JP5360895B2 - Visual evoked potential signal detection system - Google Patents
Visual evoked potential signal detection system Download PDFInfo
- Publication number
- JP5360895B2 JP5360895B2 JP2009161691A JP2009161691A JP5360895B2 JP 5360895 B2 JP5360895 B2 JP 5360895B2 JP 2009161691 A JP2009161691 A JP 2009161691A JP 2009161691 A JP2009161691 A JP 2009161691A JP 5360895 B2 JP5360895 B2 JP 5360895B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- signal
- evoked potential
- light source
- visual evoked
- blinking
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
本発明は、視覚刺激によって脳内に誘発される視覚誘発電位（Visual Evoked Potential；ＶＥＰ）の信号を検出する視覚誘発電位信号検出システムに関する。 The present invention relates to a visual evoked potential signal detection system for detecting a visual evoked potential (VEP) signal induced in a brain by a visual stimulus.
視覚刺激をヒトに与えると、脳内に視覚誘発電位が誘発されることが知られている。特に、５Ｈｚ〜６０Ｈｚ程度の定常的な視覚刺激によって誘発される視覚誘発電位を定常型視覚誘発電位（Steady-State Visual Evoked Potential；ＳＳＶＥＰ）という。かかる視覚誘発電位は、眼球、視神経、大脳皮質視覚野等の視覚伝導路に異常がない限り、脳の電気的な活動を表す脳波に含まれる信号成分として万人に観測されるものであり、主に大脳皮質視覚野付近に発生する。 It is known that when a visual stimulus is given to a human, a visual evoked potential is induced in the brain. In particular, a visual evoked potential induced by a steady visual stimulus of about 5 Hz to 60 Hz is called a Steady-State Visual Evoked Potential (SSVEP). Such visual evoked potentials are observed by all as a signal component included in the electroencephalogram representing the electrical activity of the brain, unless there is an abnormality in the visual conduction path such as the eyeball, optic nerve, cortical visual cortex, etc. It occurs mainly near the visual cortex of the cerebral cortex.
このような視覚誘発電位は、視覚刺激と略同様の時間周波数を有する信号として観察される。すなわち、視覚誘発電位の信号（以下、視覚誘発電位信号という。）は、図６に示すように、視覚刺激源が所定周波数で点滅するＬＥＤ（Light Emitting Diode）等の光源１０１であった場合には、観測者ＯＢの大脳皮質視覚野１０２の細胞応答を反映し、例えば図７に示すように、光源１０１の点滅駆動信号の周波数と略同調した律動的な波形となる。そして、所定の視覚刺激に注意を向けた場合に誘発される視覚誘発電位信号は、他の視覚刺激によって誘発される視覚誘発電位に比べ、その振幅値や、刺激に対する位相同期の度合いが増大することが知られている。 Such a visual evoked potential is observed as a signal having a time frequency substantially similar to that of a visual stimulus. That is, the visual evoked potential signal (hereinafter referred to as the visual evoked potential signal) is generated when the visual stimulus source is a light source 101 such as an LED (Light Emitting Diode) that blinks at a predetermined frequency, as shown in FIG. Reflects the cellular response of the cerebral cortex visual cortex 102 of the observer OB, and becomes a rhythmic waveform substantially synchronized with the frequency of the blinking drive signal of the light source 101, for example, as shown in FIG. The visual evoked potential signal that is induced when attention is directed to a predetermined visual stimulus has an amplitude value and a degree of phase synchronization with the stimulus that are greater than those induced by other visual stimuli. It is known.
従来から、このような視覚誘発電位に関する生理現象に着目し、測定した脳波から視覚誘発電位信号を検出することにより、例えばリハビリテーション装置やブレインコンピュータインターフェース等、様々な分野に応用することが試みられている。 Conventionally, it has been tried to apply to various fields such as rehabilitation devices and brain computer interfaces by detecting the visual evoked potential signal from the measured electroencephalogram, paying attention to the physiological phenomenon related to such visual evoked potential. Yes.
例えば、特許文献１には、複数の刺激光中の任意の１つを注視することによって発生する誘発脳波に含まれる当該刺激光信号に関する成分から注視刺激光を特定し、その特定結果に割り当てられた選択スイッチを機能させる技術が開示されている。 For example, in Patent Document 1, gaze stimulation light is identified from components related to the stimulation light signal included in the induced electroencephalogram generated by gazing at any one of a plurality of stimulation lights, and assigned to the identification result. A technique for operating the selected switch is disclosed.
また、特許文献２には、点滅光を目視したときに測定された脳波信号の周波数分布を解析し、この解析結果に基づいて点滅光方向へのポインタの移動情報を作成し、作成した移動情報に基づいてディスプレイに表示されたポインタの表示位置を変位させる技術が開示されている。 Further, Patent Document 2 analyzes the frequency distribution of an electroencephalogram signal measured when the blinking light is visually observed, creates movement information of the pointer in the blinking light direction based on the analysis result, and creates the created movement information. A technique for displacing the display position of the pointer displayed on the display based on the above is disclosed.
ここで、視覚誘発電位は、上述したように、脳波に含まれる信号成分として観測されるが、視覚誘発電位を利用した応用形態を考えると、脳波測定は、非侵襲的に行うのが望ましい。この種の脳波測定方法としては、図６に示したように、脳の神経細胞の電気活動を、観測者ＯＢの頭皮上に設置した電極１０３を用いて検出して記録する方法がある。しかしながら、かかる方法によって測定された脳波には様々な信号が含まれていることから、視覚誘発電位信号をブレインコンピュータインターフェース等に応用する場合には、微弱な視覚誘発電位信号を適切に検出し、正答率を高める必要がある。 Here, the visual evoked potential is observed as a signal component included in the electroencephalogram as described above. However, considering an application form using the visual evoked potential, it is desirable to perform the electroencephalogram measurement non-invasively. As this type of electroencephalogram measurement method, as shown in FIG. 6, there is a method of detecting and recording the electrical activity of nerve cells in the brain using the electrode 103 placed on the scalp of the observer OB. However, since various signals are included in the electroencephalogram measured by such a method, when the visual evoked potential signal is applied to a brain computer interface or the like, the weak visual evoked potential signal is appropriately detected, It is necessary to increase the correct answer rate.
このような観点について行われた研究結果の１つとして、非特許文献１には、平均３．８秒のデータ長のデータを４８チャンネル入力した場合に、８７．５％の正答率が得られたブレインコンピュータインターフェースが開示されている。この非特許文献１に開示された実験は、光源の点滅周波数を、脳波信号の信号対雑音比（Signal to Noise Ratio；以下、ＳＮＲという。）が良好な低周波帯域（６Ｈｚ〜１６Ｈｚ）において０．２Ｈｚ刻みで変化させて行われている。そして、この非特許文献１には、実験の結果、光源の点滅周波数が８Ｈｚ〜１０Ｈｚの帯域である場合にはα波の影響を受けやすく、１０Ｈｚ〜１２Ｈｚの点滅周波数の場合に最も良好な結果が得られた旨が記載されている。なお、この実験において、高周波帯域（２５Ｈｚ〜５０Ｈｚ）については、低周波帯域の場合に比べて脳波信号の振幅が小さく導出できる部位が小さいという理由から行われていない。 As one of the results of research conducted on this point of view, Non-Patent Document 1 has a correct answer rate of 87.5% when 48 channels of data with an average data length of 3.8 seconds are input. A brain computer interface is disclosed. The experiment disclosed in Non-Patent Document 1 shows that the blinking frequency of the light source is 0 in a low frequency band (6 Hz to 16 Hz) where the signal-to-noise ratio (hereinafter referred to as SNR) of the electroencephalogram signal is good. .Changed in steps of 2 Hz. In Non-Patent Document 1, as a result of experiments, when the blinking frequency of the light source is in a band of 8 Hz to 10 Hz, it is easily affected by α waves, and the best result is obtained when the blinking frequency is 10 Hz to 12 Hz. It is described that is obtained. In this experiment, the high frequency band (25 Hz to 50 Hz) is not performed because the portion from which the amplitude of the electroencephalogram signal can be derived is small compared to the case of the low frequency band.
また、非特許文献２には、電話機のボタン入力を想定したブレインコンピュータインターフェースが開示されている。具体的には、この非特許文献２には、電話機を構成する０〜９の数字キー、エンターキー、バックスペースキー、及び、オン／オフキーに光源を割り当て、これら１３チャンネルのデータについて正答率の検証を行った様子が開示されている。なお、この実験においては、光源の点滅周波数として、６Ｈｚ〜１４Ｈｚの低周波帯域のうち、α波の帯域と重複しない帯域を使用しており、平均転送率は、２７．１５ビット／分である。 Non-Patent Document 2 discloses a brain computer interface that assumes telephone button input. Specifically, in this non-patent document 2, light sources are assigned to 0-9 numeric keys, enter key, backspace key, and on / off key that constitute a telephone, and the correct answer rate for these 13 channel data is shown. The state of verification is disclosed. In this experiment, as the blinking frequency of the light source, a band that does not overlap with the α-wave band in the low frequency band of 6 Hz to 14 Hz is used, and the average transfer rate is 27.15 bits / minute. .
さらに、非特許文献３には、事象関連電位のＰ３００を用いて、実際に筋萎縮性側索硬化症（Amyotrophic Lateral Sclerosis；ＡＬＳ）患者に対して、文字入力インターフェースを適用する実験について開示されており、この実験の結果、オフラインでの正答率は８１．５１％であり、オンラインでの正答率は６１．９８％であった。 Furthermore, Non-Patent Document 3 discloses an experiment in which a character input interface is actually applied to a patient with Amyotrophic Lateral Sclerosis (ALS) using the event-related potential P300. As a result of this experiment, the offline correct answer rate was 81.51%, and the online correct answer rate was 61.98%.
