JP6675535B2 - Brain activity detection system, method for analyzing brain activity using brain activity detection system, method for evaluating individual characteristics and method for evaluating individual appearance using such method for analyzing brain activity - Google Patents

Description

本発明は所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動を評価するための脳活動検出システム、脳活動検出システムを使用した脳活動の解析方法、そのような脳活動の解析方法による個人特性の評価方法及び個人の見え方の評価方法に関するものである。   The present invention relates to a brain activity detection system for evaluating brain activity induced by a predetermined external or internal stimulus, a brain activity analysis method using the brain activity detection system, and a brain activity analysis method. The present invention relates to a method for evaluating individual characteristics and a method for evaluating the appearance of an individual.

従来、脳活動の計測、計測された脳からの情報の利用は、研究機関の研究室や医療の現場において専門の教育を受けた研究者や技師等の専門の技術者等により行われてきたが、近年、脳から得られる情報を産業的に活用することが求められるようになっている。その場合に課題になるのは、産業的に成り立つコストの装置で、専門の技術者等でなくても、測定目的とする脳活動を簡単な手順・操作で正しく計測し、その結果の解釈が専門の技術者等でなくてもできるようにすることである。そのため、測定目的とする脳活動を、簡易な装置構成で、簡単かつ確実に計測・解析することのできる脳活動検出システムと脳活動の解析方法が求められている。
脳活動を計測する計測手法として、大型装置としては、ｆＭＲＩ（機能的磁気共鳴画像法：Functional magnetic resonance imaging）、ＰＥＴ（陽電子放射断層撮影：Positron Emission Tomography）、脳磁計（Magnetoencephalograph：ＭＥＧ）等がある。これらは分析力は高いものの磁気シールドルーム等の特殊な実験室環境を必要とし、装置価格、装置維持価格も高価である。
一方、中型〜小型装置としては、ｆＮＩＲＳ（機能的近赤外分光法：Functional near infrared spectroscopy）、脳波計（Electroencephalogram：ＥＥＧ）がある。これらは上記の大型装置ほどの分析はできないものの、通常の環境でも計測可能で携帯して持ち運ぶこともできるものもあり、量産化、小型化、簡易化も見込めることから産業的な応用が期待されている。中でも脳波を測定する脳波計は、脳の神経活動に伴う電流変化（電位差の変化）をミリ秒単位で計測できることから、感覚特性の記録に向いており、産業上の応用可能性が高い。産業上の応用を目的とした脳波計、脳波計測技術に関する提案を特許文献１〜２に挙げる。 Conventionally, the measurement of brain activity and the use of information from the measured brain have been performed by specialized engineers such as researchers and technicians who have received specialized education in laboratories of research institutions and medical sites. However, in recent years, it has been required to industrially utilize information obtained from the brain. In this case, the challenge is to use an industrially cost-effective device that can accurately measure the brain activity to be measured by simple procedures and operations, even if it is not a specialized engineer, and interpret the results. The goal is to enable even non-specialized engineers to do this. Therefore, there is a need for a brain activity detection system and a brain activity analysis method that can easily and reliably measure and analyze brain activity to be measured with a simple device configuration.
As a measuring method for measuring brain activity, fMRI (Functional Magnetic Resonance Imaging), PET (Positron Emission Tomography), MEG (Magnetoencephalograph: MEG), etc. are used as large-sized devices. is there. Although they have high analytical power, they require a special laboratory environment such as a magnetically shielded room, and are expensive in terms of equipment and equipment maintenance costs.
On the other hand, as medium to small devices, there are fNIRS (Functional near infrared spectroscopy) and EEG (Electroencephalogram: EEG). Although these cannot be analyzed as large as the above-mentioned large instruments, they can be measured in ordinary environments and can also be carried and carried.Therefore, mass production, miniaturization and simplification can be expected, and industrial applications are expected. ing. Above all, an electroencephalograph that measures electroencephalograms is suitable for recording sensory characteristics because it can measure current changes (changes in potential difference) due to brain nerve activity in milliseconds, and has high industrial applicability. Patent Documents 1 and 2 disclose proposals relating to an electroencephalograph and an electroencephalogram measurement technique for industrial applications.

特表２０１０−５３８７０１号公報JP 2010-538701 A 特開２０１３−１２２７１０号公報JP 2013-122710 A

特許文献１には、ユーザーの電気活動を記録する１つのセンサと基準電極を持つ脳波計測装置が開示されている。この脳波計測装置では、前頭前野からの電気活動をユーザーの額に装着した電極とユーザーの耳に装着した基準電極とで記録するようにしている。
また、特許文献２には、ユーザーの前頭葉に対応する第１の電極とユーザーの後頭葉に対応する第２の電極とユーザーの耳の下部に装着する基準電極の３つの電極を持つ脳波計測装置が開示されている。
脳波は時間に伴って変化する脳の自発的電気活動を頭皮上の電極から記録されたものである。２つの電極の電位差を記録することにより、同相信号（交流雑音）を低減し、位相信号（脳波）を検出する。この電位差は数十マイクロボルトの小さいものであるため、差動増幅器で数万倍に増幅して記録する必要がある。電位差を算出する際、電極を耳朶等に装着して基準電極とし、頭皮上の電極との電位差を記録するのが、基準電極導出、頭皮上の２つの電極間の電位差を記録するのが双極導出である。上記特許文献１及び特許文献２では基準電極導出となっている。
脳波は生きている限り絶え間なく自発的に出現している自発脳波と、光や音などの外的刺激もしくは刺激に対する注意等の内的刺激により誘発される誘発脳波がある。自発脳波は、睡眠のステージ判定やてんかんの発作に伴う突発波など診断等に用いられている。しかし、自発脳波の判読は訓練された専門家でないと難しいだけでなく、産業上の活用という観点では得られる情報が限られている。近年の研究で自発脳波の中にも有用な脳からの情報が含まれていることが報告されつつあるものの、通常、自発脳波の波形から何を意味するのかを判読することは難しい。そのため、脳波を産業上で利用していくためには、脳波を何らかの手段によって意味づけ、ラベル化することが必要になる。また、脳活動に伴う電流の変化を磁場の変化として計測する脳磁界（脳磁場）においても、計測した脳磁界を何らかの手段によって意味づけ、ラベル化することが必要である。
誘発脳波は、脳波を意味づけ、ラベル化して解釈するための有力な手段である。誘発脳波は自発脳波に比べて著しく小さく、自発脳波に重畳して記録されるため、記録した脳波波形そのものから誘発脳波を判読することは難しい。そこで、誘発脳波の記録では、誘発脳波と自発脳波が重畳している脳波波形から、誘発脳波を計算的に取り出すということが行われ、代表的方法として例えば加算平均法がある。加算平均法では、外的刺激又は内的刺激を何度も被験者に提示し、例えば刺激開始タイミングを脳波の記録と同期させて記録し、その刺激開始タイミングの前後ある一定区間の脳波波形を切り出し、ベースライン処理等を行ったのち、平均波形を算出する。このような平均化処理の結果、刺激開始タイミングと同期していない自発脳波は、平均化により消失し、刺激開始タイミングと同期する脳活動、すなわち誘発脳波が記録される。誘発脳磁界についても、誘発脳波と同様の手法で記録することが可能である。
誘発脳波（脳磁界）は、ある程度の数（数万個）の平行に並んだニューロンの電気的活動が一斉に起こった場合に記録できるとされている。ほぼ同じ位置に並んだ２つのニューロンで逆向きの電気的活動が起きた場合には、頭皮上の電極では相殺されて記録されない。頭皮上の電極で記録されるのは、逆向きとなる活動が電気的に相殺された上で、残された、ある方向を向いて平行に並んだある程度の数のニューロン集合の電気的活動である。頭皮上の電極で脳波として記録されるこの電気的活動は、等価電流双極子（equivalent current dipole）という概念でモデル化することでよく説明することができる。等価電流双極子は、複数の神経活動が集合的に形成した電場を最もよく説明（近似）する電流の流れを、電気的活動の発生する位置、電流の方向、電流の強さで説明するものである。これらは、ある方向を向いて平行に並んだある程度の数のニューロン集合の位置、方向、活動の大きさにそれぞれ対応する。ある脳活動を単一の等価電流双極子で説明するのが単信号源解析、複数の等価電流双極子で説明するのが多信号源解析である。
ところで、ある外的刺激又は内的刺激を与え、その刺激に対応する脳活動、つまり所定の刺激に対するターゲットとする脳活動を得た場合に、単一の脳活動であっても、個人により微妙に異なった脳活動の位置と電流方向で記録されることがある。これは、個人により脳の形状（左右半球の大きさの個人差）や、溝の向き（例えば視覚では鳥距溝の向き）が異なること等に由来する。ＭＲＩ（核磁気共鳴画像：magnetic resonance imaging）などを計測して脳の構造画像を得ることにより、脳の形状、溝の位置、溝の方向が分かれば、等価電流双極子をＭＲＩ画像に重ねることである程度の精度で計測された脳活動 についての個人差の解釈を行う事ができる。しかし、産業上の応用を目的とした簡易的装置での脳計測時には、被験者の脳の形状、溝の位置、溝の向きがどのようになっているかは、計測者からは分からない。計測目的とする脳活動部位に対して、本当に正しい位置に電極を配置できたかどうかは分からず、通常は、電極位置には、装着誤差が含まれてしまう。例えば、特許文献１の脳波計測装置では、前頭前野の活動を計測するためにユーザーの額に電極を装着して使われるが、電極の装着位置が計測対象である前頭前野の活動に対して正しい位置に装着されたかどうかは不明である。特許文献２でも、ユーザーの前頭葉に対応する第１の電極とユーザーの後頭葉に対応する第２の電極を装着するが、第１の電極が計測対象とする前頭葉の活動を記録するための正しい位置に、第２の電極が計測対象とする後頭葉の活動を記録するための正しい位置に装着されたかどうかは不明である。そのため、特許文献１〜２では、ある計測結果が得られたとしても、どの程度正しく計測された結果であるのかが不明であるという問題がある。
さらに、記録された脳活動は、重畳する僅かな背景脳活動により見かけ上異なった活動に計測されることもある。重畳する脳活動を解析するためには、通常、多数の電極で脳活動を記録し複数の脳活動に分離する多信号源解析等が有効であるが、簡易的な装置構成（少ない電極数）の脳波計で記録されたデータを多信号源解析等で解析することは困難である。例えば、特許文献１〜２の記載の脳波計測装置で記録した結果にはどの程度計測対象とする脳活動以外の活動が重畳した計測結果になっているのか不明である。
以上のように産業上の応用を目的とした簡易的な脳活動計測装置 には、装着時の電極の装着誤差による問題、重畳する脳活動による問題がある。どちらの問題も、本来計測目標とする脳活動の活動位置に対して頭皮上の電極が相対的にずれた位置になるため、頭皮上の電極で記録された脳波は、本来あるべき測定結果からずれることになる。産業上の応用を目的とする場合、ある計測結果が信頼性の高い計測結果なのか、誤差の多い計測結果なのかということが重要であるが、計測結果から計測値の信頼性に関する情報が取得できていない。産業的に成り立つコストの範囲内でどのような構成の装置で計測し、どのように解析するかという課題となるが、必要とされる解決手段は明確になっていない。また、産業上、脳活動を活用するためには、被験者個人の特性を算出することが重要になるが、簡易的な装置構成でどのようにして有用な被験者の個人特性を計測するのかという課題がある。
本発明はこのような従来技術の問題に着目してなされたものである。その目的は、所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動を評価し、また、その評価結果を使用して脳活動の解析し、かつ個人特性を評価し個人の見え方を評価することである。 Patent Literature 1 discloses an electroencephalogram measurement device having one sensor for recording a user's electric activity and a reference electrode. In this electroencephalogram measurement device, the electric activity from the prefrontal cortex is recorded by an electrode attached to the user's forehead and a reference electrode attached to the user's ear.
Patent Document 2 discloses an electroencephalogram measurement apparatus having three electrodes, a first electrode corresponding to the frontal lobe of the user, a second electrode corresponding to the occipital lobe of the user, and a reference electrode attached to the lower part of the user's ear. Is disclosed.
An electroencephalogram is a recording of spontaneous electrical activity of the brain, which changes with time, from electrodes on the scalp. By recording the potential difference between the two electrodes, the in-phase signal (AC noise) is reduced and the phase signal (brain wave) is detected. Since this potential difference is as small as tens of microvolts, it is necessary to amplify and record tens of thousands times with a differential amplifier. When calculating the potential difference, the electrode is attached to an earlobe or the like to serve as a reference electrode, and the potential difference between the electrode on the scalp is recorded, and the potential difference between the two electrodes on the scalp is recorded. Derivation. In Patent Document 1 and Patent Document 2, the reference electrode is derived.
EEGs include spontaneous EEGs that spontaneously appear spontaneously as long as they live, and EEGs evoked by external stimuli such as light and sound or internal stimuli such as attention to stimuli. Spontaneous electroencephalograms are used for diagnosis of sleep stages and sudden waves accompanying epileptic seizures. However, reading spontaneous electroencephalograms is not only difficult without a trained expert, but the information available is limited in terms of industrial application. Although recent studies have reported that spontaneous EEG also contains useful information from the brain, it is usually difficult to interpret what it means from the waveform of spontaneous EEG. Therefore, in order to use brain waves in industry, it is necessary to label the brain waves by some means and label them. Also, in a brain magnetic field (brain magnetic field) that measures a change in current due to brain activity as a change in magnetic field, it is necessary to label the measured brain magnetic field by some means and label it.
Evoked electroencephalograms are a powerful tool for defining, labeling and interpreting electroencephalograms. Evoked brain waves are significantly smaller than spontaneous electroencephalograms and are recorded by being superimposed on spontaneous electroencephalograms. Therefore, it is difficult to read the induced electroencephalogram from the recorded electroencephalogram waveform itself. Therefore, in the recording of the induced electroencephalogram, the induced electroencephalogram is calculated and extracted from the electroencephalogram in which the induced electroencephalogram and the spontaneous electroencephalogram are superimposed, and a typical method is, for example, an averaging method. In the averaging method, an external stimulus or an internal stimulus is presented to the subject many times, for example, the stimulus start timing is recorded in synchronization with the recording of the electroencephalogram, and an electroencephalogram waveform in a certain section before and after the stimulus start timing is cut out. After performing a baseline process or the like, an average waveform is calculated. As a result of such averaging processing, spontaneous brain waves that are not synchronized with the stimulus start timing disappear by averaging, and a brain activity synchronized with the stimulus start timing, that is, an induced brain wave is recorded. The induced brain magnetic field can be recorded in the same manner as the induced brain wave.
It is said that the evoked brain waves (brain magnetic field) can be recorded when a certain number (tens of thousands) of parallelly arranged electrical activities of neurons occur simultaneously. If electrical activity is reversed in two neurons that are aligned in almost the same position, the electrodes on the scalp cancel each other out and are not recorded. The electrodes on the scalp record the electrical activity of a certain number of parallel neurons in a certain direction, after the opposite activities have been canceled out electrically. is there. This electrical activity, recorded as electroencephalograms at the electrodes on the scalp, can be best explained by modeling it with the concept of an equivalent current dipole. The equivalent current dipole describes the current flow that best describes (approximates) the electric field formed by multiple neural activities in terms of the location where the electrical activity occurs, the direction of the current, and the intensity of the current. It is. These correspond to the positions, directions, and magnitudes of activities of a certain number of neuron groups arranged in parallel in a certain direction. A single signal source analysis describes a certain brain activity with a single equivalent current dipole, and a multiple signal source analysis describes a plurality of equivalent current dipoles.
By the way, when an external stimulus or an internal stimulus is given and a brain activity corresponding to the stimulus, that is, a target brain activity for a predetermined stimulus is obtained, even a single brain activity is more subtle to an individual. And different brain activity locations and current directions. This is due to the fact that the shape of the brain (individual difference in the size of the left and right hemispheres) and the direction of the groove (for example, the direction of the bird's rift in visual sense) differs depending on the individual. By obtaining the structural image of the brain by measuring MRI (magnetic resonance imaging) etc., if the shape of the brain, the position of the groove, and the direction of the groove are known, the equivalent current dipole is superimposed on the MRI image Thus, it is possible to interpret individual differences in brain activity measured with a certain degree of accuracy. However, at the time of brain measurement using a simple device for industrial applications, the measurer does not know what the shape of the subject's brain, the position of the groove, and the direction of the groove are. It is not known whether or not the electrode has been placed at the correct position with respect to the brain activity site to be measured. Usually, the electrode position includes a mounting error. For example, in the electroencephalogram measurement device of Patent Literature 1, an electrode is attached to the forehead of a user to measure the activity of the prefrontal cortex, and the position where the electrode is attached is correct for the activity of the prefrontal cortex to be measured. It is unknown if it was attached to the location. Also in Patent Document 2, the first electrode corresponding to the frontal lobe of the user and the second electrode corresponding to the occipital lobe of the user are mounted, but the first electrode is correct for recording the activity of the frontal lobe to be measured. It is not known whether the second electrode is mounted at the correct position for recording the activity of the occipital lobe to be measured. Therefore, Patent Literatures 1 and 2 have a problem that even if a certain measurement result is obtained, it is unclear to what extent the measurement result is correct.
In addition, the recorded brain activity may be measured as apparently different activity due to the superimposed slight background brain activity. In order to analyze the brain activity to be superimposed, multi-signal source analysis in which the brain activity is recorded with a large number of electrodes and separated into a plurality of brain activities is effective, but a simple device configuration (small number of electrodes) It is difficult to analyze the data recorded by the electroencephalograph by multi-signal source analysis or the like. For example, it is unclear to what extent the results recorded by the electroencephalogram measurement devices described in Patent Documents 1 and 2 are measurement results in which activities other than brain activity to be measured are superimposed.
As described above, a simple brain activity measuring device intended for industrial applications has a problem due to an electrode mounting error at the time of mounting and a problem due to overlapping brain activity. In both cases, the electrodes on the scalp are shifted relative to the activity position of the brain activity that is the target of the measurement. Will shift. For industrial applications, it is important to determine whether a certain measurement result is a reliable measurement result or a measurement result with many errors, but information about the reliability of the measurement value is obtained from the measurement result. Not done. The problem is how to measure and analyze the device with what kind of configuration within the range of industrially viable costs, but the required solution is not clear. In addition, in order to utilize brain activity in industry, it is important to calculate the characteristics of individual subjects, but the challenge is how to measure useful individual characteristics of subjects with a simple device configuration. There is.
The present invention has been made in view of such a problem of the related art. Its purpose is to evaluate brain activity induced by a given external or internal stimulus, analyze brain activity using the evaluation results, and evaluate individual characteristics to evaluate the appearance of the individual It is to be.

