭髪を掻き分けることができる。本実施形態においては、傾動部１６は、長さの途中から外側に向けて放射状に傾動することで、傾動部１６の側面の内側の部分が頭皮接触面２４となる。これによって、傾動部１６が押圧される前（図４Ａ）よりも広い面積で頭皮に接触することができる。
【００４１】
このように本実施形態の脳波測定用電極１０は、傾動部１６の端面に加えて側面も頭皮接触面となる。傾動部１６の表面は、複数のＣＮＴを含む構造体からなる導電パスが形成されていることから、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ととなる。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。
【００４２】
しかも、傾動部１６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。傾動部１６は、押圧により弾性的に傾動するので、傾動部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。
【００４３】
これに対して、図５Ａに示すような従来のマルチピン型ドライ電極１１０は、支持部１１４に硬質な金属製のマルチピン１１６が設けられている。マルチピン型ドライ電極１１０においては、マルチピン１１６の端面が、頭皮２０に接触する頭皮接触面１２４となる。マルチピン１１６は硬質な金属製であるので、図５Ｂに示すように、支持部１１４に矢印Ａ方向の力を加えて押圧しても弾性変形することはない。マルチピン型ドライ電極１１０は、押圧されたところで、頭皮接触面１２４はマルチピン１１６の端面のままである。しかも、硬質な金属製のマルチピン１１６が頭皮２０に押し付けられることによって、被験者は痛みを感じてしまう。
【００４４】
本実施形態の脳波測定用電極１０は、傾動部１６を有する弾性体からなる母材１２を備えたことにより、従来のマルチピン型ドライ電極１１０の不都合を回避することが可能となった。
【００４５】
さらに、構造体は、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。
【００４６】
構造体は、母材１２における少なくとも傾動部１６の表面に形成される。このように構造体が形成されることによって、導電パスは母材１２の表面に露出して形成されることとなる。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。
【００４７】
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、母材１２に固定されている。ＣＮＴによる構造体の形成、および母材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。
【００４８】
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における傾動部１６の表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。
【００４９】
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。弾性体からなる母材１２は、支持部１４と傾動部１６とを一体成形することができる。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。
【００５０】
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。
【００５１】
上記実施形態では、母材１２を熱可塑性エラストマーとしてのウレタン系熱可塑性エラストマー（ＴＰＵ）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、他の熱可塑性エラストマー、樹脂、ゴム等で母材１２を形成することとしてもよい。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
母材１２における支持部１４および傾動部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。
【００５６】
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。要は支持部１４の一表面に傾動部１６を突出形成できるとともに弾性を示し、傾動部１６の表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、母材１２に好適に使用可能である。
【００５７】
特に母材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母材１２における傾動部１６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、上述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。
【００５８】
母材１２の一表面に突出形成された傾動部１６についても、種々変更することができる。例えば、図６における脳波測定用電極１０Ａに示すように、傾動部１６Ａの先端に球状部２８を設けることができる（変形例（１））。先端の球状部２８は、被験者の痛みを和らげるのに加えて、傾動部１６Ａの弾性的な傾動を促進することができる。
【００５９】
球状部２８を有することによって、脳波測定用電極１０Ａの母材１２Ａは、傾動部１６Ａの先端の表面積が大きくなる。脳波測定用電極１０Ａにおいては、傾動部１６Ａの側面に加えて、先端の球状部２８の表面にも導電性の構造体が形成される。脳波測定用電極１０Ａは、先端に球状部２８を有しない場合と比較して、より広い領域に導電性の構造体が形成されるので、傾動部１６Ａが弾性的に傾動した際に頭皮接触面として利用できる領域が拡大する点で有利である。
【００６０】
また、傾動部は、長さ方向の途中から、支持部１４の内側に向けて傾斜していてもよい。例えば、図７における脳波測定用電極１０Ｂに示すように、傾動部１６Ｂは、長さ方向の途中から、支持部１４の中心軸に向けて傾斜していてもよい（変形例（２））。脳波測定用電極１０Ｂが使用される際には、傾動部１６Ｂは、支持部１４に押圧されることにより弾性変形して内側に向けて傾動する。この場合には、傾動部１６Ｂの側面の外側の部分が頭皮に接触することになる。脳波測定用電極１０Ｂは、傾動部１６Ｂの側面の外側の部分が頭皮接触面となる以外は変形例（１）と同様であり、変形例（１）と同様の効果が得られる。さらに、脳波測定用電極１０Ｂにおいて傾動部１６Ｂの先端の球状部２８を省いた構成としてもよい。
【００６１】
複数の傾動部１６は、互いに干渉せずに弾性的に傾動し、それぞれの傾動部１６の側面が頭皮に接触することができれば、任意の配置で支持部１４の一表面に設けることができる。円周上に配置された複数の傾動部１６の一部が、異なる方向に傾動するように構成してもよい。例えば、円周上に配置された複数の傾動部１６の傾動の方向が、交互に外側および内側になるように、複数の傾動部１６を支持部１４の一表面に突出形成することができる。
【００６２】
円周上に配置された複数の傾動部１６は、一定方向（例えば時計回り）に隣接する傾動部１６に向けて傾動するように、長さ方向の途中から傾斜させてもよい。
【００６３】
さらに、傾動部１６は、支持部１４の一表面に２つの同心円の円周上に設けてもよい。これによって、頭皮接触面を増やすことができる。この場合においても、内側の円周上の傾動部１６と外側の円周上の傾動部１６とが、互いに干渉せずに弾性的に傾動し、それぞれの傾動部１６の側面が頭皮に接触することができれば、任意の構成とすることができる。内側の円周上の傾動部１６と、外側の円周上の傾動部１６とは、いずれも同じ方向（内側または外側）に傾動するように構成することができる。
【００６４】
あるいは、内側の円周上の傾動部１６は、外側の円周上の傾動部１６とは、異なる方向に傾動するように構成してもよい。例えば、内側の円周上の傾動部１６は、内側に向けて傾動するように構成し、外側の円周上の傾動部１６は外側に向けて傾動するように構成することができる。これとは逆に、内側の円周上の傾動部１６は外側に向けて傾動するように構成し、外側の円周上の傾動部１６は内側に向けて傾動するように構成してもよい。
【００６５】
母材１２における支持部１４は、円形である必要はなく、四角形のような多角形としてもよい。例えば四角形の支持部を用いる場合には、４本の傾動部を、一表面の四隅に設けることができる。４本の傾動部は、それぞれ隣接する傾動部に向けて一定方向（例えば時計回り）に傾動するように構成してもよい。傾動部を押圧でき、それによって傾動部が、互いに干渉せずに弾性的に傾動し、傾動部の側面が頭皮に接触できる限り、支持部および傾動部は任意の形状とすることが可能である。