ところで、視覚誘発電位信号は、一般に、光源の点滅強度が強いほど、そのＳＮＲが良好となり、正答率が高くなる。そのため、上述した非特許文献１乃至非特許文献３に記載された実験をはじめとする従来の技術においては、できる限り点滅強度が強い光源を用いている。 By the way, the visual evoked potential signal generally has a better SNR and a higher correct answer rate as the flashing intensity of the light source is stronger. For this reason, in the conventional techniques including the experiments described in Non-Patent Document 1 to Non-Patent Document 3 described above, a light source having as high a blinking intensity as possible is used.
しかしながら、点滅強度が強いと、点滅光を目視する観測者にとっては、非常に眩しく感じることとなり、観測者に負担を強いることとなる。そのため、点滅強度が強い光源は、長時間の使用には適さず、実用化の妨げとなるという問題がある。一方、光源の点滅強度を低下させた場合には、視覚誘発電位の反応が落ちてしまい、その結果観測される視覚誘発電位信号のＳＮＲが悪化するという問題がある。また、点滅光の光刺激に晒されることによって光過敏性発作が生じることもある。 However, if the blinking intensity is high, it will be very dazzling for the observer who views the blinking light, and this will place a burden on the observer. For this reason, a light source with high flashing intensity is not suitable for long-time use, and there is a problem that it impedes practical use. On the other hand, when the blinking intensity of the light source is lowered, there is a problem that the response of the visual evoked potential falls, and as a result, the SNR of the visual evoked potential signal observed deteriorates. Photosensitive seizures may also occur when exposed to flashing light stimuli.
また、従来では、上述した非特許文献１乃至非特許文献３に記載された実験のように、比較的視覚誘発電位の反応が大きい低周波帯域（５Ｈｚ〜１６Ｈｚ程度）の点滅周波数を有する光源を用いている。しかしながら、点滅周波数が異なる複数の光源を１枚のボード等の狭い領域に設置するブレインコンピュータインターフェース等の態様を想定すると、点滅周波数が低い複数の点滅光が観測者の視野に入ることとなり、観測者が点滅光のちらつきを過度に気にしてしまう事態を招来し、実用性に乏しいという問題がある。 Conventionally, as in the experiments described in Non-Patent Document 1 to Non-Patent Document 3 described above, a light source having a blinking frequency in a low frequency band (about 5 Hz to 16 Hz) with a relatively large response of the visual evoked potential is used. Used. However, assuming a form such as a brain computer interface in which multiple light sources with different flashing frequencies are installed in a narrow area such as a single board, multiple flashing lights with low flashing frequencies will enter the observer's field of view. This leads to a situation where a person excessively cares about flickering of flashing light, and there is a problem that it is not practical.
また、この低周波帯域は、安静時に全頭的に観測されるα波の帯域（８Ｈｚ〜１３Ｈｚ程度）と重複してしまうことが多い。したがって、かかる帯域の点滅周波数を有する光源を用いた場合には、視覚誘発電位とα波とが混合した脳波信号が観測されることになり、フーリエ変換等の通常のパワースペクトル解析を行ったとしても、視覚誘発電位信号を適切に弁別することができず、正答率が低くなるという問題がある。さらに、この場合において、α波の帯域と重複しない帯域の点滅周波数を有する光源を使用した場合には、点滅周波数が極めて狭帯域となってしまい、実用化が困難となるという問題がある。 In addition, this low frequency band often overlaps with the alpha wave band (about 8 Hz to 13 Hz) observed entirely at rest. Therefore, when a light source having a blinking frequency in such a band is used, an electroencephalogram signal in which a visual evoked potential and an α wave are mixed is observed, and normal power spectrum analysis such as Fourier transform is performed. However, there is a problem that the visual evoked potential signal cannot be properly discriminated and the correct answer rate is lowered. Furthermore, in this case, when a light source having a blinking frequency in a band that does not overlap with the α wave band is used, there is a problem that the blinking frequency becomes an extremely narrow band, making practical application difficult.
本発明は、このような実情に鑑みてなされたものであり、点滅光の眩しさやちらつき感を抑制して観察者の負担を大幅に軽減し、長時間の使用に極めて適して優れた実用性を発揮することができる視覚誘発電位信号検出システムを提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of such circumstances, greatly reducing the burden on the observer by suppressing the glare and flickering of the flashing light, and is extremely suitable for long-time use and excellent practicality. It is an object of the present invention to provide a visual evoked potential signal detection system capable of exhibiting the above.
本願発明者は、視覚誘発電位信号のＳＮＲの悪化の原因となる光源自体の点滅強度を低下させずに、且つ、観測者に眩しさやちらつきを感じさせない方法を鋭意模索した結果、点滅光が融合して視認されるとき、より具体的には、点滅光が点滅しているにもかかわらず観測者にとって連続して点灯しているように視認されるときの明るさは輝度の平均値である、というヒトの目の特性を表した法則、すなわち、いわゆるTalbot-Plateau則を利用することを考えた。 The inventor of the present application diligently searched for a method that does not cause the observer to feel dazzling or flickering without reducing the blinking intensity of the light source itself, which causes the deterioration of the SNR of the visual evoked potential signal. More specifically, the brightness when the viewer visually recognizes that the flashing light is continuously lit even though the flashing light is flashing is an average value of luminance. , I thought about using the so-called Talbot-Plateau rule that expresses the characteristics of the human eye.
すなわち、上述した目的を達成する本発明にかかる視覚誘発電位信号検出システムは、脳波に含まれる特定の視覚誘発電位信号を検出する視覚誘発電位信号検出システムであって、光源が配設された観測対象物と、前記光源を視認する観測者の脳波信号を処理する信号処理部とを備え、前記観測対象物は、点滅光が点滅しているにもかかわらず前記観測者にとって連続して点灯しているように視認される程度の点滅周波数で前記光源を点滅させ、前記信号処理部は、前記光源の駆動信号と脳波信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を行い、その解析結果に基づいて視覚誘発電位信号を検出することを特徴とする。また、脳波に含まれる特定の視覚誘発電位信号を検出する視覚誘発電位信号検出システムであって、光源が配設された観測対象物と、前記光源を視認する観測者の脳波信号を処理する信号処理部とを備え、前記観測対象物は、点滅光が点滅しているにもかかわらず前記観測者にとって連続して点灯しているように視認される程度の点滅周波数で前記光源を点滅させ、前記信号処理部は、解析窓をオーバーラップさせて所定時間分だけずらしながら、前記光源の駆動信号と脳波信号とのクロススペクトル解析を行い、クロススペクトルを表す複素平面上のベクトルを加算して得られる加算後のベクトルの位相及び振幅に基づいて、視覚誘発電位信号を検出することを特徴とする。また、脳波に含まれる特定の視覚誘発電位信号を検出する視覚誘発電位信号検出システムであって、光源が配設された観測対象物と、前記光源を視認する観測者の脳波信号を処理する信号処理部とを備え、前記観測対象物は、点滅光が点滅しているにもかかわらず前記観測者にとって連続して点灯しているように視認される程度の点滅周波数で前記光源を点滅させ、前記観測対象物には、複数の光源が配設されており、前記複数の光源は、それぞれ、互いに異なる固有の点滅周波数で点滅し、前記信号処理部は、前記光源の駆動信号と脳波信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を行い、その解析結果に基づいて視覚誘発電位信号を検出し、検出した視覚誘発電位信号に対応する前記観測者が注視した光源を判定することを特徴とする。
That is, the visual evoked potential signal detection system according to the present invention that achieves the above-described object is a visual evoked potential signal detection system that detects a specific visual evoked potential signal included in an electroencephalogram, and is an observation in which a light source is provided. An object and a signal processing unit that processes an electroencephalogram signal of an observer who visually recognizes the light source, and the observation object is continuously lit for the observer even though blinking light is blinking. The signal processing unit blinks the light source at a blinking frequency such that it is visually recognized , and performs a cross spectrum analysis to calculate a correlation in the frequency domain between the driving signal of the light source and the electroencephalogram signal, and detecting the visual evoked potential signals based on the analysis result. Further, a visual evoked potential signal detection system for detecting a specific visual evoked potential signal included in an electroencephalogram, which is an observation target provided with a light source and a signal for processing an electroencephalogram signal of an observer viewing the light source and a processing unit, the observation object to blink the light source flicker frequency to the extent that flashing light is visually recognized as lit continuously for to have despite the observer blinks The signal processing unit performs cross spectrum analysis between the driving signal of the light source and the electroencephalogram signal while overlapping the analysis windows and shifting by a predetermined time, and adds a vector on a complex plane representing the cross spectrum. based on the phase and amplitude of the vector after summing the resulting you and detecting the visual evoked potential signals. Further, a visual evoked potential signal detection system for detecting a specific visual evoked potential signal included in an electroencephalogram, which is an observation target provided with a light source and a signal for processing an electroencephalogram signal of an observer viewing the light source and a processing unit, the observation object to blink the light source flicker frequency to the extent that flashing light is visually recognized as lit continuously for to have despite the observer blinks The observation object is provided with a plurality of light sources, each of the plurality of light sources blinks at a different specific blinking frequency, and the signal processing unit includes a drive signal of the light source and an electroencephalogram signal. Cross-spectral analysis is performed to calculate the correlation in the frequency domain, and the visual evoked potential signal is detected based on the analysis result, and the light source watched by the observer corresponding to the detected visual evoked potential signal is determined. It characterized the door.
このような本発明にかかる視覚誘発電位信号検出システムは、点滅光が点滅しているにもかかわらず観測者にとって連続して点灯しているように視認される程度の高い点滅周波数で光源を点滅させることから、観測者にとっては点滅光が融合して視認されることになり、Talbot-Plateau則に基づいて、点滅周波数が低周波帯域に属するものである場合に比べて、点滅光の眩しさやちらつき感を抑制することができ、観察者の負担を大幅に軽減することができる。 Such a visual evoked potential signal detection system according to the present invention blinks the light source at a blinking frequency high enough to be visually recognized by the observer as though the blinking light is blinking. Therefore, for the observer, the blinking light is visually recognized and fused, and based on the Talbot-Plateau rule, the blinking light is less glare than the case where the blinking frequency belongs to the low frequency band. Flickering can be suppressed and the burden on the observer can be greatly reduced.