上記課題を解決するために第１の手段では、所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動を解析するための脳活動検出システムであって、複数の電極よりなる第１の電極群と、複数の電極よりなる第２の電極群の、少なくとも２つの電極群を備え、前記第１及び前記第２の電極群の少なくともいずれか一方は３以上の電極が直列に配置されている電極列よりなるようにした。
この構成は、解析対象とする所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動を複数の電極よりなる第１の電極群と、複数の電極よりなる第２の電極群の、少なくとも２つの電極群により記録し解析するものである。
本発明を説明するために、まず、脳波の特性について記載する。脳波は、２つの電極の電位差を記録するものである。脳波の計測結果は等価電流双極子による脳活動の位置と電流方向で良く説明することができる。仮に解析対象とする脳活動の位置と電流方向が正確に分かっているとすると、脳活動位置を通る電流方向の直線上に第１の電極と第２の電極を配置した場合にその電位差が大きく記録される。２つの電極は、脳活動位置を挟んで配置した場合に極性が反転し電位差は大きくなるが、頭皮上に当接させるという電極の特性上、必ずしも解析対象とする脳活動の位置を２つの電極で挟めるとは限らず、その場合には第１の電極を脳活動付近に、第２の電極をできるだけ遠くの位置に当接することにより大きな電位差として脳波を記録する。
ここで、仮に解析対象とする脳活動の位置と電流方向が正確に分かっている場合には、その計測は第１の電極と第２の電極による１つの電極ペアで行うことができる。しかしながら実際には、被験者によって脳の形状（左右半球の大きさの個人差）や、溝の向き（例えば視覚では鳥距溝の向き）が異なっている。脳活動検出システムの電極を被験者に当接する際には、その被験者における脳活動の位置が正確にどの位置になるのかが分からないため、解析対象とする脳活動は２つの電極では正確に計測することができない。また、計測した結果が正しいものであるかどうかは分からない。そこで、本発明では、解析対象とする脳活動を複数の電極よりなる第１の電極群と、複数の電極よりなる第２の電極群の、少なくとも２つの電極群により記録する構成としている。解析対象とする脳活動を２つの電極ではなく、２つの電極群で計測するようにすることで、解析対象とする脳活動の活動位置が正確に分からなくても、ある程度の位置精度で２つの電極群のいずれかの電極１つずつを、解析対象とする脳活動の位置に対してある程度の位置精度で頭皮上に当接することができる。これにより、解析対象とする脳活動の活動位置が正確に分からなくても、より正しい計測結果を得ることができるようになる。更に、本発明では、前記第１及び第２の電極群の少なくともいずれか一方の電極群は３以上の電極が直列に配置されている電極列よりなるようにしている。３以上の電極を直列に配置した電極列とすることにより、解析対象とする脳活動の位置に対して、電極群の中で最も近い距離の電極、中間の距離の電極、遠い距離の電極が生まれることとなるため、電極群（電極列）に対して脳活動の位置がどの辺りにあるのかが検出できるようになる。また、直列とすることにより方向性の検出も有利になる。 According to a first aspect of the present invention, there is provided a brain activity detection system for analyzing brain activity induced by a predetermined external stimulus or internal stimulus, wherein the first electrode includes a plurality of electrodes. A group and at least two electrode groups of a second electrode group composed of a plurality of electrodes are provided, and at least one of the first and second electrode groups has three or more electrodes arranged in series. It consisted of an electrode array.
According to this configuration, the brain activity induced by a predetermined external stimulus or internal stimulus to be analyzed is converted into at least two of a first electrode group including a plurality of electrodes and a second electrode group including a plurality of electrodes. This is to record and analyze with a group of electrodes.
In order to explain the present invention, first, the characteristics of brain waves will be described. EEG records the potential difference between two electrodes. The measurement result of the electroencephalogram can be well explained by the position and the current direction of the brain activity by the equivalent current dipole. Assuming that the position of the brain activity to be analyzed and the current direction are accurately known, the potential difference is large when the first electrode and the second electrode are arranged on a straight line in the current direction passing through the brain activity position. Be recorded. When the two electrodes are placed across the brain activity position, the polarity is reversed and the potential difference becomes large. However, due to the characteristics of the electrode that is brought into contact with the scalp, the position of the brain activity to be analyzed is not necessarily two electrodes. In such a case, the brain wave is recorded as a large potential difference by contacting the first electrode near the brain activity and the second electrode as far as possible.
Here, if the position of the brain activity to be analyzed and the current direction are accurately known, the measurement can be performed with one electrode pair including the first electrode and the second electrode. However, in practice, the shape of the brain (individual differences in the size of the left and right hemispheres) and the direction of the groove (for example, the direction of the bird's rifle visually) differ depending on the subject. When the electrodes of the brain activity detection system are brought into contact with the subject, the brain activity to be analyzed is accurately measured with two electrodes because it is not known exactly where the brain activity is in the subject. Can not do. Also, it is not known whether the measured result is correct. Therefore, in the present invention, the brain activity to be analyzed is recorded by at least two electrode groups of a first electrode group including a plurality of electrodes and a second electrode group including a plurality of electrodes. By measuring the brain activity to be analyzed with two electrode groups instead of two electrodes, even if the activity position of the brain activity to be analyzed is not precisely known, two Any one of the electrodes in the electrode group can be brought into contact with the position of the brain activity to be analyzed on the scalp with a certain degree of positional accuracy. As a result, even if the activity position of the brain activity to be analyzed is not accurately known, a more accurate measurement result can be obtained. Further, in the present invention, at least one of the first and second electrode groups is constituted by an electrode row in which three or more electrodes are arranged in series. By forming an electrode array in which three or more electrodes are arranged in series, the electrode at the closest distance, the electrode at the middle distance, and the electrode at a far distance in the electrode group are located at the position of the brain activity to be analyzed. Since it is born, it becomes possible to detect where the position of the brain activity is with respect to the electrode group (electrode row). In addition, the detection of the directionality is also advantageous by being connected in series.

ここに、「直列」とは、方向性を持って並んでいることを意味し、厳密に直線状でなくても、方向性を持っていれば直列に含める。また、一直線状の場合だけでなく頭部形状に沿って湾曲して配列される場合も含める。尚、２つの電極であれば単に隣接するだけであるが、電極の並びに方向性が生まれるためここでは直列の概念に含める。
ここに、「外的刺激」とは五感（視覚、聴覚、触覚、味覚、臭覚）を通じて感得できる刺激であればよく、これらは単独でも異なる五感のうちから２以上を複合的に与えるものであってもよい。視覚刺激としては、例えば、写真、動画、図形の形状変化や色・輝度・コントラストの変化を単独あるいは複合的に含む画像等が挙げられる。より具体的には、例えば空間周波数を変化させた刺激画像を被験者に目視させること等が挙げられる。刺激提示のタイミングは、記録する脳活動（脳波等） と同期を得ることが好ましく、モニター画面に画像等が提示されたタイミングを脳波計等のアンプ又は、脳波等の記録プログラムに入力するなどすることが好ましい。
ここに、「内的刺激」とは、刺激に対する注意や想起等の内的な刺激のことである。
ここに、「誘発される脳活動」とは、外的刺激又は内的刺激により生じる脳活動のことである。より具体的には誘発電位、定常状態誘発電位、誘発磁界、定常状態誘発磁界等であり、Ｐ３００、Ｎ４００、ＬＰＰ（後期陽性電位）等の事象関連電位（磁界）も含む。また、脳活動の大きさやリズム（周波数）の変化など、変化も誘発される脳活動に含まれる。ここで、電極の種類、構造は計測対象とする脳活動により選択することが可能である。電極として電位を計測する素子を選択した場合には脳波（脳電図）が記録でき、磁界を計測する素子を選択した場合には脳磁図が記録できる。脳波を記録するための電極には、接触抵抗を下げる必要があるパッシブ電極と、接触抵抗がある程度高くても計測可能なアクティブ電極等があり、導電性を得るために導電性のペーストを用いる方式と、生理食塩水などを含むゲルやフェルト、導電性高分子等を用いるペーストレス方式の場合等がある。本発明では、電極の種類については、装置構成に合わせて適宜選択することが可能である。
ここに、「解析」とは、計測された脳活動（脳波等）の波形を数値化して、所定の外的刺激又は内的刺激に対応する評価値を算出することである。また、脳活動の位置情報の推定、電流方向の推定等をしたりすることである。数値化は、刺激提示のタイミングから解析対象とする脳活動の生じる時間（潜時）や、脳活動の大きさ、周波数解析等により算出するパワー値や位相、複数の電極間で記録された波形の相関係数などにより算出されることが好ましい。 Here, "series" means that they are arranged with directionality, and even if they are not strictly linear, they are included in series if they have directionality. In addition, not only the case of being straight, but also the case of being arranged curved along the head shape is included. In the case of two electrodes, they are merely adjacent to each other. However, since the direction of the electrodes is generated, they are included in the concept of series here.
Here, the “external stimulus” may be any stimulus that can be sensed through the five senses (visual, auditory, tactile, taste, and odor). These stimuli alone or in combination give two or more of the different five senses. There may be. Examples of the visual stimulus include a photograph, a moving image, and an image containing a change in shape of a figure or a change in color, luminance, or contrast, alone or in combination. More specifically, for example, the stimulus image in which the spatial frequency is changed is visually observed by the subject. The stimulus presentation timing is preferably synchronized with the brain activity (eg, brain waves) to be recorded, and the timing at which an image or the like is presented on the monitor screen is input to an amplifier such as an electroencephalograph or a recording program for brain waves or the like. Is preferred.
Here, the “internal stimulus” is an internal stimulus such as attention or recall of the stimulus.
Here, "induced brain activity" refers to brain activity caused by an external stimulus or an internal stimulus. More specifically, they are evoked potentials, steady-state evoked potentials, evoked magnetic fields, steady-state evoked magnetic fields, and the like, and also include event-related potentials (magnetic fields) such as P300, N400, and LPP (late positive potential). Further, changes such as changes in the magnitude and rhythm (frequency) of the brain activity are also included in the induced brain activity. Here, the type and structure of the electrode can be selected according to the brain activity to be measured. When an element for measuring a potential is selected as an electrode, an electroencephalogram (electroencephalogram) can be recorded. When an element for measuring a magnetic field is selected, an electroencephalogram can be recorded. There are two types of electrodes for recording brain waves: passive electrodes that need to lower the contact resistance, and active electrodes that can measure even if the contact resistance is somewhat high.A method that uses a conductive paste to obtain conductivity And a pasteless method using a gel or felt containing physiological saline or the like, a conductive polymer, or the like. In the present invention, the type of the electrode can be appropriately selected according to the device configuration.
Here, “analysis” means to digitize the waveform of the measured brain activity (eg, brain waves) and calculate an evaluation value corresponding to a predetermined external stimulus or internal stimulus. Further, it is to estimate the position information of the brain activity, the current direction, and the like. Numericalization is the time (latency) of the brain activity to be analyzed from the timing of stimulus presentation, the magnitude of brain activity, the power value and phase calculated by frequency analysis, etc., and the waveform recorded between multiple electrodes It is preferable to calculate by the correlation coefficient or the like.