【００６６】
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、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、導線によって傾動部１６の表面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。
【００６７】
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、母材１２の表面に限らず、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、傾動部１６の表面に形成されることになる。
【００６８】
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。
【００６９】
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。
【００７０】
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。
【００７１】
得られたペレットを、射出成形機により所定の形状に成形して、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、目的とする母材の大きさ等に応じて適宜選択することができる。
【００７２】
導電性の弾性体からなる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、傾動部の表面を、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。
【００７３】
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、傾動部１６の表面に設けることができる。
【００７４】
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。
【００７５】
本実施例においては、導電性の母材からなる脳波測定用電極を作製し、その電気特性を調べる。導電性の母材は、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所定の形状に成形して得られる。したがって、本実施例の脳波測定用電極は、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。
【００７６】
＜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。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。
【００７７】
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。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。
【００７８】
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）
【００７９】
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８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。
【００８０】
＜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１〜３に示したような支持部と傾動部とを有する形状に成形した。こうして、導電性の母材からなる本実施例の脳波測定用電極を３個作製した。
【００８１】
本実施例の脳波測定用電極は、ナイロン系樹脂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。本実施例の脳波測定用電極は、支持部１４の一表面に傾動部１６が突出形成された母材１２である。母材１２の全長Ｌ０が２３．５ｍｍ、支持部１４の他表面から傾動部１６の先端までの長さＬ１が２０ｍｍ、支持部１４の直径Ｄ０および接続用突起１８の直径Ｄ１が、それぞれ１０ｍｍおよび５ｍｍであった。
【００８２】
＜インピーダンスの測定＞
ＬＣＲメータを用いて、実施例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２０ｍｍである。３個の試料についての測定値の平均値は、４６８Ω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。
【００８３】
比較例として、導電ナイロンを用いた成形体（比較例１）、および導電ウレタンを用いた成形体（比較例２）を作製し、同様の手法でインピーダンスを測定した。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、導電ウレタンとしては、導電性ウレタン系熱可塑性エラストマー（東ソー（株）製）を用いた。こうした導電性樹脂を用い、射出成形により、実施例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１の導電ナイロンの成形体は、インピーダンスの平均値が２５３ｋΩであり、比較例２の導電ウレタンの成形体は、インピーダンスの平均値が３４ｋΩであった。
【００８４】
実施例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、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。
【００８５】
こうした導電性の母材からなる実施例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。実施例の脳波測定電極は、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。
【００８６】
＜電極接触抵抗の測定＞
実施例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。
【００８７】
具体的には、図９に示すように、導線３２が接続されたアクティブ電極２６を、クリップ２８を用いて脳波測定用電極１０の接続用突起１８に取り付けて、測定用の電極部品３０を作製した。支持部１４から突出している傾動部１６の先端１７および側面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。その結果、額部の電極接触抵抗は２０ｋΩ、頭髪部での電極接触抵抗は、１００〜２００ｋΩであった。
【００８８】
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３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。
【００８９】
さらに、前述の比較例１と同様の導電ナイロン成形体をアクティブ電極に組み合わせた電極部品（比較例４）、および前述の比較例２と同様の導電ウレタン成形体をアクティブ電極に組み合わせた成形体（比較例５）を作製した。前述と同様にして額部および頭髪部について、比較例４，５の電極接触抵抗を測定したところ、額部および頭髪部のいずれの電極接触抵抗も、アクティブ電極のみの比較例３と同程度であった。
【００９０】
導電ナイロン成形体および導電ウレタン成形体のインピーダンスは、ＣＮＴ混練品からなる実施例の脳波測定用電極より著しく大きいことが確認されている（比較例１，２）。導電ナイロン成形体および導電ウレタン成形体は、いずれも十分な導電性を確保することができないため、アクティブ電極と組み合わせたところで、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。
【００９１】
実施例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】
【００９２】
１０    脳波測定用電極
１２    母材
１４    支持部
１６    傾動部
【図１】
2017074370.tif 000003
【図２】
2017074370.tif 000004
【図３】
2017074370.tif 000005
【図４】
2017074370.tif 000006
【図５】
2017074370.tif 000007
【図６】
2017074370.tif 000008
【図７】
2017074370.tif 000009
【図８】
2017074370.tif 000010
【図９】
2017074370.tif 000011