また、本発明にかかる視覚誘発電位信号検出システムにおける信号処理部は、点滅周波数を高めたことによる視覚誘発電位信号のＳＮＲの悪化を補完するために、光源の点滅駆動信号と脳波信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を行い、その解析結果に基づいて視覚誘発電位信号を検出する。 In addition, the signal processing unit in the visual evoked potential signal detection system according to the present invention compensates for the deterioration of the SNR of the visual evoked potential signal due to the increased blink frequency, and the frequency of the blinking drive signal of the light source and the electroencephalogram signal. Cross spectrum analysis for calculating the correlation on the region is performed, and the visual evoked potential signal is detected based on the analysis result.
これにより、本発明にかかる視覚誘発電位信号検出システムは、フーリエ変換等の通常のパワースペクトル解析では解析精度の悪化が著しかった信号であっても、極めて高精度に視覚誘発電位信号を検出することができる。 As a result, the visual evoked potential signal detection system according to the present invention can detect the visual evoked potential signal with extremely high accuracy even in a case where the analysis accuracy has deteriorated significantly in normal power spectrum analysis such as Fourier transform. Can do.
本発明においては、点滅光の眩しさやちらつき感を抑制して観察者の負担を大幅に軽減し、長時間の使用に極めて適して優れた実用性を発揮することができる視覚誘発電位信号検出システムを提供することができる。 In the present invention, a visual evoked potential signal detection system capable of significantly reducing the burden on the observer by suppressing the glare and flickering feeling of flashing light and exhibiting excellent practicality that is extremely suitable for long-time use Can be provided.
以下、本発明を適用した具体的な実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。 Hereinafter, specific embodiments to which the present invention is applied will be described in detail with reference to the drawings.
この実施の形態は、視覚刺激によって脳内に誘発される視覚誘発電位の信号を検出する視覚誘発電位信号検出システムである。特に、この視覚誘発電位信号検出システムは、従来では解析精度の悪化が著しかった高周波帯域の点滅周波数で点滅する点滅光を観測対象とするものである。 This embodiment is a visual evoked potential signal detection system that detects a signal of a visual evoked potential evoked in the brain by a visual stimulus. In particular, this visual evoked potential signal detection system is intended for observation of blinking light that blinks at a blinking frequency in a high-frequency band, where analysis accuracy has been greatly deteriorated in the past.
視覚誘発電位信号検出システムは、図１に示すように、複数の光源１１ＣＨｎが配設された観測対象物１０と、光源１１ＣＨｎを視認する観測者ＯＢの脳波信号を処理する信号処理部２０とを備える。 As shown in FIG. 1, the visual evoked potential signal detection system includes an observation object 10 in which a plurality of light sources 11 CHn are disposed, and a signal processing unit 20 that processes an electroencephalogram signal of an observer OB that visually recognizes the light sources 11 CHn. With.
観測対象物１０は、観測者ＯＢが視認する例えばボード状の対象物であり、その表面に、複数の光源１１ＣＨｎ（ｎは、チャンネル数）が配設されている。ここでは、６個の光源１１ＣＨ１，１１ＣＨ２，１１ＣＨ３，１１ＣＨ４，１１ＣＨ５，１１ＣＨ６が配設されている様子を示している。これら光源１１ＣＨｎは、それぞれ、例えばＬＥＤ（Light Emitting Diode）等からなる。 The observation object 10 is, for example, a board-like object visually recognized by the observer OB, and a plurality of light sources 11 CHn (n is the number of channels) are arranged on the surface thereof. Here, six light sources 11 CH1 , 11 CH2 , 11 CH3 , 11 CH4 , 11 CH5 , and 11 CH6 are shown. Each of these light sources 11 CHn is composed of, for example, an LED (Light Emitting Diode).
このような観測対象物１０は、所定の光源制御手段を介してチャンネル毎の光源１１ＣＨｎに駆動信号を供給し、各光源１１ＣＨｎを互いに異なる固有の点滅周波数で点滅させる。具体的には、観測対象物１０は、チャンネル毎の各光源１１ＣＨｎの点滅周波数を、例えば０．５Ｈｚ刻みで変化させる等、光源１１ＣＨｎ毎に均等周波数間隔又は不均等周波数間隔で任意に変化させて点滅させる。また、観測対象物１０は、点滅光が点滅しているにもかかわらず観測者ＯＢにとって連続して点灯しているように、融合して視認される程度の高い点滅周波数で各光源１１ＣＨｎを点滅させるように設定及び制御する。なお、この点滅光が融合して視認される程度の高い点滅周波数の具体例については、後に詳述するものとする。 Such an observation object 10 supplies a drive signal to the light source 11 CHn for each channel via a predetermined light source control means, and causes each light source 11 CHn to blink at a unique blinking frequency different from each other. Specifically, the observed object 10 can change the blinking frequency of the light sources 11 CHn for each channel, for example, such as to vary in 0.5Hz increments, optionally at equal frequency intervals or unequal frequency intervals for each light source 11 CHn To flash. In addition, the observation object 10 causes each light source 11 CHn to be lit at a high blinking frequency so that it can be visually recognized in a fused manner so that the observer OB lights continuously even though the blinking light is blinking. Set and control to blink. A specific example of the blinking frequency that is high enough to be visually recognized by the fusion of the blinking light will be described in detail later.
信号処理部２０は、脳波信号を増幅する増幅部２１と、この増幅部２１によって増幅されてＡ／Ｄ変換された脳波信号を蓄積する信号蓄積部２２と、この信号蓄積部２２に蓄積された脳波信号に対してクロススペクトル解析を行うクロススペクトル解析部２３と、このクロススペクトル解析部２３による解析結果に基づいて視覚誘発電位信号を検出する信号検出部２４とを有する。 The signal processing unit 20 includes an amplification unit 21 that amplifies the electroencephalogram signal, a signal accumulation unit 22 that accumulates the electroencephalogram signal that has been amplified and A / D converted by the amplification unit 21, and the signal accumulation unit 22 A cross spectrum analysis unit 23 that performs cross spectrum analysis on an electroencephalogram signal, and a signal detection unit 24 that detects a visual evoked potential signal based on an analysis result by the cross spectrum analysis unit 23.
なお、これら各部のうち、増幅部２１は、ディジタル脳波計の一部として構成することができる。また、クロススペクトル解析部２３及び信号検出部２４は、例えば、コンピュータにおけるＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ等のハードウェアを用いて実行可能なプログラムとして実装したり、コンピュータに装着可能な拡張ボードに搭載されたＤＳＰ（Digital Processing Unit）等の専用プロセッサを用いて実装したりすることができる。さらに、信号蓄積部２２は、クロススペクトル解析部２３及び信号検出部２４の機能を実現するコンピュータ等の装置に内蔵又は外付け可能なハードディスクやその他の各種記憶媒体を用いて構成することができる。 Of these units, the amplification unit 21 can be configured as a part of a digital electroencephalograph. In addition, the cross spectrum analysis unit 23 and the signal detection unit 24 may be implemented as a program that can be executed using hardware such as a CPU (Central Processing Unit) or a memory in a computer, or may be mounted on an expansion board that can be attached to the computer. It can be mounted using a dedicated processor such as a mounted DSP (Digital Processing Unit). Further, the signal storage unit 22 can be configured using a hard disk or other various storage media that can be built in or externally attached to an apparatus such as a computer that implements the functions of the cross spectrum analysis unit 23 and the signal detection unit 24.
増幅部２１は、観測者ＯＢの頭皮上に設置された電極３０を介して取得した脳波信号を時系列に入力し、所定の利得で増幅する。この増幅部２０によって増幅されたアナログの脳波信号は、図示しないＡ／Ｄコンバータによってディジタル信号に変換され、信号蓄積部２２に書き込まれる。なお、電極３０は、観測者ＯＢの脳波信号を取得するために頭皮上に設置された脳波取得手段である。電極３０は、例えば直径が約１ｃｍ程度の大きさからなる銀塩化銀電極等から構成され、通常は、観測者ＯＢの頭皮上、特に大脳皮質視覚野がある後頭部頭皮上に所定のレイアウトで複数設置される。 The amplifying unit 21 inputs the electroencephalogram signal acquired via the electrode 30 installed on the scalp of the observer OB in time series, and amplifies it with a predetermined gain. The analog electroencephalogram signal amplified by the amplifying unit 20 is converted into a digital signal by an A / D converter (not shown) and written in the signal storage unit 22. The electrode 30 is an electroencephalogram acquisition means installed on the scalp to acquire an observer OB electroencephalogram signal. The electrode 30 is composed of, for example, a silver-silver chloride electrode having a diameter of about 1 cm. Usually, a plurality of electrodes 30 are arranged in a predetermined layout on the scalp of the observer OB, particularly on the occipital scalp where the cortical visual cortex is present. Installed.
信号蓄積部２２は、増幅部２１から供給された脳波信号を時系列のディジタルデータとして蓄積する。この信号蓄積部２２に蓄積された脳波信号は、クロススペクトル解析部２３によって読み出される。 The signal storage unit 22 stores the electroencephalogram signal supplied from the amplification unit 21 as time-series digital data. The electroencephalogram signal accumulated in the signal accumulation unit 22 is read out by the cross spectrum analysis unit 23.