また、第２の手段として第１の手段に加え、前記第１の電極群と前記第２の電極群は、両群ともに３以上の電極が直列に配置された電極列よりなるようにした。
このような構成では、解析対象とする脳活動の位置と方向を、２つの直列に配置された電極列により記録できることとなり、解析対象とする脳活動の活動位置や電流方向が正確に分からなくても、より正しい計測結果を得ることができる脳活動検出システムとなる。
また、第３の手段として第１〜第２のいずれかの手段に加え、前記電極列の電極は、前記電極列の全長の中心位置において線対称となる位置に配置されているようにした。
このような構成では、電極列の電極が中心位置から線対称になっていることにより、解析対象とする脳活動の位置や方向のずれを解析しやすい脳活動検出システムとなる。この時、電極列の電極の中心位置は、標準的な被験者における解析対象とする脳活動の位置を通る電流方向の直線上に重なるように、計測対象の被験者の頭皮上に当接されることが好ましい。例えば実施の形態１や実施の形態２では電極列はこのように配置されている。
また、第４の手段として第３の手段に加え、前記電極列の全長の中心位置から同中心位置にはない最も近い電極までの距離をＳとした場合に、前記各電極は前記中心位置から前記Ｓ間隔で順に配置されているようにした。
このような構成では、電極列の各電極は前記中心位置から前記Ｓ間隔で順に配置されていることにより、解析対象とする脳活動の位置に対して、電極列の各電極の位置のずれが等しい確率で発生することとなり、解析対象とする脳活動の位置や方向のずれを解析しやすい脳活動検出システムとなる。例えば実施の形態１や実施の形態２では電極列はこのように配置されている。
また、第５の手段として第１〜第４のいずれかの手段に加え、前記電極列の電極間の距離は２〜４ｃｍであるようにした。
このような構成では、電極列が近接して配置されていることになるため、解析対象とする脳活動の僅かな位置のずれや変化、僅かな電流方向のずれや変化を解析することができる脳活動検出システムとなる。
また、第６の手段として第１〜第５のいずれかの手段に加え、前記電極列は、前記所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動の電流方向に交差するように配置されるようにした。
このような構成では、第１の電極群と第２の電極群とをそれぞれ離間させて電極先端が頭部に当接するように頭部の第１の位置と第２の位置に装着し、その際に第１の電極群の電極列を電流方向と交差するように配置して脳に所定の外的刺激を与え、脳活動として発現するその外的刺激又は内的刺激に応じた電流方向を解析することとなる。このようにすれば、電流方向と電極列が交差していることで、解析対象とする脳活動の電流方向のずれや変化をより鋭敏に解析することができる脳活動検出システムとなり、被験者固有の電流方向をより正確に推定することができる。
また、第７の手段として第１〜第６のいずれかの手段に加え、前記電極列は、前記所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動の電流方向に直交するように配置されるようにした。
このような構成では、電極群の電極列を解析対象とする脳活動の電流方向に直交に配置することで、電極列の各電極間で大きな変化が計測されるようになり、このようにすれば、電流方向と電極列が交差していることで、解析対象とする脳活動の電流方向のずれや変化を最も鋭敏に解析することができる脳活動検出システムとなる。
ここで、「直交方向」とは電極列を配置した際に直交と認められる方向であるため、上記のように電極列が直線状でなくともよいことから考えても厳密に９０度である必要はない。
また、第８の手段として第１〜第７のいずれかの手段に加え、前記第１の電極群と前記第２の電極群の中心は、被験者の頭部に沿って１５ｃｍ以上離間させて被験者に装着されるようにした。
このような構成では、第１の電極群と第２の電極群とで大きな脳活動の差 を計測できるようになるため、効率的に解析対象の脳活動を解析できる脳波検出システムとすることができる。ここで、一般的な大人の場合、鼻根点から後頭結節までの頭部に沿った距離は３６〜４０ｃｍ程度である。頭部に沿って１５ｃｍ以上離間させるということは、鼻根点から後頭結節までのおおよそ４０％程度離間させることを意味する。２つの電極群の中心は、あまりに離れていても解析対象とする脳活動以外が含まれやすくなってしまうため、鼻根点から後頭結節までのおおよそ４０〜６０％程度の距離、すなわち、１５ｃｍ〜２４ｃｍ程度離れていることが最も好ましい。
また、第９の手段として第１〜第８のいずれかの手段に加え、前記所定の外的刺激は視覚刺激であり、当該の視覚刺激の刺激開始時又は刺激提示時の時間を脳活動と同期して記録するようにした。
このような構成では、脳活動が視覚刺激により誘発され、その脳活動の解析をすることとなる。視覚刺激の刺激開始時又は視覚刺激時の時間を脳活動と同期して記録することにより、脳活動の時系列データの加算平均波形等を算出することができ、自発脳活動を低減し、誘発脳活動を取得することができる。そのため脳活動の意味づけ、ラベル化が容易になる。 In addition, as the second means, in addition to the first means, each of the first electrode group and the second electrode group comprises an electrode row in which three or more electrodes are arranged in series.
In such a configuration, the position and direction of the brain activity to be analyzed can be recorded by two electrode rows arranged in series, and the activity position and current direction of the brain activity to be analyzed cannot be accurately determined. This also becomes a brain activity detection system that can obtain more accurate measurement results.
Further, in addition to any one of the first and second means as the third means, the electrodes of the electrode row are arranged at positions that are line-symmetric with respect to the center position of the entire length of the electrode row.
In such a configuration, since the electrodes of the electrode array are axisymmetric from the center position, a brain activity detection system that can easily analyze the deviation of the position or direction of the brain activity to be analyzed is provided. At this time, the center position of the electrodes of the electrode array should be abutted on the scalp of the subject to be measured so that the center position of the electrodes in the standard subject overlaps the straight line in the current direction passing through the position of the brain activity to be analyzed in the standard subject Is preferred. For example, in Embodiments 1 and 2, the electrode rows are arranged in this manner.
Further, in addition to the third means as the fourth means, when the distance from the center position of the entire length of the electrode row to the nearest electrode not at the same center position is S, the electrodes are separated from the center position. They were arranged in order at the S interval.
In such a configuration, since the electrodes of the electrode row are arranged in order from the center position at the S interval, the position of each electrode of the electrode row is shifted from the position of the brain activity to be analyzed. Since they occur at equal probabilities, the brain activity detection system can easily analyze the deviation of the position and direction of the brain activity to be analyzed. For example, in Embodiments 1 and 2, the electrode rows are arranged in this manner.
Further, in addition to any one of the first to fourth means as a fifth means, the distance between the electrodes in the electrode row is set to 2 to 4 cm.
In such a configuration, since the electrode rows are arranged close to each other, it is possible to analyze a slight displacement or change in the brain activity to be analyzed and a slight displacement or change in the current direction. It becomes a brain activity detection system.
Further, in addition to any one of the first to fifth means as the sixth means, the electrode array is arranged so as to intersect with a current direction of brain activity induced by the predetermined external stimulus or internal stimulus. I was doing it.
In such a configuration, the first electrode group and the second electrode group are separated from each other, and are mounted at the first position and the second position of the head such that the electrode tips abut on the head. At this time, the electrode row of the first electrode group is arranged so as to intersect with the current direction to give a predetermined external stimulus to the brain, and the current direction according to the external stimulus or the internal stimulus expressed as brain activity is determined. It will be analyzed. In this way, since the current direction and the electrode array intersect, a brain activity detection system that can more sensitively analyze the shift or change in the current direction of the brain activity to be analyzed becomes a subject-specific The current direction can be estimated more accurately.
Further, in addition to any one of the first to sixth means as a seventh means, the electrode array is arranged so as to be orthogonal to a current direction of brain activity induced by the predetermined external stimulus or internal stimulus. I was doing it.
In such a configuration, by arranging the electrode array of the electrode group at right angles to the current direction of the brain activity to be analyzed, a large change is measured between the electrodes of the electrode array. For example, since the current direction intersects with the electrode array, the brain activity detection system can analyze the shift or change in the current direction of the brain activity to be analyzed most sharply.
Here, since the “orthogonal direction” is a direction that is recognized as being orthogonal when the electrode rows are arranged, it is strictly required to be 90 degrees because the electrode rows need not be linear as described above. There is no.
Further, in addition to any one of the first to seventh means as an eighth means, the center of the first electrode group and the center of the second electrode group are separated from each other by 15 cm or more along the head of the subject. To be attached to
In such a configuration, since a large difference in brain activity between the first electrode group and the second electrode group can be measured, an electroencephalogram detection system capable of efficiently analyzing the brain activity to be analyzed is provided. it can. Here, in the case of a general adult, the distance along the head from the root of the nose to the occipital nodule is about 36 to 40 cm. Separating 15 cm or more along the head means about 40% apart from the root of the nose to the occipital nodule. Even if the centers of the two electrode groups are too far apart, it is easy for the center other than the brain activity to be analyzed to be included, so the distance from the root of the nose to the occipital nodule is about 40 to 60%, that is, 15 cm to Most preferably, they are separated by about 24 cm.
Further, in addition to any one of the first to eighth means as a ninth means, the predetermined external stimulus is a visual stimulus, and the time at the start of stimulation of the visual stimulus or at the time of stimulus presentation is defined as brain activity. Recorded synchronously.
In such a configuration, brain activity is induced by a visual stimulus, and the brain activity is analyzed. By recording the time at the start of visual stimulation or the time at the time of visual stimulation in synchronization with brain activity, it is possible to calculate the averaging waveform of time series data of brain activity, etc., to reduce spontaneous brain activity and induce Brain activity can be obtained. This makes it easier to label and label brain activity.

また、第１０の手段として第１〜第９のいずれかの手段に加え、前記第１の電極群のいずれかの電極の第１の電位と前記第２の電極群のいずれかの電極の第２の電位の電位差、前記第１の電極群のいずれか２つの電極の第１の電位及び第２の電位の電位差、前記第２の電極群のいずれか２つの電極の第１の電位及び第２の電位の電位差、の少なくともいずれか１つの電位差に基づいて脳活動を解析するようにした。
このような構成では、少なくともいずれか１つの電位差に基づいて脳活動を解析するようにしたことにより、第１の電位を記録した電極と第２の電位を記録した電極の座標の差分（ベクトル情報）が、電位差の情報と合わせて得られるため、解析対象の脳活動の位置や電流方向のずれや変化の解析が容易になる。また、第１の電位と第２の電位に共通して混入したノイズを取り除くことができる。
また、第１１の手段として第１〜第１０のいずれかの手段に加え、前記第１の電極群の各電極毎の第１の電位と、前記第２の電極群の各電極毎の第２の電位との差をそれぞれ算出する算出手段と、を備えるようにした。
このような構成では、第１の電極群と第２の電極群とをそれぞれ離間させて電極先端が頭部に当接するように頭部の第１の位置と第２の位置（異なる位置）に装着する。そして少なくとも第１の位置で複数の第１の電位（この段階では第１の電位の候補と考えることができる）を取得し、それらの数値と第２の位置で得られた第２の電位の電位差を算出する手段を備える脳活動検出システムとなる。つまり、頭部の２カ所にそれぞれ配置した電極群の電極と、他方の電極群の電極との間でいくつもの電位差を取ることができるため、それらのデータから脳活動を解析できるということである。第１の電位を記録した電極と第２の電位を記録した電極の座標の差分（ベクトル情報）が、電位差の情報と合わせて得られるため、解析対象の脳活動の位置や電流方向のずれや変化の解析が容易になり、解析対象の脳活動の位置や電流方向をより正確に解析できる脳活動検出システムとなる。
また、第１２の手段として第１０〜第１１のいずれかの手段に加え、前記算出手段によって算出した電位差を表示する表示手段を備えるようにした。
このような構成では、目視によって算出結果を確認できるため、容易に解析をすることができる。
また、第１３の手段として第１〜第１２のいずれかの手段に加え、前記第１の電極群の中心は後頭結節の２ｃｍ下〜後頭結節の５ｃｍ上のいずれかの位置に配置され、前記第２の電極群の中心は頭頂〜頭頂の９ｃｍ前方のいずれかの位置に配置されるようにした。
このような構成では、第１の電極群の中心を後頭葉の視覚野付近の正中線上に、第２の電極群の中心を、頭頂〜頭頂よりやや前頭部の正中線上に配置することにより、視覚野〜頭頂における脳活動の解析に適した電極配置となる。また、脳の左右半球の活動のバランス等の解析も行うことができるようになる。ここで、第１の電極群の中心を後頭結節の２ｃｍ下〜後頭結節の５ｃｍ上のいずれかの位置に配置することは、第１の電極群の中心が１次視覚野近傍になり視覚情報の解析をするために好ましい。また、第２の電極群の中心を頭頂〜頭頂の９ｃｍ前方のいずれかの位置に配置されるようにすることは、視覚情報の解析をする第２の電極群の位置として好ましい。頭頂よりも後ろの場合には、第１の電極群の電極との間で十分に大きな電位差が得られにくく、頭頂の９ｃｍ前方よりも前の場合には、前頭筋や表情筋等の筋電位や、瞬きによるノイズが混入しやすいためである。 Further, in addition to any one of the first to ninth means as a tenth means, the first potential of any one of the electrodes of the first electrode group and the first potential of any one of the electrodes of the second electrode group may be changed. 2, the potential difference between the first potential and the second potential of any two electrodes of the first electrode group, and the first potential and the second potential of any two electrodes of the second electrode group. The brain activity is analyzed based on at least one of the two potential differences.
In such a configuration, the brain activity is analyzed based on at least one of the potential differences, so that the coordinate difference between the electrode on which the first potential is recorded and the electrode on which the second potential is recorded (vector information). ) Is obtained together with the information on the potential difference, so that it is easy to analyze the shift or change in the position or current direction of the brain activity to be analyzed. Further, noise mixed in common with the first potential and the second potential can be removed.
Further, in addition to any one of the first to tenth means as an eleventh means, a first potential of each electrode of the first electrode group and a second potential of each electrode of the second electrode group are set. And a calculating means for calculating a difference from each of the potentials.
In such a configuration, the first electrode group and the second electrode group are separated from each other, and are positioned at the first position and the second position (different positions) of the head so that the electrode tips come into contact with the head. Installing. Then, at least at the first position, a plurality of first potentials (which can be considered as first potential candidates at this stage) are acquired, and their numerical values and the second potential obtained at the second position are obtained. The brain activity detection system includes means for calculating a potential difference. In other words, it is possible to take any number of potential differences between the electrodes of the electrode group arranged at two places on the head and the electrodes of the other electrode group, and to analyze brain activity from those data. . The difference (vector information) between the coordinates of the electrode on which the first potential is recorded and the electrode on which the second potential is recorded can be obtained together with the information on the potential difference. The change can be easily analyzed, and the brain activity detection system can more accurately analyze the position and current direction of the brain activity to be analyzed.
Further, as a twelfth means, in addition to any one of the tenth to eleventh means, a display means for displaying the potential difference calculated by the calculation means is provided.
In such a configuration, the calculation result can be visually confirmed, so that the analysis can be easily performed.
Further, in addition to any one of the first to twelfth means as a thirteenth means, the center of the first electrode group is arranged at any position 2 cm below the occipital nodule to 5 cm above the occipital nodule, The center of the second electrode group was arranged at any position from the vertex to 9 cm ahead of the vertex.
In such a configuration, the center of the first electrode group is arranged on the midline near the visual cortex of the occipital lobe, and the center of the second electrode group is arranged on the midline of the frontal region slightly from the parietal to the parietal region. The electrode arrangement is suitable for analyzing brain activity in the visual cortex to the parietal region. In addition, it becomes possible to analyze the balance between the activities of the left and right hemispheres of the brain. Here, arranging the center of the first electrode group at any position from 2 cm below the occipital node to 5 cm above the occipital node, means that the center of the first electrode group is in the vicinity of the primary visual cortex and visual information It is preferable to analyze the above. In addition, it is preferable that the center of the second electrode group is arranged at any position between the vertex and 9 cm ahead of the vertex as a position of the second electrode group for analyzing visual information. When it is behind the parietal, it is difficult to obtain a sufficiently large potential difference between the electrodes of the first electrode group, and when it is before 9 cm in front of the parietal, the myoelectric potential of the frontal muscles, facial muscles, etc. Also, noise due to blinking is likely to be mixed.