クロススペクトル解析部２３は、信号蓄積部２２に蓄積されたディジタルデータとしての脳波信号を所定のサンプリング周期で所定時間分だけ読み出す。なお、サンプリング周期は、処理のリアルタイム性を確保し且つエイリアジングを生じないようにするために、２０ミリ秒未満であるのが望ましい。そして、クロススペクトル解析部２３は、各光源１１ＣＨｎの駆動信号を基準信号として、信号蓄積部２２から読み出した脳波信号との周波数領域上での相関、すなわち、クロススペクトルを周波数毎に算出する。このとき、クロススペクトル解析部２３は、複数の光源１１ＣＨｎの駆動信号のそれぞれと、信号蓄積部２２から読み出した脳波信号との周波数領域上での相関を並列的に算出する。クロススペクトル解析部２３は、算出した各光源１１ＣＨｎの駆動信号毎の解析結果データを信号検出部２４に供給する。なお、このクロススペクトル解析部２３における処理については、後に詳述するものとする。 The cross spectrum analysis unit 23 reads the electroencephalogram signal as digital data stored in the signal storage unit 22 for a predetermined time at a predetermined sampling period. Note that the sampling period is desirably less than 20 milliseconds in order to ensure real-time processing and to prevent aliasing. Then, the cross spectrum analysis unit 23 calculates the correlation in the frequency domain with the electroencephalogram signal read from the signal storage unit 22, that is, the cross spectrum for each frequency, using the drive signal of each light source 11 CHn as a reference signal. At this time, the cross spectrum analysis unit 23 calculates in parallel the correlation in the frequency domain between each of the drive signals of the plurality of light sources 11 CHn and the electroencephalogram signal read from the signal storage unit 22. The cross spectrum analysis unit 23 supplies the calculated analysis result data for each drive signal of each light source 11 CHn to the signal detection unit 24. The processing in the cross spectrum analysis unit 23 will be described in detail later.
信号検出部２４は、クロススペクトル解析部２３から供給された解析結果データを図示しないメモリ等に格納した上で、これら解析結果データに基づいて、脳波信号に含まれる視覚誘発電位信号を検出する。このとき、信号検出部２４は、閾値等を利用した所定の規則にしたがって、視覚誘発電位信号を検出する。なお、この信号検出部２４における処理は、クロススペクトル解析部２３における処理とシームレスに行われるものであり、その詳細については、クロススペクトル解析部２３における処理とともに後述するものとする。 The signal detection unit 24 stores the analysis result data supplied from the cross spectrum analysis unit 23 in a memory or the like (not shown), and detects a visual evoked potential signal included in the electroencephalogram signal based on the analysis result data. At this time, the signal detection unit 24 detects the visual evoked potential signal according to a predetermined rule using a threshold or the like. The processing in the signal detection unit 24 is performed seamlessly with the processing in the cross spectrum analysis unit 23, and details thereof will be described later together with the processing in the cross spectrum analysis unit 23.
このような各部を有する信号処理部２０は、電極３０を介して取得した脳波に含まれる特定の視覚誘発電位信号を検出する。視覚誘発電位信号検出システムにおいては、このような信号処理部２０による検出結果に基づいて、観測者ＯＢがどの光源１１ＣＨｎの点滅光を注視していたのかを同定することが可能となる。信号処理部２０による検出結果を示す情報は、所定の後続処理を行う図示しない処理部や、外部装置に供給されることになる。なお、外部装置としては、例えば、検出結果を含む各種情報を表示する表示装置、リハビリテーション装置、さらには後述するブレインコンピュータインターフェース等が挙げられる。 The signal processing unit 20 having such units detects a specific visual evoked potential signal included in the electroencephalogram acquired through the electrode 30. In the visual evoked potential signal detection system, it becomes possible to identify which light source 11 CHn the blinking light of the observer OB was gazing at based on the detection result by the signal processing unit 20. Information indicating the detection result by the signal processing unit 20 is supplied to a processing unit (not shown) that performs predetermined subsequent processing or an external device. Examples of the external device include a display device that displays various types of information including detection results, a rehabilitation device, and a brain computer interface described later.
以上のような観測対象物１０及び信号処理部２０を備える視覚誘発電位信号検出システムにおいては、上述したように、各光源１１ＣＨｎを、点滅光が融合して視認される程度の高い点滅周波数で点滅させる。これは、点滅光が融合して視認されるときの明るさは輝度の平均値である、といういわゆるTalbot-Plateau則を利用するためである。 In the visual evoked potential signal detection system including the observation object 10 and the signal processing unit 20 as described above, as described above, each light source 11 CHn is flashed at a high flashing frequency such that the flashing light is visually recognized. Blink. This is because the so-called Talbot-Plateau rule is used in which the brightness when the blinking light is visually recognized is an average value of luminance.
ここで、既存の映画やテレビジョン等のフレームレートと等しい周波数以上の点滅周波数であれば、その点滅光は、融合して視認されることになる。すなわち、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、光源１１ＣＨｎを、それぞれ、映画のフレームレートと等しい２４Ｈｚ以上の点滅周波数、より望ましくは、ＰＡＬ（Phase Alternating Line）方式やＳＥＣＡＭ（Sequentiel
couleur a memoire）方式のテレビジョンのフレームレートと等しい２５Ｈｚ以上の点滅周波数、さらに望ましくは、ＮＴＳＣ（National Television System Committee）方式のテレビジョンのフレームレートと等しい３０Ｈｚ以上の点滅周波数で点滅させる。
Here, if the blinking frequency is equal to or higher than the frequency equal to the frame rate of an existing movie or television, the blinking light is visually recognized. That is, in the visual evoked potential signal detection system, each of the light sources 11 CHn is set to a blinking frequency of 24 Hz or more equal to the frame rate of the movie, more preferably a PAL (Phase Alternating Line) method or a SECAM (Sequentiel).
The flashing frequency is 25 Hz or more equal to the frame rate of a couleur a memoire) television, and more preferably, the blinking frequency is 30 Hz or more equal to the frame rate of a NTSC (National Television System Committee) television.
また、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、ヒトが点滅光の点滅を認知できるか否かの臨界周波数である、いわゆる臨界融合周波数（Critical Fusion Frequency；ＣＦＦ）以上の点滅周波数で各光源１１ＣＨｎを点滅させるのも好適である。この臨界融合周波数は、各種文献によれば約３７Ｈｚ程度といわれているが、光源の輝度、色、観測者の状態等に応じて変化する。実際に、本願発明者が実施した後述する実験における被験者について、実験前に臨界融合周波数を測定したところ、３４．３±１．９Ｈｚという結果が得られている。 Further, in the visual evoked potential signal detection system, each light source 11 CHn is set at a flashing frequency equal to or higher than a so-called critical fusion frequency (CFF), which is a critical frequency for whether or not a human can recognize flashing of flashing light. It is also preferable to make it blink. According to various literatures, this critical fusion frequency is said to be about 37 Hz, but varies depending on the brightness of the light source, the color, the state of the observer, and the like. Actually, when a critical fusion frequency was measured before the experiment for a subject in an experiment described later conducted by the present inventor, a result of 34.3 ± 1.9 Hz was obtained.
なお、これら映画やテレビジョンのフレームレートと等しい周波数や臨界融合周波数は、図２に示すように、視覚誘発電位に関する分野において、従来では、脳波信号に含まれる視覚誘発電位信号成分のＳＮＲが悪すぎて解析が極めて困難であるか、若しくは、視覚誘発電位自体が発生していないといわれている高周波帯域に属するものである。 As shown in FIG. 2, in the field related to visual evoked potentials, the frequency equal to the frame rate of movies and televisions and the critical fusion frequency have hitherto been poor in SNR of the visual evoked potential signal component included in the electroencephalogram signal. It is too difficult to analyze, or belongs to a high frequency band where it is said that the visual evoked potential itself is not generated.
視覚誘発電位信号検出システムにおいては、このような高周波帯域に属する点滅周波数であり且つチャンネル毎に互いに異なる固有の点滅周波数で各光源１１ＣＨｎを点滅させることにより、観測者ＯＢにとっては点滅光が融合して視認されることから、Talbot-Plateau則に基づいて、実際の各光源１１ＣＨｎの点滅強度よりも低い輝度で発光しているように観測者ＯＢによって観察される。 In the visual evoked potential signal detection system, the blinking light is fused for the observer OB by blinking each light source 11 CHn at a blinking frequency belonging to such a high frequency band and at a unique blinking frequency different for each channel. Therefore, based on the Talbot-Plateau rule, it is observed by the observer OB so as to emit light with a luminance lower than the actual blinking intensity of each light source 11 CHn .
したがって、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、視覚誘発電位信号のＳＮＲの悪化の原因となる光源１１ＣＨｎ自体の点滅強度を低下させないながらも、観測者ＯＢに点滅光の眩しさやちらつきを感じさせないようにすることができ、長時間の使用にも苦痛を強いることなく、優れた実用性を発揮することができる。また、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、高い点滅周波数で各光源１１ＣＨｎを点滅させることにより、α波の帯域と重複してしまうことがなくなる。 Therefore, in the visual evoked potential signal detection system, the observer OB does not feel glare or flicker of the flashing light while not reducing the flashing intensity of the light source 11 CHn itself, which causes the deterioration of the SNR of the visual evoked potential signal. And can exhibit excellent practicality without being painful even when used for a long time. Further, in the visual evoked potential signal detection system, the light sources 11 CHn are caused to blink at a high blinking frequency so that they do not overlap with the α wave band.
ここで、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、光源１１ＣＨｎの点滅強度については低下させていないものの、点滅周波数を高くしていることから、視覚誘発電位信号のＳＮＲが悪化し、解析が困難となる場合がある。 Here, in the visual evoked potential signal detection system, although the blinking intensity of the light source 11 CHn is not reduced, the blinking frequency is increased, so that the SNR of the visual evoked potential signal deteriorates and analysis is difficult. There is a case.
そこで、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、かかるＳＮＲの悪化を補完するために、上述したように、信号処理部２０により、各光源１１ＣＨｎの駆動信号と脳波信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を行う。 Therefore, in the visual evoked potential signal detection system, in order to compensate for the deterioration of the SNR, as described above, the signal processing unit 20 correlates the drive signal of each light source 11 CHn and the electroencephalogram signal in the frequency domain. Perform cross-spectral analysis to calculate
このクロススペクトル解析を適用することは、本願に先立つ予備実験として本願発明者が行った以下のような実験から得られた知見に基づくものである。 The application of this cross spectrum analysis is based on the knowledge obtained from the following experiment conducted by the present inventor as a preliminary experiment prior to the present application.