また、第１４の手段として第１〜第１３のいずれかの手段に加え、前記第１の電極群を備える第１の装着部を備えるようにした。
このような構成では、第１の電極群が１つの装着部にまとまっていることにより、電極群を被験者の頭皮上に当接する際の操作が簡易化できることになる。また、電極群を装着部に備えるようにすることにより、脳活動検出システムのヘッドセットの部品点数を減らすことができるため好ましい。
また、第１５の手段として第１４の手段に加え、前記第２の電極群を備える第２の装着部を備えるようにした。
このような構成では、第２の電極群が１つの装着部にまとまっていることにより、電極群を被験者の頭皮上に当接する際の操作が簡易化できることになる。また、電極群を装着部に備えるようにすることにより、脳活動検出システムのヘッドセットの部品点数を減らすことができるため好ましい。
また、第１６の手段として第１５の手段に加え、前記第１の装着部と第２の装着部との間は少なくとも１つのアーム構造により連結されているようにした。
このような構成では、第１の装着部と第２の装着部を一体化した脳波検出システムとすることができる。この時、第１の装着部又は、第２の装着部の少なくともいずれか一方には、各電極の電位を増幅したデータを結合する回路部と、結合したデータをＰＣ等に送信する無線部を含むことが好ましい。その際に、第１の装着部と第２の装着部の情報を結合するために、アーム構造には、データ伝達のための伝達手段、例えば配線があることが好ましい。
また、第１７の手段として第１４〜第１６のいずれかの手段に加え、前記第１又は第２の装着部の少なくとも一方は、被験者の装用する眼鏡を支持体として頭部に装着させるようにした。
眼鏡は耳と鼻で支持させる人の頭部にしっかりと支持されるものであるので、支持体として流用するのに便利である。また、特に眼鏡のレンズを通して外的刺激を与える場合においては、視覚的な刺激を与えると同時に併せて第１又は第２の装着部の少なくとも一方を支持させることとなるため、頭部への第１又は（及び）第２の装着部の装着に便利である。特に、第１又は第２の装着部のいずれかを後頭葉に位置させる場合には、眼鏡の耳かけ部を支持体とできるため好ましい。
また、第１８の手段として第１４〜第１７のいずれかの手段に加え、前記第１又は第２の装着部はそれぞれ別々に頭部に装着されるようにした。
これによって、２つの装着部が互いに大きく規制されることなく自由に頭部に装着されることとなるため装着可能パターンが多くなる。
また、第１９の手段として第１４〜第１８のいずれかの手段に加え、前記第１及び第２の装着部の少なくともいずれかは柔軟な素材により構成され、基準電極及びグラウンド電極を備えるようにした。
このような構成では、装着部を柔軟な素材で構成することにより、頭部形状の異なる被験者に対しても装着しやすいヘッドセットの脳活動検出システムとなる。また、基準電極及びグラウンド電極を備えることにより、装着部に備えられている電極と基準電極との間の電位差を差動増幅器で増幅することにより、それぞれの電極の電位のノイズを低減して記録できる。基準電極及びグラウンド電極を装着部に備えることにより、装置構成を簡易化し、ヘッドセットの部品点数を減らすことが可能となる。この時、直流成分や低周波数をカットするアナログフィルター等のフィルター、ＡＤ 変換も装着部の少なくともいずれかに備えることが好ましい。ここで、柔軟な素材とは、シリコン、ゴム、布、柔らかい樹脂素材等を用いることが好ましいが、素材がこれらに限定されることはない。 In addition, as a fourteenth means, in addition to any one of the first to thirteenth means, a first mounting portion including the first electrode group is provided.
In such a configuration, since the first electrode group is integrated into one mounting portion, the operation when the electrode group is brought into contact with the subject's scalp can be simplified. In addition, it is preferable to provide the electrode group in the mounting portion, because the number of components of the headset of the brain activity detection system can be reduced.
In addition, as a fifteenth means, in addition to the fourteenth means, a second mounting portion including the second electrode group is provided.
In such a configuration, since the second electrode group is integrated into one mounting portion, the operation when the electrode group contacts the scalp of the subject can be simplified. In addition, it is preferable to provide the electrode group in the mounting portion, because the number of components of the headset of the brain activity detection system can be reduced.
Further, as a sixteenth means, in addition to the fifteenth means, the first mounting portion and the second mounting portion are connected by at least one arm structure.
With such a configuration, an electroencephalogram detection system in which the first mounting portion and the second mounting portion are integrated can be provided. At this time, at least one of the first mounting unit and the second mounting unit includes a circuit unit that combines data obtained by amplifying the potential of each electrode and a wireless unit that transmits the combined data to a PC or the like. It is preferred to include. At this time, it is preferable that the arm structure includes a transmission unit for transmitting data, for example, a wiring, in order to combine information of the first mounting unit and the second mounting unit.
In addition, in addition to any one of the fourteenth to sixteenth means as a seventeenth means, at least one of the first and second mounting parts is configured so that eyeglasses worn by a subject are worn on a head as a support. did.
Since the glasses are firmly supported by the head of the person to be supported by the ears and nose, they are convenient to be used as a support. In particular, when an external stimulus is applied through a lens of spectacles, at least one of the first and second mounting portions is supported at the same time as providing the visual stimulus, so that the first This is convenient for mounting the first or (and) the second mounting portion. In particular, it is preferable to position either the first or second mounting portion on the occipital lobe, because the ear hook portion of the glasses can be used as a support.
In addition to the eighteenth means, in addition to any one of the fourteenth to seventeenth means, the first or second mounting portion is separately mounted on the head.
As a result, the two mounting portions can be freely mounted on the head without being largely restricted from each other, so that the number of mountable patterns increases.
In addition, in addition to any one of the fourteenth to eighteenth means as a nineteenth means, at least one of the first and second mounting portions is made of a flexible material and includes a reference electrode and a ground electrode. did.
In such a configuration, by configuring the mounting portion with a flexible material, a brain activity detection system for a headset that is easy to wear even for subjects with different head shapes. In addition, by providing the reference electrode and the ground electrode, the potential difference between the electrode provided in the mounting portion and the reference electrode is amplified by a differential amplifier, thereby reducing the noise of the potential of each electrode and recording. it can. Provision of the reference electrode and the ground electrode in the mounting section simplifies the device configuration and reduces the number of components of the headset. At this time, it is preferable to provide a filter such as an analog filter for cutting a DC component or a low frequency, and an AD converter in at least one of the mounting portions. Here, the flexible material is preferably silicon, rubber, cloth, soft resin material, or the like, but the material is not limited to these.

また、第２０の手段として第１〜第１９のいずれかの手段の脳活動検出システムを使用した個人の感覚特性の評価方法であって、前記外的刺激を複数の異なる刺激とし、それら複数の異なる刺激によって得られる脳活動を解析するようにした。
ある単一の刺激を与えて得られる脳活動では個人差があることから例えば、反応が小さい場合に、本当に反応が小さいのか、それとも、脳波記録上の理由（解析対象の脳活動の信号源位置に対して電極位置がずれている、たまたま脳形状が記録されにくい溝の向きであった等）であるのかが分からないという問題がある。そのため、このように単一の刺激ではなく、複数の異なる刺激を同一個人に与えることで、その刺激間での脳反応の傾向を解析することで個人の感覚特性を記録することができることとなる。ここで、複数の異なる刺激とは、ある外的刺激を段階的に変化させてものであることが好ましい。例えば、視覚刺激であれば、刺激画像の輝度、大きさ、色、コントラスト、動きなどを段階的に変化させた複数の視覚刺激を提示するなどが好ましい。例えば、聴覚刺激であれば、刺激音の大きさ、高さ、長さ、音の変化量などを段階的に変化させた複数の聴覚刺激を提示するなどが好ましい。例えば、体性感覚刺激であれば、刺激強度や刺激持続時間、刺激部位などを段階的に変化させた複数の刺激を提示するなどが好ましい。同一の刺激であっても、刺激提示の周波数を変化させることで異なる刺激とすることができるため好ましい。例えば、１０Ｈｚ、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚで刺激を点滅させるなどすることにより同一種類の刺激で異なる刺激とすることができる。ここで、刺激は、単一のモダリティー（視覚、聴覚、体性感覚、味覚等）での提示に限定される必要はなく、複数のモダリティーを組み合わせることも含む。
また、第２１の手段として第２０の手段に加えた個人の見え方の評価方法であって、前記外的刺激は複数の異なる空間周波数であり、被験者固有の見え方の特性を異なる空間周波数に対する脳活動を解析することにより算出するようにした。
このような構成では、異なる空間周波数に対する脳活動の傾向を解析することで、特に被験者固有の見え方の特性を評価することができる。 A twentieth means is a method for evaluating a sensory characteristic of an individual using the brain activity detection system according to any one of the first to nineteenth means, wherein the external stimulus is a plurality of different stimuli, The brain activity obtained by different stimuli was analyzed.
Because there is individual difference in brain activity obtained by applying a single stimulus, for example, if the response is small, is the response really small, or is the reason for EEG recording (signal source position of the brain activity to be analyzed) However, there is a problem that it is difficult to know whether the electrode position is shifted or the shape of the brain happens to be difficult to record. Therefore, by giving a plurality of different stimuli to the same individual instead of a single stimulus in this way, it is possible to record the sensory characteristics of the individual by analyzing the tendency of the brain response between the stimuli. . Here, it is preferable that the plurality of different stimuli is obtained by changing a certain external stimulus stepwise. For example, in the case of a visual stimulus, it is preferable to present a plurality of visual stimuli in which the luminance, size, color, contrast, movement, and the like of the stimulus image are changed stepwise. For example, in the case of an auditory stimulus, it is preferable to present a plurality of auditory stimuli in which the loudness, the height, the length of the stimulus sound, the amount of change in the sound, and the like are changed stepwise. For example, in the case of somatosensory stimulation, it is preferable to present a plurality of stimuli in which stimulus intensity, stimulus duration, stimulus site, and the like are changed stepwise. Even the same stimulus is preferable because different stimuli can be obtained by changing the stimulus presentation frequency. For example, the same kind of stimulus can be a different stimulus by blinking the stimulus at 10 Hz, 30 Hz, 50 Hz, and 100 Hz. Here, the stimulus need not be limited to presentation with a single modality (visual, auditory, somatic sensation, taste, etc.), but also includes a combination of a plurality of modalities.
Also, the present invention provides a method for evaluating the appearance of an individual according to the twentieth means as a twenty-first means, wherein the external stimulus is a plurality of different spatial frequencies, and the characteristic of the subject-specific appearance is different for different spatial frequencies. It was calculated by analyzing brain activity.
In such a configuration, by analyzing the tendency of the brain activity with respect to different spatial frequencies, it is possible to particularly evaluate the characteristics of the appearance unique to the subject.

また、第２２の手段として、第１〜第１９のいずれかの手段の脳活動検出システムを使用した脳活動の解析方法であって、所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動を、所定の２カ所の位置における第１の電位と第２の電位とを測定し、それらの電位差に基づいて与えた前記外的刺激又は内的刺激に応じた電流の流れる方向（以下、電流方向）として取得し、前記第１及び第２の電位と電流方向によって脳活動を解析するようにした。
このような構成では、頭皮上の２カ所の位置に当接した第１の電極と第２の電極における第１の電位と第２の電位の電位差から解析対象とする脳活動の電流方向を推定することで、より詳細な脳活動の解析を行うことができる。電位差から解析対象とする脳活動の電流方向の推定は、例えば、複数の電極ペアの電位差を、電極の位置情報の差（ベクトル情報）と合わせて算出しておき、各電極ペアの電位差の傾向とベクトル情報から、解析対象とする脳活動の電流方向を推定することができる。
また、第２３の手段として、第２２の手段に加え、前記取得した電流方向を解析することにより、前記所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動の計測信頼度を算出するようにした。
解析対象とする脳活動に、解析対象とする脳活動以外の活動が重畳すると電流方向が変化することとなる。また、解析対象とする脳活動に、解析対象とする脳活動以外のノイズ等が重畳した場合にも、電流方向が変化することとなる。そのため、電流方向の変化を解析することにより、ある解析対象とする脳活動の計測結果がどの程度信頼できるのか、すなわち、別の脳活動がどの程度重畳しているのか、脳活動以外のノイズがどの程度重畳しているのか等の脳活動の計測信頼度を算出することができる。
また、第２４の手段として、第１〜第１９のいずれかの手段の脳活動検出システムを使用した脳活動の解析方法であって、前記第１の電極群の２以上の電極毎に得られた測定電位に基づいて前記第１の電極群の適正な位置を補正するようにした。
また、第２５の手段として、第１〜第１９のいずれかの手段の脳活動検出システムを使用した脳活動の解析方法であって、前記第２の電極群の２以上の電極毎に得られた測定電位に基づいて前記第２の電極群の適正な位置を補正するようにした。
このような構成であれば、解析の結果として実際に電極の配置された位置ではない箇所が最も電位が高くなると推定した場合に、第１の電極群又は第２の電極群の位置を適正に補正することにより、第１又は第２の位置としてより確からしい位置を推定することができる。その結果より正確に被験者固有の電流方向を推定することができる。 Also, as a twenty-second means, the present invention relates to a brain activity analysis method using the brain activity detection system according to any one of the first to nineteenth means, wherein the brain activity is induced by a predetermined external stimulus or internal stimulus. Is measured by measuring a first potential and a second potential at two predetermined positions, and a direction in which a current flows according to the external stimulus or the internal stimulus given based on the potential difference (hereinafter, the current Direction), and the brain activity is analyzed based on the first and second potentials and current directions.
In such a configuration, the current direction of the brain activity to be analyzed is estimated from the potential difference between the first potential and the second potential at the first electrode and the second electrode abutting on two positions on the scalp. By doing so, more detailed analysis of brain activity can be performed. To estimate the current direction of the brain activity to be analyzed from the potential difference, for example, the potential difference of a plurality of electrode pairs is calculated together with the difference (vector information) of the electrode position information, and the potential difference of each electrode pair is calculated. And the vector information, the current direction of the brain activity to be analyzed can be estimated.
Further, as a twenty-third means, in addition to the twenty-second means, the reliability of measurement of brain activity induced by the predetermined external stimulus or internal stimulus is calculated by analyzing the obtained current direction. I made it.
When an activity other than the brain activity to be analyzed is superimposed on the brain activity to be analyzed, the current direction changes. The current direction also changes when noise other than the brain activity to be analyzed is superimposed on the brain activity to be analyzed. Therefore, by analyzing the change in the current direction, it is possible to determine how reliable the measurement result of the brain activity to be analyzed is, that is, how much another brain activity is superimposed, It is possible to calculate the measurement reliability of the brain activity such as the degree of superimposition.
A twenty-fourth means is a method for analyzing brain activity using the brain activity detection system according to any one of the first to nineteenth means, wherein the method is obtained for each of two or more electrodes of the first electrode group. The correct position of the first electrode group is corrected based on the measured potential.
Also, as a twenty-fifth means, the present invention provides a method for analyzing brain activity using the brain activity detection system according to any one of the first to nineteenth means, wherein the method is obtained for each of two or more electrodes of the second electrode group. The appropriate position of the second electrode group is corrected based on the measured potential.
With such a configuration, when it is estimated as a result of the analysis that a portion other than the position where the electrodes are actually arranged has the highest potential, the position of the first electrode group or the second electrode group is appropriately adjusted. By performing the correction, it is possible to estimate a more likely position as the first or second position. As a result, the current direction specific to the subject can be accurately estimated.

また、第２６の手段として、個人の感覚特性の評価方法であって、第２２〜第２５のいずれかの手段に加え、前記外的刺激を異なる複数の刺激とし、それら異なる複数の刺激によって得られる脳活動を解析するようにした。
このような構成では、第２２〜第２５のいずれかの手段を適用して個人の感覚特性を評価することにより、より個人の感覚特性を正確に評価し、個人の評価結果として産業上で利用できる。
また、第２７の手段として、第２６の手段に加え、前記外的刺激は複数の異なる空間周波数であり、被験者固有の見え方の特性を異なる空間周波数に対する脳活動を解析することにより算出するようにした。
このような構成では、被験者固有の見え方の特性をより正確に評価することができる。 A twenty-sixth means is a method for evaluating an individual's sensory characteristics. In addition to any one of the twenty-second to twenty-fifth means, the external stimulus is a plurality of different stimuli, and the external stimulus is obtained by the different stimuli. Analysis of brain activity.
In such a configuration, the sensory characteristics of the individual are evaluated by applying any of the twenty-second to twenty-fifth means, so that the sensory characteristics of the individual can be more accurately evaluated, and the evaluation result of the individual can be used industrially. it can.
As a twenty-seventh means, in addition to the twenty-sixth means, the external stimulus is a plurality of different spatial frequencies, and the characteristics of the appearance unique to the subject are calculated by analyzing the brain activity for the different spatial frequencies. I made it.
With such a configuration, it is possible to more accurately evaluate the characteristics of the appearance unique to the subject.

上記発明では、簡易的な構成の脳活動検出システムでありながら、装着時のヘッドセットの装着誤差及び解析対象とする脳活動の個人差に対応でき、簡易的でありながらも比較的正確な測定結果を得ることができる。   According to the above invention, a simple and relatively accurate measurement can be performed with a simple configuration of the brain activity detection system, which can cope with a headset wearing error at the time of wearing and individual differences in brain activity to be analyzed. The result can be obtained.