すなわち、本願発明者は、取得した脳波信号に対して適用する解析処理の有効性を比較する実験を行った。実験は、７Ｈｚ〜１２Ｈｚの点滅周波数で点滅する６個の光源を６名の被験者にそれぞれ提示し、指定した光源を５秒間注視させたときの脳波を記録することによって行われた。このとき、光源の輝度は、強い状態と弱い状態との２つの状態に設定した。１つの光源について６回の脳波測定を行い、合計７２回の脳波測定を行った。 That is, the inventor of the present application conducted an experiment to compare the effectiveness of analysis processing applied to the acquired electroencephalogram signal. The experiment was performed by presenting 6 light sources flashing at a flashing frequency of 7 Hz to 12 Hz to 6 subjects, and recording the electroencephalogram when the designated light source was watched for 5 seconds. At this time, the luminance of the light source was set to two states, a strong state and a weak state. EEG measurements were performed 6 times for one light source, and a total of 72 EEG measurements were performed.
そして、このようにして取得した脳波信号に対して、従来と同様のパワースペクトル解析を適用した場合と、脳波信号と光源の駆動信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を適用した場合とを比較した。具体的には、それぞれの解析結果に基づいて、被験者が注視した光源を判定し、その判定結果に基づいて正答率を求め、各解析方法による正答率の差異を比較した。 And when applying the same power spectrum analysis to the EEG signal acquired in this way, and applying the cross spectrum analysis to calculate the correlation in the frequency domain between the EEG signal and the light source drive signal. The case was compared. Specifically, based on each analysis result, the light source that the subject gazes at was determined, the correct answer rate was obtained based on the determination result, and the difference in the correct answer rate by each analysis method was compared.
その結果、従来と同様のパワースペクトル解析を適用した場合には、光源の明るさの違いによって正答率に有意な差が生じたのに対して、クロススペクトル解析を適用した場合には、光源の明るさの違いによって正答率に差がみられなかった。この結果は、クロススペクトル解析を適用することにより、光源の明るさを抑えても高い正答率を確保可能である旨を示唆するものであり、また、ＳＮＲが悪い信号に対する解析方法として、クロススペクトル解析が有効である旨を示唆するものである。 As a result, when applying the same power spectrum analysis as before, there was a significant difference in the correct answer rate due to the difference in the brightness of the light source, whereas when applying the cross spectrum analysis, There was no difference in the correct answer rate due to the difference in brightness. This result suggests that by applying the cross spectrum analysis, it is possible to ensure a high correct answer rate even if the brightness of the light source is suppressed, and as an analysis method for a signal having a poor SNR, the cross spectrum analysis is performed. This suggests that the analysis is effective.
ここで、この予備実験は、７Ｈｚ〜１２Ｈｚという低周波帯域の点滅周波数で点滅する光源を対象としているが、本願発明者は、高周波帯域の点滅周波数で点滅する光に由来する、ＳＮＲが悪い脳波信号であっても、クロススペクトル解析が有効であると考えた。そこで、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、信号処理部２０により、以下のようなクロススペクトル解析を利用した処理を行う。 Here, this preliminary experiment is directed to a light source that blinks at a blinking frequency in a low frequency band of 7 Hz to 12 Hz. It was considered that cross spectrum analysis was effective even for signals. Therefore, in the visual evoked potential signal detection system, the signal processing unit 20 performs processing using the following cross spectrum analysis.
具体的には、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、複数の光源１１ＣＮｎのうち、どの光源が、どの点滅周波数で点滅しているのかについての情報が予めわかっている。したがって、クロススペクトル解析部２３は、図３に示すように、各光源１１ＣＮｎの駆動信号を基準信号ｙｋ（ｔ）とし、この基準信号ｙｋ（ｔ）に対して周波数毎に脳波信号ｘｋ（ｔ）がどの程度一致しているのかを示す周波数領域上での相関、すなわち、クロススペクトルＸｋ（ｆ）・Ｙｋ ＊（ｆ）を算出する。このとき、クロススペクトル解析部２３は、複数の光源１１ＣＨｎの駆動信号ｙｋ（ｔ）のそれぞれについてのクロススペクトルＸｋ（ｆ）・Ｙｋ ＊（ｆ）を並列的に算出する。 Specifically, in the visual evoked potential signal detection system, information about which light source is blinking at which blinking frequency among the plurality of light sources 11 CNn is known in advance. Therefore, as shown in FIG. 3, the cross spectrum analysis unit 23 uses the drive signal of each light source 11 CNn as the reference signal y k (t), and the electroencephalogram signal x for each frequency with respect to the reference signal y k (t). A correlation on the frequency domain indicating how much k (t) matches, that is, a cross spectrum X k (f) · Y k * (f) is calculated. At this time, the cross spectrum analyzer 23 calculates the cross spectrum X k (f) · Y k * (f) for each of the drive signals y k (t) of the plurality of light sources 11 CHn in parallel.
なお、Ｘｋ（ｆ）は、周波数ｆにおける脳波信号ｘｋ（ｔ）のオートスペクトルであり、Ｙｋ（ｆ）は、周波数ｆにおける基準信号ｘｋ（ｔ）のオートスペクトルである。また、Ｙｋ ＊（ｆ）は、Ｙｋ（ｆ）の共役複素数であり、ｋは、解析窓番号であり、・は、内積である。そして、Ｘｋ（ｆ），Ｙｋ（ｆ）は、それぞれ、次式（１）に示すように、脳波信号の振幅Ａｋｘと、脳波信号及び基準信号のそれぞれの位相θｋｘ，θｋｘとによって表わされる。 X k (f) is an auto spectrum of the electroencephalogram signal x k (t) at the frequency f, and Y k (f) is an auto spectrum of the reference signal x k (t) at the frequency f. Y k * (f) is a conjugate complex number of Y k (f), k is an analysis window number, and is an inner product. Then, X k (f) and Y k (f) respectively represent the amplitude A kx of the electroencephalogram signal and the phases θ kx and θ kx of the electroencephalogram signal and the reference signal, respectively, as shown in the following equation (1). Is represented by
クロススペクトル解析部２３は、信号蓄積部２２から脳波信号を読み出すと、例えば１秒間といった所定時間の解析窓長で、全ての光源１１ＣＨｎのそれぞれの駆動信号についてクロススペクトルを算出する。そして、クロススペクトル解析部２３は、現在の解析窓に例えば９０％オーバーラップさせるといったように、解析窓を僅かな所定時間分だけずらした上で、同様にして全ての光源１１ＣＨｎのそれぞれの駆動信号についてクロススペクトルを算出する。クロススペクトル解析部２３は、このような処理を繰り返し行い、各光源１１ＣＨｎの駆動信号（基準信号）毎に、複数のクロススペクトルからなるスペクトル分布を生成し、これを信号検出部２４のメモリに格納する。 When reading the electroencephalogram signal from the signal storage unit 22, the cross spectrum analysis unit 23 calculates a cross spectrum for each drive signal of all the light sources 11 CHn with an analysis window length of a predetermined time such as 1 second, for example. Then, the cross spectrum analysis unit 23 shifts the analysis window by a slight predetermined time so as to overlap the current analysis window by 90%, for example, and similarly drives each light source 11 CHn. A cross spectrum is calculated for the signal. The cross spectrum analysis unit 23 repeatedly performs such processing, generates a spectrum distribution composed of a plurality of cross spectra for each drive signal (reference signal) of each light source 11 CHn , and stores this in the memory of the signal detection unit 24. Store.
ここで、上式（１）からわかるように、クロススペクトルを求めることにより、脳波信号と基準信号との時間差、すなわち、周波数領域上での位相差θｋｘ−θｋｙと、脳波信号の振幅Ａｋｘとが得られる。図３の右側には、クロススペクトルを複素平面上のベクトルとして表現した様子を示している。このベクトルの位相は、光源１１ＣＨｎからの点滅光に対してどの程度脳波信号が遅延しているのかを示しており、ベクトルの長さが長いほど、脳波信号と基準信号との振幅の内積が大きいことを示している。 Here, as can be seen from the above equation (1), by obtaining the cross spectrum, the time difference between the electroencephalogram signal and the reference signal, that is, the phase difference θ kx −θ ky in the frequency domain, and the amplitude A of the electroencephalogram signal kx is obtained. The right side of FIG. 3 shows how the cross spectrum is expressed as a vector on the complex plane. The phase of this vector indicates how much the electroencephalogram signal is delayed with respect to the flashing light from the light source 11 CHn. The longer the vector length, the larger the inner product of the amplitudes of the electroencephalogram signal and the reference signal. It is big.
したがって、脳波信号と基準信号との相関が常に高い状態であれば、解析窓をずらして求めた複数のクロススペクトルについて略同様の位相方向に略同様の長さのベクトルが求められることになる。すなわち、ある脳波信号に含まれる特定の視覚誘発電位信号と、それに対応する光源１１ＣＨｎの駆動信号とは、同期していることから、その潜時における位相差は略一定となり、クロススペクトルを表すベクトルは、解析窓をずらしたとしても略一定の位相方向に加算されて伸長していくことになる。これに対して、ある脳波信号に含まれる他の成分は、光源１１ＣＨｎの駆動信号と同期していないことから、その位相差が乱数様となり、クロススペクトルは、各解析窓で打ち消しあう。したがって、クロススペクトルを表すベクトルの加算結果は、光源１１ＣＨｎの駆動信号と同期している特定の視覚誘発電位信号の方が大きくなり、これを検出することにより、観測者ＯＢが注視している光源１１ＣＨｎを特定することが可能となる。 Therefore, if the correlation between the electroencephalogram signal and the reference signal is always high, vectors having substantially the same length in substantially the same phase direction are obtained for a plurality of cross spectra obtained by shifting the analysis window. That is, since a specific visual evoked potential signal included in a certain electroencephalogram signal and the corresponding driving signal of the light source 11 CHn are synchronized, the phase difference in the latency is substantially constant and represents a cross spectrum. Even if the analysis window is shifted, the vector is added and expanded in a substantially constant phase direction. On the other hand, since other components included in a certain electroencephalogram signal are not synchronized with the drive signal of the light source 11 CHn , the phase difference becomes random, and the cross spectrum cancels out in each analysis window. Therefore, the addition result of the vector representing the cross spectrum is larger in the specific visual evoked potential signal synchronized with the driving signal of the light source 11 CHn , and the observer OB is watching by detecting this. The light source 11 CHn can be specified.