実施の形態１において脳の電位を取得するために使用するバックパーツの（ａ）は平面図、（ｂ）は側面図。FIG. 3A is a plan view and FIG. 3B is a side view of a back part used for acquiring a brain potential in the first embodiment. 実施の形態１において脳の電位を取得するために使用するフロントパーツの斜視図。FIG. 3 is a perspective view of a front part used for acquiring a brain potential in the first embodiment. 図１のバックパーツを眼鏡に装着した状態の斜視図。FIG. 2 is a perspective view showing a state in which the back part of FIG. 1 is attached to glasses. 実施の形態１の電気的構成を説明するブロック図。FIG. 2 is a block diagram illustrating an electrical configuration of Embodiment 1. 実施の形態２において脳の電位を取得するために使用する第１のヘッドバンドの（ａ）は平面図、（ｂ）は側面図。FIG. 7A is a plan view and FIG. 7B is a side view of a first headband used for acquiring a brain potential in the second embodiment. 実施の形態２において脳の電位を取得するために使用する第２のヘッドバンドの平面図。FIG. 14 is a plan view of a second headband used for acquiring a brain potential in the second embodiment. 図５の第１のヘッドバンド及び図６の第２のヘッドバンドの使用方法を説明するための説明図。FIG. 7 is an explanatory diagram for explaining a method of using the first headband of FIG. 5 and the second headband of FIG. 6; 実施の形態２の電極の分解斜視図。FIG. 9 is an exploded perspective view of the electrode according to the second embodiment. ある視覚刺激を与えた際の等磁場線図中の信号源と電流の向きを模式的に表示した説明図。FIG. 4 is an explanatory diagram schematically showing signal sources and current directions in an isomagnetic field diagram when a certain visual stimulus is given. １０−１０法における電極位置においてある視覚刺激による脳活動の電流方向と脳波の記録電極位置を説明する説明図。FIG. 11 is an explanatory diagram for explaining a current direction of brain activity due to visual stimulus and an electroencephalogram recording electrode position at an electrode position in the 10-10 method. １０−１０法における電極位置において実施例１の電極配置位置を説明する説明図。FIG. 10 is an explanatory diagram for explaining an electrode arrangement position of Example 1 in an electrode position in the 10-10 method. １０−１０法における電極位置において実施例１の電極配置位置とＯｚを起点とする電流方向を説明する説明図。FIG. 10 is an explanatory diagram illustrating the electrode arrangement position of the first embodiment and the current direction starting from Oz at the electrode position in the 10-10 method. 実施例１において条件を変えて電位差を測定した結果を示すグラフ。サブグラフは、ある刺激条件における電極群１の電極と電極群２の各電極との差分波形のパワー値を示す。6 is a graph showing the result of measuring a potential difference under different conditions in Example 1. The subgraph shows the power value of the difference waveform between the electrode of the electrode group 1 and each electrode of the electrode group 2 under a certain stimulation condition. 実施例１において被験者ＢとＣの見え方の個人特性を説明するグラフ。6 is a graph illustrating individual characteristics of how subjects B and C look in the first embodiment. 実施例２において被験者ＤとＥの同じ刺激における電流方向の違いを模式的に表示した説明図。FIG. 11 is an explanatory diagram schematically showing a difference in a current direction in the same stimulus between subjects D and E in Example 2. １０−１０法における電極位置において実施例２の電極配置位置を説明する説明図。FIG. 10 is an explanatory diagram for explaining an electrode arrangement position in Example 2 at an electrode position in the 10-10 method. 実施例２において被験者Ｄの電極群１と電極群２の差分波形の聴覚誘発電位を示すグラフ。10 is a graph showing the auditory evoked potential of the difference waveform between the electrode group 1 and the electrode group 2 of the subject D in Example 2. 実施例２において被験者ＤのＦ１０、Ｔ１０、Ｐ１０のそれぞれを基準とした電極群１の各電極の振幅と潜時の関係を示すグラフ。10 is a graph showing the relationship between the amplitude and the latency of each electrode of the electrode group 1 with reference to each of F10, T10, and P10 of the subject D in Example 2. １０−１０法における電極位置において被験者Ｄの電流方向を説明する説明図。Explanatory drawing explaining the electric current direction of the test subject D in the electrode position in 10-10 method. 実施例２において被験者Ｅの電極群１と電極群２の差分波形の聴覚誘発電位を示すグラフ。9 is a graph showing the auditory evoked potential of the difference waveform between the electrode group 1 and the electrode group 2 of the subject E in Example 2. 実施例２において被験者ＥのＦ１０、Ｔ１０、Ｐ１０のそれぞれを基準とした電極群１の各電極の振幅と潜時の関係を示すグラフ。10 is a graph showing the relationship between the amplitude and the latency of each electrode of the electrode group 1 with reference to each of F10, T10, and P10 of the subject E in Example 2. １０−１０法における電極位置において被験者Ｅの電流方向を説明する説明図。Explanatory drawing explaining the electric current direction of the test subject E in the electrode position in 10-10 method.

以下、本発明の具体的な実施の形態について図面に基づいて説明する。
＜実施の形態１＞
図１〜図４に基づいて実施の形態１の脳活動検出システムについて説明する。脳活動検出システムは電極が取り付けられた被験者の頭部に装着するパーツと脳波記録解析手段としての記録解析コンピュータ及び外的刺激の提示システムから構成されている。外的刺激の提示システムは、例えば、視覚刺激を提示するシステムの場合では、刺激表示プログラムの内蔵されたコンピュータ、刺激が表示されるモニター、刺激タイミングと脳波記録波形の同期を得る手段よりなっている。同期を得る手段としては、例えば、刺激表示プログラムより記録解析コンピュータに刺激タイミングの時間情報を入力して、脳波波形と同期させて記録する方法、刺激が表示されるモニター画面の角等を刺激表示に合わせて光らせ、その光をフォトトランジスタ等で電気情報に変換し、その電気情報を記録解析コンピュータもしくは脳波計のアンプ等に入力して脳波波形と同期して記録する方法などがある。本実施の形態１の脳活動検出システムでは被験者の頭部に装着するパーツ（ヘッドセット）に大きな特徴がある。まずこれらパーツについて説明する。
図１（ａ）及び（ｂ）に示すように、被験者の頭部に装着して脳の電位を取得するために使用する第１の装着部としてのバックパーツ１１は、シリコンゴム製の本体１２を有している。本体１２は弾性かつ可撓性があり折り曲げたり捻ったりすることが可能である。本体１２は扁平な板状の側面形状とされ、平面（正面）視において横長に形成され、左右端寄りにおいて窄んだ苞状の外形とされている。図３に示すように、本体１２の左右端部には眼鏡２１のツル２２の先端が差し込まれる通路１３が形成されており、端面に開口部１４が露出されている。本体１２の左右方向の中央下部位置には正規分布曲線状にカットされた凹部１５が形成されている。
本体１２の内側面には５つの電極１７が配設されている。各電極１７は本体１２の上下方向かつ左右方向において中央位置に均等な間隔（２．５ｃｍ間隔）で左右方向に直線状となるように配置されている。各電極１７はそれぞれ４本の接触端子１８を備えている。本体１２の左右端部寄りの内側面にはそれぞれグラウンド電極１９とリファレンス電極２０が配設されている。
図３に示すように、バックパーツ１１の使用に際しては、眼鏡２１の左右のツル２２の先端を本体１２の両端の開口部１４に対して電極１７が眼鏡２１のレンズ２４側を向くように挿入するものとする。そして被験者はバックパーツ１１の本体１２が後頭部に沿って概ね密着するように眼鏡２１を装用する。この状態でバックパーツ１１の５つの電極１７は水平方向に配置され、接触端子１８の先端が後頭部に当接する。凹部１５はバックパーツ１１のを最適な後頭部位置に配置させる際の位置決めに使用する。例えば、後頭結節を被験者が指で指し示し、凹部１５がその指の先端に添うようにバックパーツ１１の位置を決定する。このようにすることで、後頭結節から一定距離の正中線上の位置に電極群１７の中心を装着することができる。尚、凹部１５は位置決めのためのものであるから、凸部として形成したり、目視で確認できる線を入れたりするなど、同様の機能で代替させることができる。 Hereinafter, specific embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
<First Embodiment>
The brain activity detection system according to the first embodiment will be described with reference to FIGS. The brain activity detection system is composed of parts mounted on the head of the subject to which the electrodes are attached, a record analysis computer as an electroencephalogram record analysis means, and a presentation system for external stimuli. The system for presenting an external stimulus, for example, in the case of a system for presenting a visual stimulus, comprises a computer having a built-in stimulus display program, a monitor on which the stimulus is displayed, and means for synchronizing the stimulus timing and the electroencephalogram recording waveform. I have. As means for obtaining synchronization, for example, a method of inputting time information of stimulus timing to a recording analysis computer from a stimulus display program and recording in synchronization with an electroencephalogram waveform, stimulus display of a corner of a monitor screen on which stimulus is displayed, etc. There is a method of converting the light into electric information by a phototransistor or the like, inputting the electric information to a recording analysis computer or an amplifier of an electroencephalograph, and recording in synchronization with the brain wave waveform. In the brain activity detection system according to the first embodiment, a part (headset) attached to the subject's head has a great feature. First, these parts will be described.
As shown in FIGS. 1 (a) and 1 (b), a back part 11 as a first mounting part which is mounted on a subject's head and used for acquiring a brain potential is a silicone rubber main body 12. have. The main body 12 is elastic and flexible and can be bent or twisted. The main body 12 has a flat plate-like side shape, is formed horizontally long in a plan (front) view, and has a narrowed bract-shaped outer shape near the left and right ends. As shown in FIG. 3, a passage 13 into which the tip of the crane 22 of the glasses 21 is inserted is formed at the left and right ends of the main body 12, and an opening 14 is exposed at the end face. A concave portion 15 cut into a normal distribution curve is formed at a lower central portion of the main body 12 in the left-right direction.
Five electrodes 17 are provided on the inner surface of the main body 12. Each electrode 17 is arranged at a central position in the vertical and horizontal directions of the main body 12 so as to be linear in the horizontal direction at equal intervals (2.5 cm intervals). Each electrode 17 includes four contact terminals 18. A ground electrode 19 and a reference electrode 20 are provided on inner surfaces near the left and right ends of the main body 12, respectively.
As shown in FIG. 3, when using the back part 11, the tips of the right and left crane 22 of the glasses 21 are inserted into the openings 14 at both ends of the main body 12 such that the electrodes 17 face the lens 24 side of the glasses 21. It shall be. Then, the subject wears the glasses 21 such that the main body 12 of the back part 11 is substantially in contact with the back of the head. In this state, the five electrodes 17 of the back part 11 are arranged in the horizontal direction, and the tips of the contact terminals 18 are in contact with the back of the head. The concave portion 15 is used for positioning when the back part 11 is arranged at an optimal occipital position. For example, the subject points to the occipital nodule with a finger, and the position of the back part 11 is determined so that the concave portion 15 follows the tip of the finger. In this way, the center of the electrode group 17 can be mounted at a position on the midline that is a fixed distance from the occipital node. Since the concave portion 15 is for positioning, it can be replaced by a similar function such as forming it as a convex portion or inserting a line that can be visually confirmed.

図２に示すように、脳の電位を取得するために使用する第２の装着部としてのフロントパーツ３１は、ポリカーボネート製の本体３２を有している。本体３２は非可撓性の硬質体であり、本体３２は扁平な長尺板体を一般的な人の頭部外形に対応させて湾曲させた部材である。本体３２の両端の頭部当接部３３は頭部への安定性考慮して二股に分かれて向かい合うように配置されており、頭部に接する３カ所の位置に当接用のゴム片３４が配設されている。本体３２は外力によって変形させる（撓ませる）ことで発生する内部応力に基づいて元の形状に復帰する付勢力が発生する。本体３２の内側面にはバックパーツ１１と同じ５つの電極１７が配設されている。各電極１７は本体３２の上下方向かつ左右方向において中央位置に均等な間隔（３．０ｃｍ間隔）で左右方向に直線状となるように配置されている。各電極の根元部は弾性ゴムのスペーサー部となっており、各電極の先端は頭皮表面に追従しやすくなっている。
フロントパーツ３１の使用に際しては、まず頭部の間隔よりも若干狭い両頭部当接部３３の間隔を外方に拡開させるようにする。そして、本体３２の５つの電極１７が頭頂部に当接しかつ鼻と脊椎を結ぶ線分に直交するように頭部に装着する。その際に本体３２が原形に復帰しようとする応力が付勢力となって頭部を挟む力を発生させるためフロントパーツ３１は頭部に保持される。本実施の形態１では頭部当接部３３をこめかみ付近に配置させて挟むようにする。 As shown in FIG. 2, a front part 31 as a second mounting part used for acquiring a brain potential has a main body 32 made of polycarbonate. The main body 32 is a non-flexible hard body, and the main body 32 is a member formed by bending a flat long plate body so as to correspond to a general human head outline. The head contact portions 33 at both ends of the main body 32 are bifurcated and arranged so as to face each other in consideration of stability to the head, and rubber pieces 34 for contact are provided at three positions in contact with the head. It is arranged. The main body 32 generates an urging force that returns to the original shape based on internal stress generated by being deformed (bent) by an external force. The same five electrodes 17 as the back part 11 are arranged on the inner surface of the main body 32. Each of the electrodes 17 is arranged at a central position in the vertical and horizontal directions of the main body 32 at equal intervals (3.0 cm intervals) so as to be linear in the horizontal direction. The base of each electrode is an elastic rubber spacer, and the tip of each electrode easily follows the scalp surface.
When using the front part 31, first, the space between the two head contact portions 33, which is slightly smaller than the space between the heads, is expanded outward. Then, it is mounted on the head such that the five electrodes 17 of the main body 32 are in contact with the top of the head and are orthogonal to the line connecting the nose and the spine. At this time, the stress that causes the main body 32 to return to its original shape becomes an urging force to generate a force for pinching the head, so that the front part 31 is held by the head. In the first embodiment, the head abutting portion 33 is arranged near the temple so as to sandwich it.

本実施の形態１に使用する脳活動検出システムは図４に示すような電気的構成とされている。
上記のバックパーツ１１及びフロントパーツ３１内の電極１７、グラウンド電極１９及びリファレンス電極２０は増幅器３６を介して本体１２内に配設されたインターフェース３５に接続され、インターフェース３５を介して解析コンピュータ４１に取得した脳活動としての電位データ（電圧データ）を出力する。増幅器３６は、差分増幅器であり、頭部電極１７とリファレンス電極２０の電位差を算出、増幅、内蔵されたフィルター回路によってノイズを低減する機能を有する。本実施の形態１では本体１２では各電極１７毎に増幅器３６が配設され、共通する本体１２内のインターフェース３５によって電位データが出力される。図１〜図３に示すように、バックパーツ１１とフロントパーツ３１は１本の柔軟なアーム３７により接続され、アーム３７の中を通る電気的な線によりフロントパーツの電極１７からの情報はバックパーツのインターフェースに送られる。
解析コンピュータ４１はＣＰＵ（中央処理装置）４２や記憶装置４３及びその周辺装置によって構成されている。ＣＰＵ４２は記憶装置に保存されているプログラムに基づいて演算処理を行う。記憶装置４３にはＣＰＵ４２の動作を制御するためのプログラム、複数のプログラムに共通して適用できる機能を管理するＯＡ処理プログラム（例えば、日本語入力機能や印刷機能等）等の基本プログラムが格納されている。更に、電位データを取り込むプログラム、電位差を算出するプログラム、電流方向を推定するプログラム、計測データの信頼度を算出するプログラム等が格納されている。ＣＰＵ４２には入力装置４４(マウス、キーボード等)、及びモニター４５が接続されている。
このような構成の脳活動検出システムによって、被験者にバックパーツ１１及びフロントパーツ３１を装着させ、ある外的刺激を与えることで取得した電位データに基づいてその結果をモニター４５に表示させて解析することができる。以下の実施例１において実施の形態１のシステムを使用した具体的な解析方法を説明する。 The brain activity detection system used in the first embodiment has an electrical configuration as shown in FIG.
The electrodes 17, the ground electrode 19 and the reference electrode 20 in the back part 11 and the front part 31 are connected to the interface 35 provided in the main body 12 via the amplifier 36, and are connected to the analysis computer 41 via the interface 35. The potential data (voltage data) as the acquired brain activity is output. The amplifier 36 is a difference amplifier, and has a function of calculating a potential difference between the head electrode 17 and the reference electrode 20, amplifying the potential difference, and reducing noise by a built-in filter circuit. In the first embodiment, an amplifier 36 is provided for each electrode 17 in the main body 12, and potential data is output by an interface 35 in the common main body 12. As shown in FIGS. 1 to 3, the back part 11 and the front part 31 are connected by one flexible arm 37, and information from the electrode 17 of the front part is backed by an electric line passing through the arm 37. Sent to the part interface.
The analysis computer 41 includes a CPU (central processing unit) 42, a storage device 43, and its peripheral devices. The CPU 42 performs arithmetic processing based on a program stored in the storage device. The storage device 43 stores basic programs such as a program for controlling the operation of the CPU 42 and an OA processing program (for example, a Japanese input function and a printing function) for managing functions that can be commonly applied to a plurality of programs. ing. Further, a program for taking in potential data, a program for calculating a potential difference, a program for estimating a current direction, a program for calculating reliability of measurement data, and the like are stored. An input device 44 (mouse, keyboard, etc.) and a monitor 45 are connected to the CPU 42.
With the brain activity detection system having such a configuration, the subject wears the back part 11 and the front part 31 and gives an external stimulus to display and analyze the result on the monitor 45 based on the potential data obtained by applying a certain external stimulus. be able to. In Example 1 below, a specific analysis method using the system of Embodiment 1 will be described.

上記のように構成することで、実施の形態１では次のような効果が奏される。
（１）バックパーツ１１及びフロントパーツ３１は別体で構成されるため、それぞれ独立して被験者の頭部に装着することができる。特にフロントパーツ３１は両側の頭部当接部３３が頭部を挟んで保持するため挟む位置を変えることで様々な位置に配置することが可能である。
（２）バックパーツ１１は眼鏡を利用して後頭部に装着するようにしているため、特別な固定手段を必要としない。 With the configuration described above, the first embodiment has the following effects.
(1) Since the back part 11 and the front part 31 are configured separately, they can be independently attached to the subject's head. In particular, the front parts 31 can be arranged at various positions by changing the sandwiching position because the head contact portions 33 on both sides hold the head therebetween.
(2) Since the back part 11 is attached to the back of the head using glasses, no special fixing means is required.

＜実施の形態２＞
図５〜図８に基づいて実施の形態２の脳活動検出システムについて説明する。システムにおいて解析コンピュータ４１を使用する点は実施の形態１と同じであるため、実施の形態２では特に被験者の頭部に装着するパーツについてのみ説明する。
図５（ａ）及び（ｂ）に示すように、被験者の頭部に装着して脳の電位を取得するために使用する第１の装着部としての第１のヘッドバンド５１は、シリコンゴム製の本体５２を有している。本体５２は弾性かつ可撓性があり折り曲げたり捻ったりすることが可能である。本体５２は扁平な板状の側面形状とされ、平面（正面）視において横長に形成されたベルト状の外形とされている。本体５２の左右方向の中央下部位置には正規分布曲線状にカットされた凹部５５が形成されている。図５（ａ）及び（ｂ）において本体５２の向かって右端部寄りとなる内側面と、向かって左端部寄りとなる外側面には面ファスナーとして接合される貼着面５６ａ、５６ｂが形成されている。本体５２の左右端部から本体５２の全長の１／４となる位置となる外側面には面ファスナーとして接合される貼着面５７が形成されている。
本体５２の内側面には３つの電極５８が配設されている。各電極５８は本体５２の上下方向かつ左右方向において中央位置に均等な間隔（７．５ｃｍ間隔）で左右方向に直線状となるように配置されている。図８に示すように、各電極５８は収納筒５９とフェルト等の素材からなる電極本体６０から構成されている。収納筒５９は有底の筒体で導電性のよい金属（例えば、Ａｇ−ＡｇＣｌ電極）を底部に持ち、筐体部は樹脂等で形成されている。収納筒５９は内部底位置に図示しない増幅器が配設されている。電極本体６０はフェルト等の含水可能な材質で構成されており収納筒５９に収納された状態で上半身が収納筒５９から突出させられる。電極本体６０の形状は、図８では先端を平坦にしてあるが、先端が山形であったり、半球形状であるなどしてもよい。使用時においては電極本体６０は生理食塩水を充填されていわゆる湿式の電極として構成される。本体５２の一部には収納筒５９と電気的に接続されたケーブル６１が延出されており、その先端にクリップ式のグラウンド電極６１及びリファレンス電極６２が配設されている。
図７に示すように、第１のヘッドバンド５１の使用に際しては、頭部外周を鉢巻きのように巻いて本体５２の両端に形成した面ファスナー（貼着面５６ａ、５６ｂ）によって固定する。その際に３つの電極５８が側頭部に当接状態で配置されるように凹部５５を位置決めに使用する。 <Embodiment 2>
A brain activity detection system according to the second embodiment will be described with reference to FIGS. The point that the analysis computer 41 is used in the system is the same as that of the first embodiment. Therefore, in the second embodiment, only the parts to be mounted on the subject's head will be particularly described.
As shown in FIGS. 5 (a) and 5 (b), a first headband 51 as a first mounting portion which is mounted on the subject's head and used for acquiring a brain potential is made of silicone rubber. Main body 52. The main body 52 is elastic and flexible and can be bent or twisted. The main body 52 has a flat plate-like side surface shape, and has a belt-like outer shape that is horizontally long in a plan (front) view. A concave portion 55 cut into a normal distribution curve is formed at a lower central position in the left-right direction of the main body 52. In FIGS. 5A and 5B, sticking surfaces 56 a and 56 b to be joined as a surface fastener are formed on the inner surface closer to the right end of the main body 52 and the outer surface closer to the left end. ing. An attaching surface 57 to be joined as a hook-and-loop fastener is formed on an outer surface at a position which is と of the entire length of the main body 52 from the left and right ends of the main body 52.
Three electrodes 58 are provided on the inner surface of the main body 52. Each electrode 58 is arranged at a central position in the vertical and horizontal directions of the main body 52 so as to be linear in the horizontal direction at equal intervals (7.5 cm intervals). As shown in FIG. 8, each electrode 58 includes a storage cylinder 59 and an electrode main body 60 made of a material such as felt. The storage cylinder 59 is a bottomed cylindrical body having a metal with good conductivity (for example, an Ag-AgCl electrode) at the bottom, and the housing is formed of resin or the like. The storage tube 59 has an amplifier (not shown) disposed at an inner bottom position. The electrode main body 60 is made of a material that can be hydrated such as felt, and the upper body is made to protrude from the storage tube 59 in a state of being stored in the storage tube 59. Although the tip of the electrode body 60 is flat in FIG. 8, the tip may be mountain-shaped or hemispherical. At the time of use, the electrode body 60 is filled with physiological saline, and is configured as a so-called wet electrode. A cable 61 electrically connected to the storage cylinder 59 extends from a part of the main body 52, and a clip-type ground electrode 61 and a reference electrode 62 are disposed at the ends thereof.
As shown in FIG. 7, when using the first headband 51, the outer periphery of the head is wound like a headband and fixed by surface fasteners (sticking surfaces 56 a and 56 b) formed at both ends of the main body 52. At that time, the concave portion 55 is used for positioning so that the three electrodes 58 are arranged in contact with the temporal region.

図６に示すように、脳の電位を取得するために使用する第２の装着部としての第２のヘッドバンド７１は、第１のヘッドバンド５１と同じ材質のシリコンゴム製の本体７２を有している。本体７２は扁平な板状の側面形状とされ、平面（正面）視において横長に形成されたベルト状の外形とされている。本体７２の左右端部寄りの内側面には面ファスナーとして接合される貼着面７３が形成されている。本体７２の内側面には第１のヘッドバンド５１と同じ３つの電極５８が配設されている。各電極５８は本体５２の上下方向かつ左右方向において中央位置に均等な間隔（７．０ｃｍ間隔）で左右方向に直線状となるように配置されている。
図７に示すように、第２のヘッドバンド７１を先に装着した第１のヘッドバンド５１に対して交差させるように装着する。第１のヘッドバンド５１の３つの電極５８を側頭部側に配置させると本体５２の外周に露出する２つの貼着面５７は１８０度対向して鼻と脊椎方向に配置されることとなる。第２のヘッドバンド７１を頭頂部を通過させて、その貼着面７３を第１のヘッドバンド５１側の貼着面５７に貼着させる。そして、第２のヘッドバンド７１の３つの電極５８が頭頂部〜前頭部にかけて配置されるようにする。第１のヘッドバンド５１と第２ヘッドバンド７１は、直径５ｍｍのフレキシブルなコード７４で接続されており、このフレキシブルなコード７４内には、ヘッドバンド７１の各電極５８と接続されている配線が通っている。そして、ヘッドバンド５１にある回路部にヘッドバンド５１及びヘッドバンド７１の各電極５８で計測された電位が集約される。集約された情報はインターフェースを通じて、解析コンピュータ４１に伝送される。
このような構成の脳活動検出システムによって、被験者に第１のヘッドバンド５１及び第２のヘッドバンド７１を装着させ、ある外的刺激を与えることで取得した電位データに基づいてその結果をモニター４５に表示させて解析することができる。以下の実施例２において実施の形態２のシステムを使用した具体的な解析方法を説明する。 As shown in FIG. 6, a second headband 71 as a second mounting portion used for acquiring a brain potential has a main body 72 made of silicon rubber made of the same material as the first headband 51. doing. The main body 72 has a flat plate-like side surface shape, and has a belt-like outer shape formed horizontally long in a plan (front) view. On the inner surface near the left and right ends of the main body 72, an attaching surface 73 to be joined as a surface fastener is formed. On the inner surface of the main body 72, the same three electrodes 58 as those of the first headband 51 are provided. Each of the electrodes 58 is arranged at a central position in the vertical and horizontal directions of the main body 52 so as to be linear in the horizontal direction at equal intervals (intervals of 7.0 cm).
As shown in FIG. 7, the second headband 71 is attached so as to intersect with the first headband 51 previously attached. When the three electrodes 58 of the first headband 51 are arranged on the temporal side, the two sticking surfaces 57 exposed on the outer periphery of the main body 52 are arranged 180 degrees opposite to each other in the nose and spine direction. . The second headband 71 is passed through the top of the head, and the attachment surface 73 is attached to the attachment surface 57 on the first headband 51 side. Then, the three electrodes 58 of the second headband 71 are arranged from the crown to the forehead. The first headband 51 and the second headband 71 are connected by a flexible cord 74 having a diameter of 5 mm. In the flexible cord 74, wiring connected to each electrode 58 of the headband 71 is provided. Passing through. Then, the potentials measured by the electrodes 58 of the headband 51 and the headband 71 are collected in the circuit section of the headband 51. The collected information is transmitted to the analysis computer 41 through the interface.
With the brain activity detection system having such a configuration, the subject wears the first headband 51 and the second headband 71, and monitors the result based on potential data obtained by applying a certain external stimulus. Can be displayed and analyzed. In Example 2 below, a specific analysis method using the system of Embodiment 2 will be described.

上記のように構成することで、実施の形態２では次のような効果が奏される。
（１）第１のヘッドバンド５１及び第２のヘッドバンド７１は別体で構成されており、それぞれ独立して被験者の頭部に装着することができる。特にフロントパーツ３１は水平方向に会同させて自在に電極５８の当接位置を変更することが可能である。 With the above-described configuration, the second embodiment has the following effects.
(1) The first headband 51 and the second headband 71 are formed separately, and can be independently mounted on the subject's head. In particular, it is possible to freely change the contact position of the electrode 58 by allowing the front parts 31 to meet in the horizontal direction.

＜実施例１＞
実施例１は、実施の形態１のシステムを使用した外的刺激を視覚（見え方）として個人の感覚特性を計測し、解析した事例である。
図９は、後頭葉の低次視覚野に単一の脳活動が得られるように工夫した視覚刺激を３０６チャンネル脳磁計（ＭＥＧ）で計測した等磁場線図に等価電流双極子の信号源位置（脳活動の位置）と電流方向を重ね書きした図である。この図は、頭部を後ろから見たもので、信号源位置は実際には脳内に存在するが、頭皮上に投影して描画してあるものである。脳磁計（ＭＥＧ）と脳波を測定する脳波計（ＥＥＧ）は、脳活動の神経活動に伴う電流変化を、それぞれ磁場変化（磁界変化）と電位差の変化で記録するものである。脳磁図は磁気シールドルームと高価な装置という特殊な計測環境を必要とするが、脳活動の分析力が高い。そこで、脳磁図で計測ターゲットとする脳活動とその脳活動が得られる刺激条件を前もって設定検討しておき、脳波計測ではその刺激条件を用いて計測するようにする。
脳磁計（ＭＥＧ）で計測した脳磁図のデータは信号源解析等により、等価電流双極子を算出し、脳活動の信号源位置と電流方向を求めることができる。例えば、図９の等磁場線図の脳活動の場合、信号源位置は、鳥距溝周辺やや上側の１次視覚野（ブロードマンエリア１７野）で、電流方向は、ほぼ垂直方向の下から上向きで、ほんの僅かに左に傾くベクトルとして求めることができる。ほんの僅かに傾いているのは、図９を計測した時の被験者の脳形状がそのようになっていたか、僅かな左向きの脳活動が重畳したかが考えられるが、ここでは、電流方向が垂直方向の下から上向きとなっていることが大切である。
本実施例１では、図９に示したような、１次視覚野に脳活動の信号源があり、下から上向きに電流が流れる視覚刺激をターゲットとして、簡易的な脳波計（ＥＥＧ）計測システム（つまり実施の形態１のシステム）で、個人の見え方の感覚特性を記録するようにする。 <Example 1>
Example 1 is an example in which an external stimulus using the system of Embodiment 1 is measured (analyzed) to measure and analyze individual sensory characteristics.
Figure 9 shows the visual stimulus devised to obtain a single brain activity in the lower visual cortex of the occipital lobe. It is the figure which overwrote (position of brain activity) and the current direction. In this figure, the head is viewed from behind, and the signal source position actually exists in the brain, but is projected and drawn on the scalp. An electroencephalograph (MEG) and an electroencephalograph (EEG) for measuring an electroencephalogram record a current change accompanying a neural activity of a brain activity by a magnetic field change (magnetic field change) and a potential difference change, respectively. MEG requires a special measurement environment such as a magnetically shielded room and expensive equipment, but has a high ability to analyze brain activity. Therefore, a brain activity to be a measurement target in the magnetoencephalogram and a stimulus condition for obtaining the brain activity are set and examined in advance, and in the electroencephalogram measurement, measurement is performed using the stimulus condition.
Magnetoencephalogram data measured by a magnetoencephalograph (MEG) can be used to calculate an equivalent current dipole by signal source analysis or the like, and to determine the signal source position and current direction of brain activity. For example, in the case of the brain activity of the isomagnetic field map of FIG. 9, the signal source position is the primary visual cortex (Broadman area 17) slightly above the bird's rift, and the current direction is substantially vertical from below. It can be obtained as a vector that points upward and tilts slightly to the left. It is conceivable that the slight inclination is due to whether the brain shape of the subject at the time of measuring FIG. 9 was such or whether a slight leftward brain activity was superimposed. It is important that the direction is from the bottom to the top.
In the first embodiment, as shown in FIG. 9, there is a signal source of brain activity in the primary visual cortex, and a simple electroencephalograph (EEG) measurement system is used for a visual stimulus in which current flows upward from below. (That is, the system of the first embodiment), the sensory characteristics of the individual's appearance are recorded.