そこで、信号検出部２４は、次式（２）に示すように、各光源１１ＣＨｎの駆動信号（基準信号）毎に、クロススペクトルを表すベクトルを加算し、加算後のベクトルの位相及び振幅を算出する。そして、信号検出部２４は、加算後のベクトルの位相が所定位相範囲内であり且つベクトル長が所定長に到達した場合に、脳波信号に特定の視覚誘発電位信号が含まれているものと判定し、そのベクトルを求めるために用いた基準信号に対応する光源１１ＣＨｎが、観測者ＯＢが注視していた光源であるものと判定する。 Therefore, as shown in the following equation (2), the signal detection unit 24 adds a vector representing a cross spectrum for each drive signal (reference signal) of each light source 11 CHn , and calculates the phase and amplitude of the vector after the addition. calculate. Then, the signal detection unit 24 determines that a specific visual evoked potential signal is included in the electroencephalogram signal when the phase of the vector after addition is within the predetermined phase range and the vector length reaches the predetermined length. Then, it is determined that the light source 11 CHn corresponding to the reference signal used for obtaining the vector is the light source that the observer OB is gazing at.
具体的には、信号検出部２４は、図３の右側に示した複素平面において破線で示したように、加算後のベクトルの位相について予め閾値を設定しておき、この閾値によって画定される位相範囲内に生じる加算後のベクトルのみを処理対象とする。これは、ヒトの目から視覚野までの長さと神経の伝送速度が、ヒトによって多少の個人差はあるものの、略同様に決まっていることから、ベクトルの位相、すなわち、基準信号と脳波信号に含まれる特定の視覚誘発電位信号との位相差がどの程度になるかが把握できるためである。なお、図３においては、第１象限内の所定位相に閾値を設けているが、この位相範囲は、基準信号の周波数に応じて変化する。すなわち、信号検出部２４においては、例えば基準信号の周波数に応じて予め実験的に求められた位相差ヒストグラムに基づいて、その周波数における平均位相差及び標準偏差を算出し、これに基づいて閾値を設定するようにすればよい。これにより、信号検出部２４は、ノイズ成分の位相差がそろってしまった場合や視覚誘発電位信号よりも大きい信号成分を適切にフィルタリングすることができる。 Specifically, the signal detection unit 24 sets a threshold in advance for the phase of the vector after the addition, as indicated by a broken line in the complex plane shown on the right side of FIG. 3, and the phase defined by this threshold Only the added vectors that occur within the range are processed. This is because the length from the human eye to the visual cortex and the transmission speed of the nerve are almost the same, although there are some individual differences depending on the human, so the phase of the vector, that is, the reference signal and the electroencephalogram signal This is because it is possible to grasp how much the phase difference from the specific visual evoked potential signal included is. In FIG. 3, a threshold is provided for a predetermined phase in the first quadrant, but this phase range changes according to the frequency of the reference signal. That is, the signal detection unit 24 calculates the average phase difference and standard deviation at the frequency based on, for example, a phase difference histogram obtained experimentally in advance according to the frequency of the reference signal, and sets the threshold based on this. It should be set. Thereby, the signal detection part 24 can filter appropriately the signal component larger than the case where the phase difference of a noise component is equal, or a visual evoked potential signal.
そして、信号検出部２４は、加算後のベクトルの長さが、図３の右側に示した複素平面における円の半径、すなわち、ベクトルの位相の閾値によって画定される扇形状の半径まで到達した場合に、特定の視覚誘発電位信号があるものと判定する。すなわち、信号検出部２４は、加算後のベクトルの長さについても第２の閾値を設定しておき、この閾値に加算後のベクトルの長さが到達するまで処理を継続する。 Then, the signal detection unit 24, when the length of the vector after addition reaches the radius of the circle in the complex plane shown on the right side of FIG. 3, that is, the sector-shaped radius defined by the threshold value of the vector phase It is determined that there is a specific visual evoked potential signal. That is, the signal detection unit 24 sets a second threshold for the length of the vector after the addition, and continues the process until the length of the vector after the addition reaches this threshold.
信号検出部２４は、このような閾値処理を行うことにより、例えば、特定の脳波ではなく多方面から混入するノイズ成分が大きい場合には、各ノイズ成分を表すベクトルの長さも長くなるが、そのベクトルの位相方向が解析窓毎に各自ばらばらであることから、加算後のベクトル長は長くならず、特定の視覚誘発電位信号があるものと誤判定してしまうおそれを低減することができる。一方、信号検出部２４は、仮に特定の脳波信号の振幅が小さく、そのベクトル長が短いものであったとしても、解析窓毎のベクトルの位相方向が一致しているのであれば、加算後のベクトルの長さが第２の閾値に到達するまでの時間はかかるものの、特定の視覚誘発電位信号がある旨を確実に判定することができる。 By performing such threshold processing, the signal detection unit 24 increases the length of a vector representing each noise component, for example, when a large amount of noise components are mixed not from a specific brain wave but from various directions. Since the phase direction of the vector is different for each analysis window, the vector length after the addition is not increased, and the possibility of erroneous determination that there is a specific visual evoked potential signal can be reduced. On the other hand, even if the amplitude of a specific electroencephalogram signal is small and the vector length thereof is short, the signal detection unit 24 can perform the addition after the addition if the vector phase direction for each analysis window matches. Although it takes time until the length of the vector reaches the second threshold, it can be reliably determined that there is a specific visual evoked potential signal.
このように、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、クロススペクトル解析を適用して視覚誘発電位信号を検出することにより、フーリエ変換等の通常のパワースペクトル解析では解析精度の悪化が著しかった信号であっても、特定の視覚誘発電位信号の相関は高く、ノイズ成分の相関は低く算出されることから、極めて高精度に特定の視覚誘発電位信号を検出することができる。また、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、所定の周波数帯域における相関に基づいて視覚誘発信号を検出することから、取得した脳波信号を逐次処理することによって検出可能であり、従来のようにパターン解析のために大量のデータを前処理する必要がなく、処理のリアルタイム性を確保することができる。 As described above, in the visual evoked potential signal detection system, the visual evoked potential signal is detected by applying the cross spectrum analysis, so that the analysis accuracy of the normal power spectrum analysis such as Fourier transform is markedly deteriorated. However, since the correlation of the specific visual evoked potential signal is high and the correlation of the noise component is calculated low, the specific visual evoked potential signal can be detected with extremely high accuracy. In the visual evoked potential signal detection system, since the visual evoked signal is detected based on the correlation in a predetermined frequency band, it can be detected by sequentially processing the acquired electroencephalogram signal, and pattern analysis is performed as in the past. Therefore, it is not necessary to pre-process a large amount of data, and real-time processing can be ensured.
本願発明者は、本発明の有効性を検証するために、以下のような実験を行った。この実験において、光源は、先に図１に示したように、所定のボード表面に３．７ｃｍ間隔で２行×３列に配列させた６個のＬＥＤを用いた。ＬＥＤは、東芝製の赤色ＬＥＤ（ＴＬＲＥ１８０ＡＰ）である。各光源の点滅周波数は、それぞれ、３７Ｈｚ〜４２Ｈｚであり、前記６個のＬＥＤに対して１Ｈｚ刻みで設定した。そして、ボードから１ｍ離れた位置に被験者を正対させ、指定した光源を注視させたときの脳波を記録した。被験者は、総計１７名であり、その内訳は、健常者９名（２１歳〜２４歳、男性７名、女性２名）、ＡＬＳ患者８名（４７歳〜８４歳、男性４名、女性４名）である。これらの被験者には、１個のＬＥＤを１０秒間注視する行為を、第１のＬＥＤから第６のＬＥＤまで順次行わせ、これを１タスクとし、被験者１名あたり１０タスクの実験を行い、脳波を取得した。脳波は、国際１０−２０法に準拠して配置された電極を用いて被験者の後頭部から採取した。 The present inventor conducted the following experiment in order to verify the effectiveness of the present invention. In this experiment, as shown in FIG. 1, as the light source, six LEDs arranged in 2 rows × 3 columns at a 3.7 cm interval on a predetermined board surface were used. The LED is a red LED (TLRE180AP) manufactured by Toshiba. The blinking frequency of each light source was 37 Hz to 42 Hz, and was set in increments of 1 Hz for the six LEDs. Then, the brain wave was recorded when the subject faced a position 1 m away from the board and the designated light source was observed. There were 17 subjects in total, including 9 healthy subjects (21-24 years old, 7 men, 2 women), 8 ALS patients (47-84 years old, 4 men, 4 women). Name). In these subjects, the action of gazing at one LED for 10 seconds was sequentially performed from the first LED to the sixth LED, and this was regarded as one task, and an experiment of 10 tasks per subject was conducted. Acquired. The electroencephalogram was collected from the occipital region of the subject using electrodes arranged according to the International 10-20 method.
そして、このようにして取得した脳波信号に対して、従来と同様のパワースペクトル解析と上述したクロススペクトル解析とをそれぞれ適用して得られた解析結果に基づいて、被験者が注視した光源を判定し、その判定結果に基づいて正答率を求めた。 Then, based on the analysis results obtained by applying the power spectrum analysis similar to the conventional one and the above-described cross spectrum analysis to the electroencephalogram signal thus obtained, the light source that the subject gazes at is determined. The correct answer rate was obtained based on the determination result.