ここで、脳波計（ＥＥＧ）の重要な特徴を説明する。脳波計で記録する脳電図は、２つの電極間の電位差を記録するものである。ターゲットとする脳活動が単一で信号源位置とその電流方向が明らかである場合、その脳活動の信号源位置を電流方向に挟む２点の電位差が最も大きくなる。
図１０は、脳波の電極配置の位置の代表的な手法である１０−１０法の電極位置を示したものである。また、図１０では図９の脳活動を脳波で計測する場合の電極位置を重ねて図示したものである。１０−１０法は、国際１０−２０電極法に対してさらに密に電極を配置するために考案されたものである。鼻根部（ナジオン：図１０ではＮｚ）と後頭結節（イニオン：図１０ではＩｚ）を基準として、各電極の位置を決定する。図１０は上方が鼻根部、下方が後頭結節、左側が左耳、右側が右耳となるように、頭部を真上から投影してあるものである。
ここで、前述の実施の形態１及び実施の形態２では、各装着部に配置されている電極群を等間隔としている。厳密には１０−１０法では、各個人の頭の大きさに対して正しい割合の位置に電極を当接することで各電極の位置が決定される。前述の実施の形態１及び２では、装置を簡易化するために標準的な頭部形状の被験者に合わせた電極距離の装置としている。そのため、被験者の頭の大きさや形状が標準的な被験者と異なる場合には、実施の形態１及び実施の形態２の装置の電極は１０−１０法の位置から若干ずれることになるが、以下の説明では標準的な被験者に対する電極位置として説明する。本発明において、１０−１０法の位置に対して若干ずれることは、本発明の解析方法では信号源位置を補正し、電流方向のずれを検出するため、解析対象とする脳活動の解析において問題はない。本発明の解析方法を用いることにより、厳密に正しい割合の位置に電極を配置しなくても、おおよそ正しい位置に電極群を等距離となるように配置することで、測定目的に対して比較的正しい計測値を得ることができることになる。
前述のように図９の脳活動を信号源解析をすると、信号源位置は鳥距溝周辺の１次視覚野で、電流方向は、垂直方向の下から上向きとなっていることが分かる。このことより、図９の脳活動を脳波計を用いて計測する場合においては、図１０においてＯｚ付近とＦｚ付近の電位差が最も大きくなると予め算出することができる。ここで、２点間、例えば、ＯｚとＦｚ間の電位差を計測するためには、ＯｚとＦｚにそれぞれ電極を配置し、例えばＦｚを基準電極としてＯｚ−Ｆｚの電位差を記録しても良い。もしくは、右耳（Ａ２）等に基準電極を配置し、Ｏｚ−Ａ２の電位差、Ｆｚ−Ａ２の電位差を記録した後、ぞれぞれの電位差の差分を（Ｏｚ−Ａ２）−（Ｆｚ−Ａ２）として記録しても良い。数式からわかるようにどちらの記録方法であっても同じになる。より質の高い脳波を記録するためには、基準電極に大きな電位変化が無い状態であることが好ましいため、本実施例では、Ａ２を基準とした計測としている。 Here, important features of the electroencephalograph (EEG) will be described. An electroencephalogram recorded by an electroencephalograph records a potential difference between two electrodes. When the target brain activity is single and the signal source position and its current direction are clear, the potential difference between two points sandwiching the signal source position of the brain activity in the current direction becomes the largest.
FIG. 10 shows the electrode positions of the 10-10 method, which is a typical method of the position of the electrode arrangement of the electroencephalogram. In FIG. 10, the electrode positions when the brain activity of FIG. 9 is measured by brain waves are shown in an overlapping manner. The 10-10 method was devised to arrange electrodes more closely than the international 10-20 electrode method. The position of each electrode is determined based on the root of the nose (Nadion: Nz in FIG. 10) and the occipital nodule (Inion: Iz in FIG. 10). In FIG. 10, the head is projected from directly above so that the upper part is the nose root, the lower part is the occipital nodule, the left side is the left ear, and the right side is the right ear.
Here, in the above-described first and second embodiments, the electrode groups arranged in each mounting portion are arranged at equal intervals. Strictly speaking, in the 10-10 method, the position of each electrode is determined by abutting the electrode on a position of a correct ratio with respect to the size of the head of each individual. In the above-described first and second embodiments, in order to simplify the apparatus, the apparatus has an electrode distance suitable for a subject having a standard head shape. Therefore, when the size and shape of the subject's head are different from those of the standard subject, the electrodes of the devices of Embodiments 1 and 2 are slightly shifted from the position of the 10-10 method. In the description, the electrode position will be described as a standard subject. In the present invention, the slight deviation from the position of the 10-10 method is a problem in the analysis of brain activity to be analyzed because the analysis method of the present invention corrects the signal source position and detects the deviation in the current direction. There is no. By using the analysis method of the present invention, even if the electrodes are not arranged strictly at the correct ratio, by disposing the electrode groups at approximately the same positions so as to be equidistant, relatively for the measurement purpose, Correct measurement values can be obtained.
As described above, the signal source analysis of the brain activity in FIG. 9 shows that the signal source position is the primary visual cortex around the bird's rift, and the current direction is upward from the bottom in the vertical direction. Thus, when the brain activity in FIG. 9 is measured using an electroencephalograph, it can be calculated in advance that the potential difference between the vicinity of Oz and the vicinity of Fz in FIG. 10 is the largest. Here, in order to measure a potential difference between two points, for example, between Oz and Fz, an electrode may be arranged at each of Oz and Fz, and a potential difference of Oz-Fz may be recorded using, for example, Fz as a reference electrode. Alternatively, a reference electrode is arranged at the right ear (A2) or the like, and the potential difference of Oz-A2 and the potential difference of Fz-A2 are recorded, and then the difference between the potential differences is calculated as (Oz-A2)-(Fz-A2). ) May be recorded. As can be seen from the mathematical formula, the same applies to either recording method. In order to record higher-quality brain waves, it is preferable that the reference electrode has no large potential change. Therefore, in this embodiment, the measurement is performed with reference to A2.

本実施例１では、図９の脳波を計測ターゲットとするため、バックパーツ１１（電極群１）の真ん中の電極１７をＯｚに接地させる。そして、フロントパーツ３１（電極群２）の真ん中の電極１７をＦｚに接地させる。すなわち、ターゲットとする脳活動の電流方向に対して、垂直に電極１７群をそれぞれ配置する。このようにすると、ターゲットとする信号源位置が、配置した電極位置に対してずれていたり、電流方向が多少斜めになっている場合などであっても、誤差を加味して計測することが可能である。電極配置は概ね図１１のようになる。
本実施例１では、視覚刺激として、空間周波数を低空間周波数（条件１）から高空間周波数（条件４）まで変化させた刺激画像を、１０秒間ずつ６Ｈｚで点滅させ、その時の定常状態視覚誘発電位を計測した。空間周波数とは画像の周期構造の細かさを表す数値であり、低空間周波数は画像が粗く高空間周波数は画像が精密になる。
解析は、フロントパーツ３１のそれぞれの電極１７と、バックパーツ１１のそれぞれの電極１７の差分波形をそれぞれ求めた後、各刺激について、８秒間の脳波を切り出して、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）を行い、パワー値を算出した。例えば、Ｏｚとフロントパーツ３１の電極１７群との差分のイメージを図１２に示す。被験者Ａについて、そのようにして得られたのが、図１３である。尚、これらの一連の計算は、解析コンピュータ内の脳波記録解析プログラムにより、記録後自動的に実施される。 In the first embodiment, the middle electrode 17 of the back part 11 (electrode group 1) is grounded to Oz in order to use the brain wave of FIG. 9 as a measurement target. Then, the middle electrode 17 of the front part 31 (electrode group 2) is grounded to Fz. That is, the electrodes 17 are arranged perpendicularly to the current direction of the target brain activity. In this way, even if the target signal source position is displaced from the arranged electrode position or the current direction is slightly oblique, it is possible to measure taking into account the error It is. The electrode arrangement is generally as shown in FIG.
In the first embodiment, as a visual stimulus, a stimulus image in which the spatial frequency is changed from a low spatial frequency (condition 1) to a high spatial frequency (condition 4) is blinked at 6 Hz for 10 seconds, and the steady state visual induction at that time is performed. The potential was measured. The spatial frequency is a numerical value representing the fineness of the periodic structure of the image, and the low spatial frequency makes the image coarse and the high spatial frequency makes the image precise.
In the analysis, after obtaining a difference waveform between each electrode 17 of the front part 31 and each electrode 17 of the back part 11, for each stimulus, brain waves for 8 seconds are cut out, and FFT (fast Fourier transform) is performed. , And the power value was calculated. For example, FIG. 12 shows an image of the difference between Oz and the group of electrodes 17 of the front part 31. FIG. 13 shows the results obtained for subject A in this manner. These series of calculations are automatically performed after recording by an electroencephalogram recording analysis program in the analysis computer.

以下、図１３の解説をする。図１３はバックパーツ１１の電極１７群（ＰＯ７、Ｏ１、Ｏｚ、Ｏ２、ＰＯ８）のそれぞれと、電極群２との差分波形のパワー値を示したものであり、パワー値が高値であるほど、脳活動が大きいことを示している。例えば、条件２において、ＰＯ７、Ｏ１、Ｏｚ、Ｏ２、ＰＯ８とフロントパーツ３１の電極１７群との差分波形のパワー値を見ると、Ｏｚとの差分が最も大きく、中でも、Ｏｚ−Ｆｚ、Ｏｚ−Ｆ２が大きいことが分かる。このことより、電流方向は、測定ターゲット通り上向きになっていること、信号源の位置は、電極１７のＯｚの位置よりも若干右側にあることが推察される。図１２には、Ｏｚを起点として、前頭部の５電極との間に生じるベクトル（電流方向）を示した。
ここで、条件２と条件３は、Ｏｚ−Ｆｚ、又はＯｚ−Ｆ２で最も強い反応が出ているが、条件４では、Ｏｚ−Ｆ１が最も強くなっており、電流方向が変化していることから条件４では、条件２及び条件３に対して別の脳反応が重畳して記録されていることが判別できる。すなわち、条件４の評価値は条件２、３に比べると信頼性が低いと判断できる。そこで、例えば、条件３と条件４において、Ｏｚ−Ｆ１の評価値の差が０．６であることから、条件４のＯｚ−Ｆｚのパワー値は、３．２ではなく、２．７〜２．８が真値に近いと推察することができ、計測値の信頼度は（２．７〜２．８）÷３．２として８５％程度と求めることができる。尚、この信頼度の求め方は、一例として簡易的に記したものである。
このように、計測値の信頼度をバックパーツ１１とフロントパーツ３１のそれぞれの電極１７群の差分より推察される電流方向の変化より求めることができ、評価値と合わせて出力し、データ使用時に信頼度を考慮することで、様々な要因による測定誤差を減らして、ユーザーの特性を取得することができるようになる。
また、ユーザーの個人特性の評価結果は、図１４のようになる。被験者Ｂは、低空間周波数に対する感度が高く、被験者Ｃは高空間周波数に対する感度が高い特性であると分析できる。尚、図１４では、空間周波数の条件を８種類に増やして評価している。 The following is a description of FIG. FIG. 13 shows the power value of the difference waveform between each of the electrodes 17 group (PO7, O1, Oz, O2, PO8) of the back part 11 and the electrode group 2. The higher the power value, the more the power value. It indicates that the brain activity is large. For example, when the power value of the difference waveform between PO7, O1, Oz, O2, and PO8 and the group of electrodes 17 of the front part 31 is viewed under the condition 2, the difference from Oz is the largest, and among them, Oz-Fz and Oz- It can be seen that F2 is large. From this, it is inferred that the current direction is directed upward according to the measurement target, and the position of the signal source is slightly to the right of the position of Oz of the electrode 17. FIG. 12 shows vectors (current directions) generated between Oz as a starting point and the five electrodes of the forehead.
Here, under the conditions 2 and 3, the strongest reaction occurs in Oz-Fz or Oz-F2, but under the condition 4, Oz-F1 is the strongest and the current direction changes. Accordingly, it can be determined that, under condition 4, another brain reaction is recorded in a manner superimposed on condition 2 and condition 3. That is, it can be determined that the evaluation value of the condition 4 has lower reliability than the evaluation values of the conditions 2 and 3. Therefore, for example, since the difference between the evaluation values of Oz-F1 in Condition 3 and Condition 4 is 0.6, the power value of Oz-Fz in Condition 4 is not 3.2 but 2.7 to 2 .8 can be inferred to be close to the true value, and the reliability of the measured value can be obtained as (2.7-2.8) ÷ 3.2, which is about 85%. The method of obtaining the reliability is simply described as an example.
As described above, the reliability of the measured value can be obtained from the change in the current direction estimated from the difference between the electrode 17 group of each of the back part 11 and the front part 31, and is output together with the evaluation value. By taking the reliability into consideration, it becomes possible to reduce the measurement error due to various factors and acquire the characteristics of the user.
FIG. 14 shows the evaluation result of the user's personal characteristics. It can be analyzed that the subject B has high sensitivity to low spatial frequencies and the subject C has high sensitivity to high spatial frequencies. In FIG. 14, the evaluation is performed by increasing the conditions of the spatial frequency to eight types.

＜実施例２＞
実施例２は、実施の形態２のシステムを使用した外的刺激を聴覚として、その個人の感覚特性を計測し、解析した事例である。
図１５には、純音１０００Ｈｚを刺激として提示した時の聴覚誘発磁界の右側頭葉に計測された信号源位置と信号源方向を示している。被験者Ｄ、被験者Ｅは、大きく計測結果の電流方向が異なる２人の被験者の例である。このように、全く同じ外的刺激に対する脳反応であっても電流方向は大きく異なって記録されるため、簡易的な脳波計（ＥＥＧ）計測システムでの評価時には、信号源の位置や電流方向を解釈できるようにすることが大切である。
本実施例２では、７．５ｃｍずつ離した３個の電極で構成される第１のヘッドバンド５１の電極５８群と７．０ｃｍずつ離した３個の電極で構成される第２のヘッドバンド７１の電極５８群を持つ実施の形態２のシステムを用いている。
本実施例２での電極の配置は、脳磁図の結果より、第１のヘッドバンド５１の電極５８群の中心をＦｚ、第２のヘッドバンド７１の電極５８群の中心をＴ１０に配置し、電極群の配置は正中線に対して平行とした。電極配置は概ね図１６のようになる。 <Example 2>
Example 2 is an example in which an external stimulus using the system of Embodiment 2 was used as hearing, and the sensory characteristics of the individual were measured and analyzed.
FIG. 15 shows the signal source position and the signal source direction measured on the right temporal lobe of the auditory evoked magnetic field when a pure tone of 1000 Hz is presented as a stimulus. The subject D and the subject E are examples of two subjects whose current directions of measurement results are largely different. As described above, even in the case of the brain response to the same external stimulus, the current direction is recorded in a greatly different manner. Therefore, when evaluating with a simple electroencephalograph (EEG) measurement system, the position of the signal source and the current direction are changed. It is important to be able to interpret.
In the second embodiment, the electrode 58 group of the first headband 51 composed of three electrodes separated by 7.5 cm and the second headband composed of three electrodes separated by 7.0 cm The system according to the second embodiment having 71 electrode groups 58 is used.
According to the results of the magnetoencephalogram, the center of the group of electrodes 58 of the first headband 51 is located at Fz, the center of the group of electrodes 58 of the second headband 71 is located at T10, The arrangement of the electrode group was parallel to the midline. The electrode arrangement is generally as shown in FIG.

まず、被験者Ｄの聴覚誘発電位の計測結果を図１７に示す。このようにＣｚ−Ｐ１０の差分波形（図１７における太線の波形）より得られる聴覚誘発電位が最も大きな脳反応として得られており、概ね電流方向としては、Ｃｚ−Ｐ１０になっていることが分かる。より細かく見るため、聴覚誘発電位の振幅と潜時をまとめたのが、図１８である。振幅の単位はμＶ（マイクロボルト）、潜時の単位はｍｓ（ミリ秒）である。その結果、電極群２のどの電極を起点とした場合であってもＣｚ＞Ｆｚ＞Ｆｐｚの振幅となっている。このことから、電流はＣｚに向かって流れていることが解釈できる。ここで、潜時（刺激を与えてから実際に脳に反応が起こるまでの時間の遅れ）は、第２のヘッドバンド７１側の電極５８群についてみると、
Ｆ１０基準:85-87ms
Ｔ１０基準:87-88ms
Ｐ１０基準:75-78ms
となっており、Ｐ１０基準のみが速いことから、Ｐ１０付近を出発点として電流が流れていることが分かる。電流方向を推定すると図１９の矢印の方向となる。 First, the measurement result of the auditory evoked potential of the subject D is shown in FIG. As described above, the auditory evoked potential obtained from the difference waveform of Cz-P10 (bold line waveform in FIG. 17) is obtained as the largest brain response, and it can be seen that the current direction is almost Cz-P10. . FIG. 18 summarizes the amplitudes and latencies of auditory evoked potentials for a more detailed view. The unit of the amplitude is μV (microvolt), and the unit of the latency is ms (millisecond). As a result, the amplitude of Cz>Fz> Fpz is obtained no matter which electrode of the electrode group 2 is the starting point. From this, it can be understood that the current is flowing toward Cz. Here, the latency (the delay of the time from when a stimulus is given to when a reaction actually occurs in the brain) is determined for the group of electrodes 58 on the second headband 71 side.
F10 standard: 85-87ms
T10 standard: 87-88ms
P10 standard: 75-78ms
Since only the P10 reference is fast, it can be understood that the current is flowing starting from around P10. Estimating the current direction results in the direction of the arrow in FIG.

次に被験者Ｅの計測結果を図２０に示す。また被験者Ｄと同様に聴覚誘発電位の振幅と潜時をまとめた表を図２１に示す。
まず、電流の終点については、電極群２のどの電極を始点とした場合であっても振幅よりＦｚ＞＞Ｃｚ＞Ｆｐｚであることから、Ｆｚ付近で、ややＣｚ寄りであるということが分かる。電流の始点については、潜時から
Ｆ１０基準:77-83ms
Ｔ１０基準:75-76ms
Ｐ１０基準:74ms
である。Ｆ１０基準は遅く、Ｐ１０が最も速いがＴ１０基準との差は僅かである。そのためＴ１０とＰ１０の間でＰ１０寄りであることがわかる。これらから解析すると、推定された電流方向は図２２の矢印の方向となる。 Next, the measurement result of the subject E is shown in FIG. FIG. 21 shows a table in which the amplitudes and latencies of auditory evoked potentials are summarized as in the case of the subject D.
First, the end point of the current is Fz >>Cz> Fpz from the amplitude no matter which electrode of the electrode group 2 is the start point, so it can be seen that the current is slightly closer to Cz near Fz. About the starting point of the current, from the latency F10 standard: 77-83ms
T10 standard: 75-76ms
P10 standard: 74 ms
It is. The F10 standard is slow, and P10 is the fastest, but the difference from the T10 standard is small. Therefore, it can be seen that it is closer to P10 between T10 and P10. When analyzed from these, the estimated current direction is the direction of the arrow in FIG.