その結果、図４に示すように、従来の解析を適用した場合に比べ、本発明のクロススペクトル解析を適用した場合の方が高い正答率が得られ、約５秒以上の脳波信号を処理すれば７５％以上の正答率が得られた。なお、正答率は、全ての被験者の正答率を人数で除算した数値である。また、健常者とＡＬＳ患者との間で正答率に差はみられなかった。 As a result, as shown in FIG. 4, a higher accuracy rate is obtained when the cross spectrum analysis of the present invention is applied than when the conventional analysis is applied, and an electroencephalogram signal of about 5 seconds or more is processed. A correct answer rate of 75% or more was obtained. The correct answer rate is a numerical value obtained by dividing the correct answer rate of all subjects by the number of people. In addition, there was no difference in the correct answer rate between healthy subjects and ALS patients.
このように、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、点滅光が融合して視認されるような高い点滅周波数で各光源１１ＣＨｎを点滅させた場合であっても、極めて高精度に視覚誘発電位信号を検出することができる。 As described above, in the visual evoked potential signal detection system, even if each light source 11 CHn is blinked at a high blinking frequency such that the blinking lights are fused and visually recognized, the visual evoked potential signal is very accurately detected. Can be detected.
以上説明したように、本発明の実施の形態として示す視覚誘発電位信号検出システムにおいては、点滅光が点滅しているにもかかわらず観測者ＯＢにとって連続して点灯しているように視認される程度の高い点滅周波数で各光源１１ＣＨｎを点滅させることにより、観測者ＯＢに点滅光の眩しさやちらつきを感じさせないようにすることができ、長時間の使用にも苦痛を強いることなく、優れた実用性を発揮することができる。また、視覚誘発電位信号検出システムにおいては、高い点滅周波数で各光源１１ＣＨｎを点滅させることによる信号のＳＮＲの悪化を補完するために、各光源１１ＣＨｎの駆動信号と脳波信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を行うことにより、極めて高精度に視覚誘発電位信号を検出することができる。 As described above, in the visual evoked potential signal detection system shown as the embodiment of the present invention, it is visually recognized as being continuously lit by the observer OB even though the blinking light is blinking. By flashing each light source 11 CHn at a high flashing frequency, it is possible to prevent the observer OB from feeling dazzling or flickering of the flashing light, and it is excellent without causing pain for long-time use. Practicality can be demonstrated. Further, in the visual evoked potential signal detection system, in order to compensate for the deterioration of the SNR of the signal caused by blinking each light source 11 CHn at a high blinking frequency, on the frequency domain between the drive signal and the electroencephalogram signal of each light source 11 CHn. By performing the cross spectrum analysis for calculating the correlation at, the visual evoked potential signal can be detected with extremely high accuracy.
このような視覚誘発電位信号検出システムは、例えば、ブレインコンピュータインターフェース等、運動機能を機械的に代償する技術に適用して極めて好適であり、視覚による機器制御命令を行う様々な装置を実現することができる。 Such a visual evoked potential signal detection system is extremely suitable when applied to a technology that mechanically compensates for motor functions, such as a brain computer interface, and realizes various devices that perform visual device control commands. Can do.
例えば、図５に示すように、操作者たる観察者ＯＢが着座する電動ベッド５１の近傍等に、上述した視覚誘発電位信号検出システムにおける観測対象物１０や信号処理部２０を１ボックス化した制御装置５０を配設しておく。このとき、制御装置５０に設けられた光源には、それぞれ、例えば、電動ベッド５１の角度調整、ブラインド５２の開閉、エアーコンディショナー５３の電源オン／オフや温度設定、テレビジョン５４の電源オン／オフやチャンネル切り替え、パーソナルコンピュータ５５のキーボード操作、電話機５６のキー操作や発呼・着呼等、当該制御装置５０の制御対象である各種機器の制御内容を割り当てておく。そして、制御装置５０は、観察者ＯＢが所望の光源に視線を向けるのに応じて、当該光源に割り当てられた制御内容を示す制御信号を各種機器に対して送信することにより、各種機器を制御することができる。 For example, as shown in FIG. 5, a control in which the observation object 10 and the signal processing unit 20 in the visual evoked potential signal detection system described above are made into one box in the vicinity of the electric bed 51 on which the observer OB as an operator sits. The device 50 is disposed. At this time, the light source provided in the control device 50 includes, for example, angle adjustment of the electric bed 51, opening / closing of the blind 52, power on / off of the air conditioner 53, temperature setting, and power on / off of the television 54, respectively. The control contents of various devices to be controlled by the control device 50, such as channel switching, keyboard operation of the personal computer 55, key operation of the telephone 56 and calling / incoming calls, are assigned in advance. The control device 50 controls various devices by transmitting a control signal indicating the control contents assigned to the light source to the various devices in response to the observer OB directing his / her line of sight to a desired light source. can do.
視覚誘発電位信号検出システムは、このようなブレインコンピュータインターフェースに適用して極めて好適であり、身体が不自由な人の生活を支援するのみならず、手がふさがっている人が所望の機器を制御したり等の用途が期待できる。また、視覚誘発電位信号検出システムは、光源数、すなわち、チャンネル数を増やすことにより、多種多様な機器を制御することが可能であり、また、バーチャルキーボード等にも適用可能である。さらに、視覚誘発電位信号検出システムは、１つの光源に複数の制御内容を割り当てるようにしてもよい。例えば、視覚誘発電位信号検出システムは、所定の光源を注視する時間に応じて、機器の電源のオン／オフや設定を行うようにしたり、注視する光源の組み合わせに応じて、機器の設定を行うようにしたりすることも可能である。 The visual evoked potential signal detection system is extremely suitable when applied to such a brain computer interface, not only supporting the life of a physically handicapped person but also controlling the desired equipment by a person with a full hand. You can expect applications such as soaking. The visual evoked potential signal detection system can control a wide variety of devices by increasing the number of light sources, that is, the number of channels, and can also be applied to a virtual keyboard or the like. Furthermore, the visual evoked potential signal detection system may assign a plurality of control contents to one light source. For example, in the visual evoked potential signal detection system, the device is turned on / off or set according to the time when the predetermined light source is watched, or the device is set according to the combination of the light sources to be watched. It is also possible to do so.
このように、視覚誘発電位信号検出システムは、様々な分野に広く応用することが見込めるものである。また、この視覚誘発電位信号検出システムは、ヒトの肉眼では点滅を確認することができない点滅周波数の光源を用いることから、観測者が光過敏性発作を引き起こす心配がない点でも優れている。 Thus, the visual evoked potential signal detection system is expected to be widely applied in various fields. In addition, this visual evoked potential signal detection system is superior in that the observer does not have to worry about causing a photosensitivity attack because it uses a light source with a blinking frequency that cannot be confirmed by the human naked eye.
なお、本発明は、上述した実施の形態に限定されるものではない。 The present invention is not limited to the embodiment described above.
例えば、上述した実施の形態では、光源が配設された観測対象物がボード状であるものとして説明したが、本発明は、観測者が各光源を視認可能な態様であれば、観測対象物を任意の形状とすることができる。同様に、本発明は、光源の配置に限定されるものでもない。 For example, in the above-described embodiment, the observation object on which the light source is arranged is described as a board. However, the present invention can be applied to any observation object as long as the observer can visually recognize each light source. Can be of any shape. Similarly, the present invention is not limited to the arrangement of light sources.
また、上述した実施の形態では、電極を用いて脳波信号を取得するものとして説明したが、脳波信号を取得可能であれば必ずしも電極を用いる必要はない。ただし、本発明は、ブレインコンピュータインターフェース等の応用形態を考えると、非侵襲的に脳波測定を行うのが望ましいことから、電極を用いて脳波信号を取得するのが好適である。この場合、電極が配置されたヘッドセットを用意し、これを観測者の頭部に装着するようにすることにより、容易に脳波信号を取得することが可能となる。 In the above-described embodiment, the electroencephalogram signal is acquired using the electrode. However, the electrode is not necessarily used as long as the electroencephalogram signal can be acquired. However, considering an application form such as a brain computer interface in the present invention, it is desirable to perform electroencephalogram measurement non-invasively, and therefore it is preferable to acquire an electroencephalogram signal using an electrode. In this case, it is possible to easily acquire an electroencephalogram signal by preparing a headset in which electrodes are arranged and attaching the headset to the observer's head.
さらに、上述した実施の形態では、脳波信号の解析時に使用する解析窓の内容については特に言及していないが、本発明は、例えば、信号の周波数に応じて解析窓長を変化させたり、解析窓内に含まれる信号のうち一部のみを処理対象として、残りの解析窓内のデータをボイド値としたりする等、任意の解析窓を適用可能であり、使用する解析窓や解析窓長によって解析精度を向上させることが期待できる。 Further, in the above-described embodiment, the contents of the analysis window used at the time of analyzing the electroencephalogram signal are not particularly mentioned, but the present invention can change the analysis window length according to the frequency of the signal, for example, Arbitrary analysis windows can be applied, such as processing only a part of the signals contained in the window and making the data in the remaining analysis windows void values, depending on the analysis window used and the analysis window length. It can be expected to improve the analysis accuracy.
このように、本発明は、その趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更が可能であることはいうまでもない。 Thus, it goes without saying that the present invention can be modified as appropriate without departing from the spirit of the present invention.