これら実施例１や実施例２のように、電極群をターゲットとする脳活動で想定される電流方向に対して垂直に配置することで、実施例１のように定常状態の誘発電位を用いる場合であっても、実施例２のようにｔｒａｎｓｉｅｎｔ型の誘発電位を用いる場合であっても、信号源の位置と電流方向を計測結果より解釈することができる。
実施例２は、刺激が１種類の事例であったが、実施例１と同様に、刺激を複数とした場合の脳活動を解析することで、被験者個人の感覚特性を評価することができる。例えば、本実施例２では、提示する聴覚刺激の音の高さや大きさ、提示タイミングの周波数などを段階的に変化させた複数の刺激を提示することで、被験者個人の聞こえ方の特性や注意力などを評価することができる。また、電流方向の変化を解析することで、ターゲットとする脳活動に対する計測値の信頼性の情報を合わせて得ることが可能である。 In the case of using the evoked potential in the steady state as in the first embodiment, by arranging the electrode group perpendicular to the current direction assumed in the brain activity as the target as in the first and second embodiments. Even in the case of using a transient evoked potential as in the second embodiment, the position of the signal source and the current direction can be interpreted from the measurement result.
In the second embodiment, only one type of stimulus was used. However, similar to the first embodiment, the sensory characteristics of the subject can be evaluated by analyzing the brain activity when a plurality of stimuli are used. For example, in the second embodiment, by presenting a plurality of stimuli in which the pitch and the loudness of the auditory stimulus to be presented, the frequency of the presentation timing, and the like are changed in a stepwise manner, the characteristics and attention of the subject's individual hearing can be obtained. Power can be evaluated. Further, by analyzing the change in the current direction, it is possible to obtain information on the reliability of the measurement value for the target brain activity.

尚、この発明は、次のように変更して具体化することも可能である。
・上記実施の形態１では、眼鏡にバックパーツ１１を取り付けるようにしていたが、これは実施の形態２の第１のヘッドバンド５１のようなベルト状の形態としてもよい。
・上記実施の形態１及び実施の形態２のヘッドセットを含む脳波計測システムは一例であり、本発明が限定されることはない。例えば、中心となる回路部から蛸足状にアームが延び、その先端に電極が１つずつあるような形状であっても、各アームが２つの電極群に分けられ、かつ少なくともいずれか一方の電極群が３以上の電極が直列に配置されるようにアームを配置した場合には本発明の構成に含まれる。
・上記実施の形態１では５つの電極１７とし、実施の形態２では３つの電極５８としたが、数をもっと増やしても、あるいは２つで構成してもよい。
・直列に配置する電極として例えば実施の形態１のバックパーツ１１だけを直列に複数の電極を配設するようにし、フロントパーツ３１の電極１７を２つで構成するようにしてもよい。
・実施の形態２の第１のヘッドバンド５１にはクリップ式のグラウンド電極６１及びファレンス電極６２を配設したが、当接型の電極であってもよい。
・上記実施例では、視覚刺激と頂角刺激を用いたが、他の五感を刺激するものや、異なる種類の刺激を組み合わせるようにしてもよい。
・電極として磁場計測の素子を採用することで、脳活動を脳波ではなく脳磁場として計測するようにしてもよい。その場合であっても解析対象とする脳活動は、外的刺激又は内的刺激が同じであれば、ほぼ同一となるため本発明を適用できる。
その他本発明の趣旨を逸脱しない態様で実施することは自由である。 The present invention can be embodied with the following modifications.
In the first embodiment, the back part 11 is attached to the spectacles. However, the back part 11 may be a belt-like form like the first headband 51 of the second embodiment.
-The electroencephalogram measurement system including the headsets of the first embodiment and the second embodiment is an example, and the present invention is not limited thereto. For example, even if the arms extend in an octopus-like shape from the central circuit portion and each electrode is provided at the tip thereof, each arm is divided into two electrode groups, and at least one of the two electrode groups is provided. The case where the arms are arranged such that three or more electrodes are arranged in series is included in the configuration of the present invention.
In the first embodiment, five electrodes 17 are used, and in the second embodiment, three electrodes 58 are used. However, the number may be increased or two electrodes may be used.
As the electrodes arranged in series, for example, a plurality of electrodes may be arranged in series only with the back part 11 of the first embodiment, and two electrodes 17 of the front part 31 may be constituted.
Although the clip-type ground electrode 61 and the reference electrode 62 are provided in the first headband 51 of the second embodiment, they may be contact-type electrodes.
In the above embodiment, the visual stimulus and the apex angle stimulus are used. However, other stimuli for stimulating the five senses or different types of stimuli may be combined.
By adopting a magnetic field measurement element as an electrode, brain activity may be measured as a brain magnetic field instead of a brain wave. Even in such a case, the brain activity to be analyzed is substantially the same if the external stimulus or the internal stimulus is the same, so that the present invention can be applied.
In addition, the present invention can be freely implemented without departing from the gist of the present invention.

Claims (26)

所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動を解析するための脳活動検出システムであって、
複数の電極よりなる第１の電極群と、複数の電極よりなる第２の電極群の、少なくとも２つの電極群を備えるとともに、前記第１の電極群の各電極毎の第１の電位と、前記第２の電極群の各電極毎の第２の電位との差をそれぞれ算出する算出手段を備え、
前記第１及び前記第２の電極群の少なくともいずれか一方は３以上の電極が直列に配置されている電極列よりなることを特徴とする脳活動検出システム。 A brain activity detection system for analyzing brain activity induced by a predetermined external stimulus or internal stimulus,
A first electrode group composed of a plurality of electrodes, the second electrode group composed of a plurality of electrodes, Rutotomoni comprises at least two electrode groups, and the first potential of each electrode of the first electrode group Calculating means for calculating a difference from a second potential for each electrode of the second electrode group ,
A brain activity detection system, wherein at least one of the first and second electrode groups comprises an electrode row in which three or more electrodes are arranged in series. 前記第１の電極群と前記第２の電極群は、両群ともに３以上の電極が直列に配置された電極列よりなることを特徴とする請求項１に記載の脳活動検出システム。   2. The brain activity detection system according to claim 1, wherein each of the first electrode group and the second electrode group includes an electrode row in which three or more electrodes are arranged in series. 3. 前記電極列の電極は、前記電極列の全長の中心位置において線対称となる位置に配置されていることを特徴とする請求項１〜２のいずれかに記載の脳活動検出システム。   The brain activity detection system according to any one of claims 1 to 2, wherein the electrodes of the electrode row are arranged at positions that are line-symmetric at the center of the entire length of the electrode row. 前記電極列の全長の中心位置から同中心位置にはない最も近い電極までの距離をＳとした場合に、前記各電極は前記中心位置から前記Ｓ間隔で順に配置されていることを特徴とする請求項３に記載の脳活動検出システム。   When the distance from the center position of the entire length of the electrode row to the closest electrode not at the same center position is S, the electrodes are sequentially arranged at the S interval from the center position. The brain activity detection system according to claim 3. 前記電極列の電極間の距離は２〜４ｃｍであることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の脳活動検出システム。 The brain activity detection system according to any one of claims 1 to 4, wherein a distance between the electrodes of the electrode row is 2 to 4 cm. 前記電極列は、前記所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動の電流方向に交差するように配置されることを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載の脳活動検出システム。   The brain activity according to any one of claims 1 to 5, wherein the electrode array is arranged so as to intersect a current direction of the brain activity induced by the predetermined external stimulation or internal stimulation. Detection system. 前記電極列は、前記所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動の電流方向に直交するように配置されることを特徴とする請求項１〜６いずれかに記載の脳活動検出システム。   The brain activity detection according to any one of claims 1 to 6, wherein the electrode array is arranged so as to be orthogonal to a current direction of brain activity induced by the predetermined external stimulation or internal stimulation. system. 前記第１の電極群と前記第２の電極群の中心は、被験者の頭部に沿って１５ｃｍ以上離間させて被験者に装着されることを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の脳活動検出システム。   The center of the said 1st electrode group and the said 2nd electrode group is mounted | worn with a test subject at a distance of 15 cm or more along a test subject's head, The one of the Claims 1-7 characterized by the above-mentioned. Brain activity detection system. 前記所定の外的刺激は視覚刺激であり、当該の視覚刺激の刺激開始時又は刺激提示時の時間を脳活動と同期して記録することを特徴とする請求項１〜８のいずれかに記載の脳活動検出システム。   The said predetermined external stimulus is a visual stimulus, The time at the time of the said stimulus start or the stimulus presentation of the said visual stimulus is recorded in synchronization with brain activity, The Claims characterized by the above-mentioned. Brain activity detection system. 前記第１の電極群のいずれかの電極の第１の電位と前記第２の電極群のいずれかの電極の第２の電位の電位差、前記第１の電極群のいずれか２つの電極の第１の電位及び第２の電位の電位差、前記第２の電極群のいずれか２つの電極の第１の電位及び第２の電位の電位差、の少なくともいずれか１つの電位差に基づいて脳活動を解析することを特徴とする請求項１〜９のいずれかに記載の脳活動検出システム。   A potential difference between a first potential of any one electrode of the first electrode group and a second potential of any one of the electrodes of the second electrode group; Analyzing brain activity based on at least one of a potential difference between a first potential and a second potential, and a potential difference between a first potential and a second potential of any two electrodes of the second electrode group The brain activity detection system according to any one of claims 1 to 9, wherein: 前記算出手段によって算出した電位差を表示する表示手段を備えることを特徴とする請求項１〜１０のいずれかに記載の脳活動検出システム。 The brain activity detection system according to claim 1, further comprising a display unit that displays the potential difference calculated by the calculation unit . 前記第１の電極群の中心は後頭結節の２ｃｍ下〜後頭結節の５ｃｍ上のいずれかの位置に配置され、前記第２の電極群の中心は頭頂〜頭頂の９ｃｍ前方のいずれかの位置に配置されることを特徴とする請求項１〜１１のいずれかに記載の脳活動検出システム。 The center of the first electrode group is located anywhere from 2 cm below the occipital nodule to 5 cm above the occipital node, and the center of the second electrode group is located anywhere from 9 cm anterior to the parietal to the parietal. brain activity detection system according to any one of claims 1 to 11, arranged said Rukoto. 前記第１の電極群を備える第１の装着部を備えることを特徴とする請求項１〜１２のいずれかに記載の脳活動検出システム。 Brain activity detection system according to any one of claims 1 to 12, characterized in Rukoto includes a first attachment portion comprising the first electrode group. 前記第２の電極群を備える第２の装着部を備えることを特徴とする請求項１３に記載の脳活動検出システム。 Brain activity detection system of claim 1 3, characterized in that it comprises a second attachment portion comprising the second electrode group. 前記第１の装着部と第２の装着部との間は少なくとも１つのアーム構造により連結されていることを特徴とする請求項１４に記載の脳活動検出システム。 Brain activity detection system of claim 14 between the first mounting portion and the second mounting portion, characterized that you have been connected by at least one arm structure. 前記第１又は第２の装着部の少なくとも一方は、被験者の装用する眼鏡を支持体として頭部に装着させるようにしたことを特徴とする請求項１３〜１５のいずれかに記載の脳活動検出システム。 Wherein at least one of the first or second mounting portion, the brain of any of claims 1 3-15, characterized in that the so that is worn on the head of the eyeglasses worn subjects as a support Activity detection system. 前記第１又は第２の装着部はそれぞれ別々に頭部に装着されることを特徴とする請求項１３〜１６のいずれかに記載の脳活動検出システム。 The first or brain activity detecting system as claimed in any one of claims 1 3-16 second mounting portion that is mounted on the head each separately characterized Rukoto. 前記第１及び第２の装着部の少なくともいずれかは柔軟な素材により構成され、基準電極及びグラウンド電極を備えることを特徴とする請求項１３〜１７のいずれかに記載の脳活動検出システム。 At least one of said first and second mounting portion is constituted by a flexible material, brain activity detecting system as claimed in any one of claims 1 3-17, wherein Rukoto comprising a reference electrode and a ground electrode . 請求項１〜１８のいずれかに記載の脳活動検出システムを使用した個人の感覚特性の評価方法であって、前記外的刺激を複数の異なる刺激とし、それら異なる複数の刺激によって得られる脳活動を解析することを特徴とする個人の感覚特性の評価方法。 A method for evaluating an individual's sensory characteristics using the brain activity detection system according to claim 1, wherein the external stimulus is a plurality of different stimuli, and the brain activity is obtained by the different stimuli. method of evaluating the sensory characteristics of the individual which is characterized that you parse. 前記外的刺激は複数の異なる空間周波数であり、被験者固有の見え方の特性を異なる空間周波数に対する脳活動を解析することにより算出することを特徴とする請求項１９に記載の個人の見え方の評価方法。 The external stimuli are a plurality of different spatial frequencies, personal appearance according to claim 19, characterized in that calculated by analyzing the brain activity for different spatial frequencies of the subject specific appearance characteristics Evaluation methods. 請求項１〜１８のいずれかに記載の脳活動検出システムを使用した脳活動の解析方法であって、所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動を、所定の２カ所の位置における第１の電位と第２の電位とを測定し、それらの電位差に基づいて与えた前記外的刺激又は内的刺激に応じた電流の流れる方向（以下、電流方向）として取得し、前記第１及び第２の電位と電流方向によって脳活動を解析することを特徴とする脳活動の解析方法。 A method for analyzing brain activity using the brain activity detection system according to any one of claims 1 to 18, wherein brain activity induced by a predetermined external stimulus or internal stimulus is determined at two predetermined positions. Measuring the first electric potential and the second electric potential in the above, acquiring as a direction of current flow (hereinafter, current direction) corresponding to the external stimulus or the internal stimulus given based on the potential difference, A brain activity analysis method characterized by analyzing brain activity according to first and second potentials and current directions . 前記取得した電流方向を解析することにより、前記所定の外的刺激又は内的刺激により誘発される脳活動の計測信頼度を算出することを特徴とする請求項２１に記載の脳活動の解析方法。 22. The brain activity analysis method according to claim 21 , wherein the reliability of measurement of brain activity induced by the predetermined external stimulus or internal stimulus is calculated by analyzing the acquired current direction. . 請求項１〜１８のいずれかに記載の脳活動検出システムを使用した脳活動の解析方法であって、前記第１の電極群の２以上の電極毎に得られた測定電位に基づいて前記第１の電極群の適正な位置を推定することを特徴とする脳活動の解析方法。 A method for analyzing brain activity using the brain activity detection system according to any one of claims 1 to 18, wherein the second method is performed based on a measured potential obtained for each of two or more electrodes of the first electrode group. A method for analyzing brain activity, comprising estimating an appropriate position of one electrode group . 請求項１〜１８のいずれかに記載の脳活動検出システムを使用した脳活動の解析方法であって、前記第２の電極群の２以上の電極毎に得られた測定電位に基づいて前記第２の電極群の適正な位置を推定することを特徴とする脳活動の解析方法。 A brain activity analysis method using the brain activity detection system according to any one of claims 1 to 18 , wherein the brain activity analysis method is based on a measured potential obtained for each of two or more electrodes of the second electrode group. A method for analyzing brain activity, comprising estimating an appropriate position of a second electrode group. 請求項２１〜２４のいずれかに記載の脳活動の解析方法であって、前記外的刺激を異なる複数の刺激とし、それら異なる複数の刺激によって得られる脳活動を解析することを特徴とする個人の感覚特性の評価方法。 A method of analyzing brain activity according to any of claims 21-24, individuals said external stimulus and a plurality of different stimuli, and wherein the analyzing brain activity obtained by their different stimuli Of sensory characteristics 前記外的刺激は複数の異なる空間周波数であり、被験者固有の見え方の特性を異なる空間周波数に対する脳活動を解析することにより算出することを特徴とする請求項２５に記載の個人の見え方の評価方法。 26. The personal appearance according to claim 25, wherein the external stimulus is a plurality of different spatial frequencies, and a characteristic of the subject-specific appearance is calculated by analyzing brain activity for different spatial frequencies . Evaluation methods.