１０ 観測対象物
１１ＣＨ１，１１ＣＨ２，１１ＣＨ３，１１ＣＨ４，１１ＣＨ５，１１ＣＨ６，１１ＣＨｎ 光源
２０ 信号処理部
２１ 増幅部
２２ 信号蓄積部
２３ クロススペクトル解析部
２４ 信号検出部
３０ 電極
５０ 制御装置
５１ 電動ベッド
５２ ブラインド
５３ エアーコンディショナー
５４ テレビジョン
５５ パーソナルコンピュータ
５６ 電話機
ＯＢ 観測者
10 observed object 11 CH1, 11 CH2, 11 CH3 , 11 CH4, 11 CH5, 11 CH6, 11 CHn light source 20 signal processing section 21 amplifying section 22 signal storage section 23 cross spectral analyzer 24 signal detection unit 30 electrode 50 controller 51 Electric bed 52 Blind 53 Air conditioner 54 Television 55 Personal computer 56 Telephone OB Observer
Claims (5)
光源が配設された観測対象物と、前記光源を視認する観測者の脳波信号を処理する信号処理部とを備え、
前記観測対象物は、点滅光が点滅しているにもかかわらず前記観測者にとって連続して点灯しているように視認される程度の点滅周波数で前記光源を点滅させ、
前記信号処理部は、前記光源の駆動信号と脳波信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を行い、その解析結果に基づいて視覚誘発電位信号を検出することを特徴とする視覚誘発電位信号検出システム。 A visual evoked potential signal detection system for detecting a specific visual evoked potential signal contained in an electroencephalogram,
An observation object provided with a light source, and a signal processing unit for processing an electroencephalogram signal of an observer who visually recognizes the light source,
The observation object blinks the light source at a blinking frequency such that the observation object is visually recognized as being continuously lit even though blinking light is blinking ,
Wherein the signal processing unit, visual, characterized in that perform cross spectrum analysis to calculate a correlation in the frequency domain on the drive signal and the electroencephalogram signal of the light source, for detecting the visual evoked potential signals based on the analysis results Evoked potential signal detection system.
光源が配設された観測対象物と、前記光源を視認する観測者の脳波信号を処理する信号処理部とを備え、
前記観測対象物は、点滅光が点滅しているにもかかわらず前記観測者にとって連続して点灯しているように視認される程度の点滅周波数で前記光源を点滅させ、
前記信号処理部は、解析窓をオーバーラップさせて所定時間分だけずらしながら、前記光源の駆動信号と脳波信号とのクロススペクトル解析を行い、クロススペクトルを表す複素平面上のベクトルを加算して得られる加算後のベクトルの位相及び振幅に基づいて、視覚誘発電位信号を検出することを特徴とする視覚誘発電位信号検出システム。 A visual evoked potential signal detection system for detecting a specific visual evoked potential signal contained in an electroencephalogram,
An observation object provided with a light source, and a signal processing unit for processing an electroencephalogram signal of an observer who visually recognizes the light source,
The observation object blinks the light source at a blinking frequency such that the observation object is visually recognized as being continuously lit even though blinking light is blinking ,
The signal processing unit overlaps the analysis window and shifts by a predetermined time while performing a cross spectrum analysis of the driving signal of the light source and the electroencephalogram signal, and adds a vector on a complex plane representing the cross spectrum. based on the phase and amplitude of the vector after addition to be a visual evoked potential signals detected system that comprises detecting a visual evoked potential signals.
光源が配設された観測対象物と、前記光源を視認する観測者の脳波信号を処理する信号処理部とを備え、
前記観測対象物は、点滅光が点滅しているにもかかわらず前記観測者にとって連続して点灯しているように視認される程度の点滅周波数で前記光源を点滅させ、
前記観測対象物には、複数の光源が配設されており、
前記複数の光源は、それぞれ、互いに異なる固有の点滅周波数で点滅し、
前記信号処理部は、前記光源の駆動信号と脳波信号との周波数領域上での相関を算出するクロススペクトル解析を行い、その解析結果に基づいて視覚誘発電位信号を検出し、検出した視覚誘発電位信号に対応する前記観測者が注視した光源を判定することを特徴とする視覚誘発電位信号検出システム。 A visual evoked potential signal detection system for detecting a specific visual evoked potential signal contained in an electroencephalogram,
An observation object provided with a light source, and a signal processing unit for processing an electroencephalogram signal of an observer who visually recognizes the light source,
The observation object blinks the light source at a blinking frequency such that the observation object is visually recognized as being continuously lit even though blinking light is blinking ,
The observation object is provided with a plurality of light sources,
Each of the plurality of light sources blinks at a unique blinking frequency different from each other,
The signal processing unit performs a cross spectrum analysis for calculating a correlation in the frequency domain between the driving signal of the light source and the electroencephalogram signal, detects a visual evoked potential signal based on the analysis result, and detects the detected visual evoked potential visual evoked potential signal detection system the observer corresponding to the signal you and judging gaze light sources.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2009161691A JP5360895B2 (en) | 2009-07-08 | 2009-07-08 | Visual evoked potential signal detection system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2009161691A JP5360895B2 (en) | 2009-07-08 | 2009-07-08 | Visual evoked potential signal detection system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2011015788A JP2011015788A (en) | 2011-01-27 |
| JP5360895B2 true JP5360895B2 (en) | 2013-12-04 |
Family
ID=43594062
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2009161691A Expired - Fee Related JP5360895B2 (en) | 2009-07-08 | 2009-07-08 | Visual evoked potential signal detection system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5360895B2 (en) |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101256436B1 (en) | 2011-03-28 | 2013-04-18 | 서울대학교병원 (분사무소) | Light-stimulating device for intraoperative monitoring of visual evoked potential |
| JP5711056B2 (en) * | 2011-06-21 | 2015-04-30 | アイシン精機株式会社 | EEG interface system |
| US20130138248A1 (en) * | 2011-11-30 | 2013-05-30 | Honeywell International Inc. | Thought enabled hands-free control of multiple degree-of-freedom systems |
| CN103690165B (en) * | 2013-12-12 | 2015-04-29 | 天津大学 | Modeling method for cross-inducing-mode emotion electroencephalogram recognition |
| KR101541619B1 (en) * | 2013-12-31 | 2015-08-03 | 한양대학교 산학협력단 | Method and apparatus for generating singals using transient visual evoked potential |
| JP2015229027A (en) * | 2014-06-05 | 2015-12-21 | 国立大学法人 熊本大学 | Stimulus identifying method, and stimulus identifying device and program |
| JP6409243B2 (en) * | 2014-08-15 | 2018-10-24 | 学校法人立命館 | Laboratory animal visual function evaluation system |
| FR3070852B1 (en) * | 2017-09-08 | 2019-09-20 | Centre National De La Recherche Scientifique | DECODING THE VISUAL ATTENTION OF AN INDIVIDUAL FROM ELECTROENCEPHALOGRAPHIC SIGNALS |
| CN108683794A (en) * | 2018-03-31 | 2018-10-19 | 广东欧珀移动通信有限公司 | Electronic equipment, Incoming-call control method and Related product |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0269621B1 (en) * | 1985-07-30 | 1992-06-10 | Swinburne Limited | Electroencephalographic consciousness and anaesthetic monitor |
| US4861154A (en) * | 1986-08-06 | 1989-08-29 | Westinghouse Electric Corp. | Automated visual assessment system with steady state visual evoked potential stimulator and product detector |
| JP3687135B2 (en) * | 1995-05-29 | 2005-08-24 | 松下電器産業株式会社 | Sound vibration evaluation device |
| JP2006192105A (en) * | 2005-01-14 | 2006-07-27 | Nippon Koden Corp | Biological information display system |
| JP2008539977A (en) * | 2005-05-11 | 2008-11-20 | バイオ−ロジック システムズ コーポレイション | Neurophysiological central auditory processing evaluation system and method |
| WO2008152799A1 (en) * | 2007-06-12 | 2008-12-18 | Panasonic Corporation | Brain wave interface system and starter |
-
2009
- 2009-07-08 JP JP2009161691A patent/JP5360895B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2011015788A (en) | 2011-01-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5360895B2 (en) | Visual evoked potential signal detection system | |
| Peysakhovich et al. | Frequency analysis of a task-evoked pupillary response: Luminance-independent measure of mental effort | |
| Yamanaka et al. | Single-trial EEG power and phase dynamics associated with voluntary response inhibition | |
| Wu et al. | Frequency recognition in an SSVEP-based brain computer interface using empirical mode decomposition and refined generalized zero-crossing | |
| Lee et al. | An SSVEP-actuated brain computer interface using phase-tagged flickering sequences: a cursor system | |
| Rihs et al. | A bias for posterior α-band power suppression versus enhancement during shifting versus maintenance of spatial attention | |
| Koelstra et al. | Single trial classification of EEG and peripheral physiological signals for recognition of emotions induced by music videos | |
| Rossi et al. | Effects of repetitive transcranial magnetic stimulation on movement-related cortical activity in humans | |
| Boulay et al. | Trained modulation of sensorimotor rhythms can affect reaction time | |
| Zibrandtsen et al. | Case comparison of sleep features from ear-EEG and scalp-EEG | |
| Medvedev et al. | Abnormal interictal gamma activity may manifest a seizure onset zone in temporal lobe epilepsy | |
| Voytek et al. | Hemicraniectomy: a new model for human electrophysiology with high spatio-temporal resolution | |
| Zheng et al. | Anti-fatigue performance in SSVEP-based visual acuity assessment: a comparison of six stimulus paradigms | |
| WO2009064475A1 (en) | Method for real time attitude assessment | |
| Akar et al. | Analysis of heart rate variability during auditory stimulation periods in patients with schizophrenia | |
| Sacchet et al. | Volitional control of neuromagnetic coherence | |
| Nigbur et al. | Ad-hoc and context-dependent adjustments of selective attention in conflict control: An ERP study with visual probes | |
| Loehr et al. | It's not just my fault: Neural correlates of feedback processing in solo and joint action | |
| van den Broeke et al. | Central sensitization increases the pupil dilation elicited by mechanical pinprick stimulation | |
| Nakamura et al. | Technical quality evaluation of EEG recording based on electroencephalographers’ knowledge | |
| Leuthold et al. | Electrophysiological evidence for response priming and conflict regulation in the auditory Simon task | |
| Comstock et al. | Neural responses to perturbations in visual and auditory metronomes during sensorimotor synchronization | |
| Mussini et al. | Effect of task complexity on motor and cognitive preparatory brain activities | |
| Wu et al. | Accounting for phase drifts in SSVEP-based BCIs by means of biphasic stimulation | |
| Kremláček et al. | Visual mismatch negativity in the dorsal stream is independent of concurrent visual task difficulty |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20120709 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20130515 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20130524 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20130704 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20130802 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20130829 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5360895 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |