电极安装状态判定系统、 电极安装状态判定方法及其程序 技术领域 本发明涉及在根据用户的脑电波的特征信号判定用户的状态或意图并反馈判定 结果的脑电波测量系统中， 判定利用于脑电波测量的电极的安装状态的技术。
背景技术 以往， 在医疗机构中， 在癫痫或阿尔茨海默病等诊断中利用了脑电波。另一方面， 也进行了根据脑电波推测健康用户的心理状态并推测对设备的操作意图或选择意图的脑 电波接口的开发的配合。
例如， 作为对健康用户利用的脑电波接口， 专利文献 1 公开了推测用户状态的 “瞌 睡驾驶防止装置” 。专利文献 1 的脑电波接口对脑电波进行频率分析， 并根据 α 波分量 (8Hz ～ 13Hz) 的频率功率判断用户的睡意 ( 参照 0010 段 )。此外， 非专利文献 1 所示的 Emanuel Donchin 等人也例举了推测用户的选择意图的接口。非专利文献 1 的接口利用在 脑电波的事件相关电位中被称为 P300 的特征性信号， 判断认为用户想要选择的可选项目。
在上述示出的到此为止的脑电波测量中， 需要在电极上涂敷被称为糊剂的导电性 高的霜， 由用户以外的第三者使电极紧贴用户的皮肤 ( 头皮 )。
若 假 设 在 日 常 生 活 环 境 下 使 用 脑 电 波 接 口 等， 则这样的利用糊剂以及由第 三者来安装的使用方式会成为用户的负担。现在， 假设如下的例子 ： 在头戴式显示器 (Head-Mount-Display ： HMD) 等可佩带设备中组装脑电波测量装置， 为了脑电波接口而测 量脑电波。 用户利用 HMD 时， 用户除了要自己安装 HMD 之外， 还要同时安装脑电波测量装置。 此外， 将糊剂涂到电极的行为也会成为用户的负担。并且， 脱离装置之后， 会在电极上或电 极设置处残留糊剂， 这也需要用户自己擦除。
因此， 为了使用户自己轻易安装脑电波测量设备， 优选采用不使用糊剂的电极 ( 以下， 记载为 “干电极 (dry electrodes)” )。
但是， 干电极的利用导致在安装的稳定性上产生问题。举个例子， 若向干电极 施加力， 则由于不存在糊剂， 因此皮肤和干电极之间的接触状态会产生变化。其结果， 产生如下问题等等 ： 仍然与皮肤接触但电极位置产生变化的电极偏离 (shifting)， 或者 在皮肤和电极之间产生空间， 由此无法继续进行脑电波测量的浮起 (lifting) 或脱离 (disengagement)。 另外， 由于糊剂的粘性高， 因而除了提高皮肤和电极间的导电性之外， 还 具有防止电极偏离或电极脱离的作用。根据该作用， 即使向电极施加力而导致使其位置多 少产生变化， 但是由于粘性高的糊剂的形状会变化， 因此也能够起到保持皮肤和电极的接 触状态的效果。
若产生电极偏离， 则皮肤和电极面互相摩擦而容易混入噪声。 并且， 若处于电极脱 离的状态， 则产生不能继续进行脑电波测量等影响。 在日常生活环境下， 由于用户并不是处 于安静状态， 而是进行各种动作， 因此如电极偏离或电极脱离这样的关于电极接触的不良 情况很容易产生。
因此， 在产生了如电极偏离或电极脱离这样的不良情况时， 需要尽早检测脑电波
测量中产生了不良情况的状况。
作为现有技术中检测脑电波测量的不良情况的方法， 公知以下所示的专利文献 2、 专利文献 3 和专利文献 4 的方法。
在专利文献 2 中， 通过使微弱的电流流过脑电波电极， 从而根据测量出的电压值 来计算皮肤和电极间的电阻值 ( 接触电阻 )。由此， 推测皮肤和电极的接触状态， 从而能够 检测电极安装状态的不良情况 ( 参照第 3 页左第 2 段 )。
在专利文献 3 中， 在电极附近设置线圈 ( 专利文献 3 的图 2)， 并使电流流过线圈。 由此， 能够根据在电极上产生的感应电流是否与脑电波波形叠加来判断电极和头皮是否接 触 ( 第 0038 段 )。
在专利文献 4 中， 用多个通道测量被称为 “脑电波通道” 的根据 1 组电极间的电位 差测量出的脑电波信号。即， 设置多组电极， 以各个组来测量脑电波信号。并且， 按脑电波 通道计算 S( ＝想要测量的信号 ) 和 N( ＝想要测量的信号以外的信号 )。之后， 通过 S/N 比 和阈值的比较， 判断在哪个脑电波通道中存在测量不良情况 ( 第 0028 段 )。
现有技术文献
专利文献 专利文献 1 ： 日本特开平 7-108848 号公报
专利文献 2 ： 日本实公平 7-3347 号公报
专利文献 3 ： 日本特开 2006-212348 号公报
专利文献 4 ： 日本特开 2006-6665 号公报
专利文献 5 ： 日本特开 2006-14833 号公报
非专利文献
非专利文献 1 ： エマニユエル· ドンチン、 他 2 名、 “The Mental Prosthesis ： Assessing the Speed of a P300-Based Brain-Computer Interface” 、 TRANSACTIONS ON REHABILITATION ENGINEERING 2000、 Vol.8、 2000 年 6 月
发明内容 发明要解决的技术课题
但是， 即使是上述的现有方式的任何一种技术， 在日常生活环境下的脑电波测量 中， 都存在无法确定哪个电极产生了不良情况的问题。以下， 详细说明上述的各技术的课 题。
首先， 在专利文献 2 的方式中， 需要停止脑电波的测量来测量接触电阻。但是， 该 方式以电极的接触状态基本没有发生变化的情况为前提， 若最初测量时就预先测量了接触 电阻， 则无需再次进行测量。 因此， 不需要考虑与脑电波测量并存的接触电阻的测量。 但是， 在日常生活环境下， 电极安装状态时时刻刻发生变化。 为确认安装状态的频度会变高， 与此 同时停止脑电波的测量来测量接触电阻会相当不便。
专利文献 3 的方式在判定电极是否与皮肤接触的方式中没有考虑伴随着用户的 动作产生的电极的偏离或电极的按压的变化等、 与电极的接触状态相关的不良情况。
由此， 在专利文献 2、 3 中， 没有考虑电极安装状态变化的环境下的不良情况电极 检测， 很难确定产生了不良情况的电极。
另一方面， 在专利文献 4 中， 即使在安装状态变化的环境下也能够判定在脑电波 测量中产生了不良情况。但是， 不能确定在哪个电极中产生了安装不良情况。
另外， 即使利用了糊剂， 也不能完全消除电极偏离或电极脱离。因此， 上述的现有 技术的课题在于， 不只是干电极， 还需要在利用糊剂的电极的电极偏离或电极脱离产生了 的情况下也能确定在哪个电极中产生了不良情况。
本申请的发明为了解决上述课题而完成， 其目的在于， 在日常生活环境下的脑电 波测量中， 可检测电极安装的不良情况并且确定在多个电极中哪个电极上产生了不良情 况， 并能够实现稳定的脑电波测量。
解决课题的手段
本发明的一种电极安装状态判定系统， 其具备 ： 脑电波测量部， 其使用至少 1 组由 接地极、 基准极和测量极构成的电极的组来测量用户的脑电波信号 ； 频率分析部， 其分析所 述脑电波信号的频率 ； 不良情况电极判定部， 其从所述频率的分析结果中提取总频率功率 和噪声混入量中的至少一方的参数， 并通过所述参数的值和预先设定的阈值的比较， 判定 所述接地极、 所述基准极和所述测量极中的任一个的安装状态不良 ； 和输出部， 其在被判定 为所述安装状态不良时， 向用户提示表示所述电极安装状态不良的信息。 也可以所述不良情况电极判定部从所述频率的分析结果中提取所述噪声混入量 的参数， 并在所述噪声混入量的参数的值超过预先设定的第 1 阈值的情况下， 判定为所述 接地极的安装状态不良。
也可以所述不良情况电极判定部从所述频率的分析结果中进一步提取所述总频 率功率的参数， 并在所述总频率功率的参数的值超过预先设定的第 2 阈值的情况下， 判定 为所述基准极和所述测量极中的一方的安装状态不良。
也可以所述脑电波测量部使用多组由接地极、 基准极和测量极构成的电极的组， 以各个组测量脑电波信号， 所述频率分析部分析各脑电波信号的频率， 所述不良情况电极 判定部从各脑电波信号的频率的分析结果中提取噪声混入量的参数， 并在提取出的所有所 述噪声混入量的参数的值超过预先设定的第 1 阈值的情况下， 判定为所述接地极的安装状 态不良， 所述不良情况电极判定部从各脑电波信号的频率的分析结果中提取总频率功率的 参数， 并在提取出的所有所述总频率功率的参数的值超过第 2 阈值的情况下， 判定为所述 基准极的安装状态不良， 在所述总频率功率的一部分参数的值超过所述第 2 阈值的情况 下， 判定为所述测量极的安装状态不良。
也可以所述脑电波测量部测量所述接地极与基准极之间的第 1 电位差、 以及所述 接地极与所述测量极之间的第 2 电位差， 并基于所述第 2 电位差与所述第 1 电位差之间的 差分， 测量所述脑电波信号。
也可以所述脑电波信号中叠加有从外部环境以预先确定的频率固定混入的噪声， 所述不良情况电极判定部从所述分析结果中将所述噪声的频率功率提取为所述噪声混入 量的参数。
也可以所述预先确定的频率是处于外部环境中的设备的商用电源噪声的频率。
也可以所述不良情况电极判定部将能分析所述脑电波信号的频带的功率的平均 值提取为所述总频率功率的参数。
也可以所述电极安装状态判定系统还具备 ： 电极恢复判定部， 其基于使用被判定
为安装状态不良的不良情况电极而测量到的信号， 判定是否消除了所述不良情况电极的安 装状态， 在所述不良情况电极为接地极时， 所述电极恢复判定部从使用所述不良情况电极 而测量到的所述信号的频率的分析结果中提取所述噪声混入量的参数， 并根据所述噪声混 入量的参数的值是否超过预先设定的第 3 阈值， 判定是否消除了所述不良情况电极的安装 状态。
也可以所述电极安装状态判定系统还具备 ： 电极恢复判定部， 其基于使用被判定 为安装状态不良的不良情况电极而测量到的信号， 判定是否消除了所述不良情况电极的安 装状态， 在所述不良情况电极为基准极和测量极中的一方时， 所述不良情况电极判定部计 算使用所述不良情况电极而测量到的所述信号的平均值和方差， 并根据所述平均值和方差 是否都为 0， 判定是否消除了所述不良情况电极的安装状态。
也可以所述电极安装状态判定系统还具备 ： 测量电极更换部， 其基于预先保持的 电极信息， 将被判定为安装状态不良的不良情况电极更换成新电极， 所述电极信息记载了 为测量所述用户的脑电波信号而能利用的各电极的种类和位置的信息， 在被判定为电极的 安装状态不良时， 所述测量电极更换部确定所述不良情况电极的种类和位置并参照所述电 极信息， 基于由所述不良情况电极测定的脑电波信号的脑电波特性确定新电极， 所述脑电 波测量部代替所述不良情况电极而利用所确定的所述新电极来测量脑电波信号。 也可以所述电极安装状态判定系统还具备 ： 脑电波处理部， 其利用在测量到的所 述脑电波信号中所包含的特征分量， 判断所述用户的意图， 在所述不良情况电极为测量极 时， 所述测量电极更换部参照所述电极信息， 将与所述不良情况电极之间的距离在一定距 离以内、 且距产生所述脑电波信号的特征分量的脑的位置的距离最近的电极确定为所述新 电极。
也可以所述电极安装状态判定系统还具备 ： 脑电波处理部， 其利用在测量到的脑 电波信号中所包含的特征分量， 判断所述用户的意图， 在所述不良情况电极为基准极时， 所 述测量电极更换部参照所述电极信息， 将与乳突骨之间的距离在一定距离以内的电极确定 为所述新电极。
也可以所述电极安装状态判定系统还具备 ： 脑电波处理部， 其利用在测量到的所 述脑电波信号中所包含的特征分量来判定所述用户的意图， 并执行与所述用户的意图相对 应的处理， 所述不良情况电极判定部从所述频率的分析结果中提取总频率功率和噪声混入 量中的至少一方的参数， 并通过所述参数的值和预先设定的阈值的比较， 判定所述接地极、 所述基准极和所述测量极的任一个的安装状态的良否， 所述输出部在被判定为所述安装状 态不良时， 向用户提示表示所述电极安装状态不良的信息， 并在判定为所述安装状态良好 时， 输出与所述用户的意图相对应的处理的结果。
本发明的一种电极安装状态判定方法， 包括 ： 使用至少 1 组由接地极、 基准极和测 量极构成的电极的组来测量用户的脑电波信号的步骤 ； 分析所述脑电波信号的频率的步 骤； 从所述频率的分析结果中提取总频率功率和噪声混入量中的至少一方的参数， 并通过 所述参数的值和预先设定的阈值的比较， 判定所述接地极、 所述基准极和所述测量极中的 任一个的安装状态不良的步骤 ； 和在被判定为所述安装状态不良时向用户提示表示所述电 极安装状态不良的信息的步骤。
本发明的一种用于判定电极安装状态的计算机程序是由计算机执行的计算机程
序， 所述计算机程序使所述计算机执行如下步骤 ： 使用至少 1 组由接地极、 基准极和测量极 构成的电极的组来测量用户的脑电波信号的步骤 ； 分析所述脑电波信号的频率的步骤 ； 从 所述频率的分析结果中提取总频率功率和噪声混入量中的至少一方的参数， 并通过所述参 数的值和预先设定的阈值的比较， 判定所述接地极、 所述基准极和所述测量极中的任一个 的安装状态不良的步骤 ； 和在被判定为所述安装状态不良时向用户提示表示所述电极安装 状态不良的信息的步骤。
发明效果
根据本发明， 在使用了电极的电极安装状态判定系统中， 能够检测电极安装的不 良情况， 并且在多个电极中确定在哪一个电极中产生了不良情况， 从而能够进行稳定的脑 电波测量。 附图说明
图 1 是表示具有多种电极 41 ～ 43 的电极脑电图仪 39 的结构的图。
图 2(a) ～ (e) 是表示组装了脑电波测量用的干电极的眼镜型头戴式显示器 (HMD)50 及其安装状态的例子的图。
图 3(a) 和 (b) 是表示设置在 HMD 的发带 25 的形状的范围内的电极配置的图。
图 4 是表示脑电波分析的结果的图。
图 5 是表示 (a) 正常状态时、 (b) 接地极脱离、 (c) 测量极脱离这 3 种状态下的交 流噪声混入量的全体被检验者的平均值和被检验者全员的偏差的幅度的图。
图 6 是表示 (a)、 (b)、 (c) 这 3 种状态下的总频率功率的全体被检验者的平均值和 被检验者全员的偏差的幅度的图。
图 7 是表示本实施方式的电极安装状态判定系统 20 的功能模块的结构的图。
图 8 是表示将电极安装状态判定系统 20 具体作为 HMD 时的装置形状的一例的图。
图 9 是表示电极安装状态判定系统 20 的硬件结构的例子的图。
图 10 是表示眼镜的各部位的名称的图。
图 11 是表示脑电波接口的画面例的图。
图 12 是表示脑电波处理部 12 的脑电波接口处理的顺序的流程图。
图 13 是电极安装状态判定系统 20 的整体处理的流程图。
图 14 是表示频率分析部 14 所处理的脑电波波形的例子的图。
图 15 是表示在图 13 的步骤 S1103 中进行的不良情况电极判定部 15 的处理的详 细处理顺序的流程图。
图 16 是绘制出接地极 21 正常安装时 ( 正常状态时 ) 的频率分析结果、 和脱离接 地极时 ( 接地极不良情况时 ) 的频率分析结果的例子的图。
图 17(a) ～ (c) 是表示判定为接地极不良情况时的不良情况通知的一例的图。
图 18(a) ～ (d) 是表示实验结果的图。
图 19 是表示实施方式 1 的变形例涉及的电极安装状态判定系统 20a 的图。
图 20 是表示追加了电极恢复判定部 17 的处理的电极安装状态判定系统 20a 的处 理顺序的流程图。
图 21 是说明电极恢复判定部 17 进行的电极恢复判定处理 ( 图 20 的步骤 S1107)的流程图。
图 22 是表示实施方式 2 的电极安装状态判定系统 200 的功能模块的结构的图。
图 23 是表示追加了测量电极更换部 16 的处理的电极安装状态判定系统 200 的处 理顺序的流程图。
图 24 是表示实施方式 2 中的电极配置例的图。
图 25 是表示测量电极更换部 16 所保持的电极信息的例子的图。
图 26 是表示在图 23 的步骤 S1110、 S1111、 S1112 中进行的测量电极更换部的处理 顺序的流程图。 具体实施方式
首先， 先说明本发明的原理， 之后说明本发明的各实施方式。
本申请的发明人实施了如下实验， 即： 在脑电图仪的多种电极 (“测量极” 、 “基准 极” 以及 “接地极” ) 的每一个中分别产生了不良情况时， 分别调查在脑电波波形中产生了 什么样的影响。 其结果， 随着噪声混入状况或不良情况的种类， 发现了可仅根据脑电波波形 确定产生了不良情况的电极种类的特征。 其中， “测量极” 是被安装在产生想要测量的脑活动的部位上的电极。此外， “基准 极” 是被安装在脑活动的影响少的耳朵周边部 ( 耳垂或乳突骨 ) 等上的电极。 “接地极” 是 为了通过差动放大除去同相噪声而安装的电极。
以下， 说明具有上述的电极 (“测量极” 、 “基准极” 以及 “接地极” ) 的脑电图仪的 结构例。 之后， 说明根据本申请的发明人进行的实验内容及实验结果得到的新的见解， 然后 说明利用了该见解的确定不良情况电极的实施方式。
图 1 表示具有多种电极 41 ～ 43 的电极脑电图仪 39 的结构。参照该图， 说明电极 的种类与根据 1 组电极间的电位差测量的脑电波信号 ( 脑电波通道 ) 之间的关系。
脑电波被作为安装在被检验者的头部的 2 个电极间的电位差而测量。该电位差对 应于因神经活动而在被检验者的脑内产生的电位变化。 显示了在规定期间内测量到的电位 差的就是脑电波的波形。
脑电图仪 39 具有 N 个测量极 41、 1 个接地极 42 和 1 个基准极 43。此外， 脑电图仪 39 与 N 个测量极 41 对应地具有 N 个差动放大器 40。
一般， 测量极 41( 也称为 “记录电极 (recording electrodes)” ) 设置在产生想要 测量的脑活动的部位。此外， 基准极 43( 也称为 “不记录电极” ) 设置在脑活动的影响少的 耳朵周边部 ( 耳垂或乳突骨 ) 等。各差动放大器 40 将在基准极 43 中获取到的电位作为基 准， 并对与在对应于该差动放大器 40 的测量极 41 中获取到的电位之间的电位差进行差动 放大之后输出。该输出是测量对象部位的脑电波信号。设置差动放大器 40 的理由在于， 由 于在体内产生的电位非常微弱， 因此需要对其进行放大， 而且在放大脑电波时， 需要除去商 用设备所产生的交流噪声等从外部以相同相位混入的分量。
在放大 2 个电极 ( 测量极 41、 基准极 43) 间的电位差来进行测量的情况下， 在差动 放大器 40 中除了 2 个电极之外， 还另外需要接地极 42 的输入。差动放大器放大接地极 42 与测量极 41 之间的电位差 ( 测量极 41 的电压 )、 和接地极 42 与基准极 43 之间的电位差 ( 基准极 43 的电压 )。进而， 取测量极 41 的电压与基准极 43 的电压之间的差分。由此， 能
够除去同样包含在测量极 41 和基准极 43 中的噪声分量。如上述记载， 将放大后的测量极 41 的电压和基准极 43 的电压之间的电位差作为 1 个脑电波信号 ( 或者脑电波数据 ) 来进 行测量。
放大 2 个电极 ( 测量极 41、 基准极 43) 间的电位差来进行测量的方法也可以利用 其他方法。例如， 取接地极 42 和测量极 41 的电位差 ( 测量极 41 的电压 ) 与接地极 42 和 基准极 43 的电位差 ( 基准极 43 的电压 ) 之间的差分。之后， 也可以放大该差分， 作为 1 个 脑电波信号来进行测量。将该 1 个脑电波信号 ( 或者脑电波数据 ) 称作 “脑电波通道” 。对 1 个差动放大器 40 输出 1 个脑电波通道。
如上所述， 由于根据测量极 41、 接地极 42 以及基准极 43 这 3 个电极测量 1 个脑电 波， 因此只要在 3 个电极中的任一个电极中产生了不良情况， 就成为不能正常测量脑电波 通道的波形的状态。
在日常生活环境下， 在 “测量极” 、 “接地极” 、 “基准极” 中任何一个极上都有可能产 生安装不良情况。以下， 说明可产生安装不良情况的形态。如在现有技术的课题栏中说明 的， 无论是利用糊剂的电极还是干电极， 都可能产生安装不良情况。以下， 以干电极为例进 行说明。 例如， 图 2(a) ～ (e) 表示组装了脑电波测量用的干电极的眼镜型头戴式显示器 (HM)50 及其安装状态的例子。在图 1 的例子中， 在眼睛上方位置的两处配置了测量极 41， 鼻子上配置了接地极 42， 在耳朵后面配置了基准极 43。
在正常安装了 HM 50 的 (a) 的正常状态下， 电极适当地接触皮肤。在日常生活中， 若用户运动， 例如处于弯腰的状态时， 如 (b) 所示， HMD50 处于向前偏离的状态。此时， 眼睛 上方的测量极 41 和鼻子的接地极 42 离开用户的皮肤， 电极安装状态成为不良情况。
此外， 在长时间安装了 HM 50 的情况下， 由于 HM 的重量， 如 (c) 所示， HM 50 处于 向下方偏离的状态。此时， 眼睛上方的测量极 41 产生安装不良情况。此外， 为了进行操作 或调整， 接触到 HM 50 时或者进行了激烈的动作之后等， 如 (d) 所示， 认为处于 HMD50 的一 侧升高的状态。其结果， 眼睛上方的测量极 41 和耳朵的基准极 41 离开用户的皮肤， 产生安 装不良情况。并且， 在撞击到某些东西等时， 如 (e) 所示， HMD50 处于横向偏离的状态。在 该状态下， 假设一侧眼睛上方的测量极 41、 鼻子的接地极 42 和耳朵的基准极 43 中的任一个 脱离。由此， 因动作或 HMD50 的位置偏离， 不限于在测量极 41 中产生安装不良情况， 在接地 极、 基准极中同样也有可能产生安装不良情况。
因此， 本申请的发明人进行了下述的实验。
本申请的发明人假设了在上述的头戴式显示器 (HMD) 中组装脑电图仪的方式， 并 在 HMD 的形状的范围内配置了脑电图仪的电极。在本说明书中， HMD 等的可佩带式装置的 “形状的范围” 是指在该装置中通常必要的形状所占的范围。例如， 图 3(a) 和 (b) 表示在 HMD 的发带 25 的形状的范围内设置的电极的配置。电极设置在被虚线所示的发带 25 覆盖 的、 被检验者的头部范围内。HMD 的形状的范围包括被发带 25 覆盖的范围。
测定电极位置的具体例如下。首先， 基准极 22 配置在右耳后， 测量极 1( 图 3 的测 量极 23b) 配置在左眼上方， 测量极 2( 图 3 的测量极 23a) 配置在右眼上方。并且， 接地极 21 配置在图示的位置 ( 根据国际 10-20 法的地点标记， 该位置相当于 FPz 的位置 )。
将基准极 22 配置在距作为脑电波产生源的脑的距离较远的耳朵的后方， 将测量
极 23 配置在离脑较近的两眼上方的两处。由此， 能够测量 2 个脑电波通道。具体而言， 通 过接地极 21、 基准极 22 以及测量极 1 的组合得到通道 1(Ch1)， 通过接地极 21、 基准极 22 以 及测量极 2 的组合得到通道 2(Ch2)。如上所述， “通道” 是指由 1 个差动放大器 (1 个测量 极、 基准极以及接地极的组合 ) 测量的脑电波信号 ( 或者脑电波数据 )。
在实验中使用的电极是在测量极、 基准极以及接地极都不使用糊剂的情况下进行 安装的干电极。 作为测量极、 基准极， 使用银 - 氯化银有效电极 (active electrodes)( 不仅 在脑电图仪内部还在电极内部中进行放大的电极 )， 接地极使用银 - 氯化银的盘电极， 并固 定在发带 25 中。 脑电波测量使用了 Polymate AP-1124(Digitex Lab 公司制造 )。 以 200Hz 的采样频率和 0.3 秒的时间常数对一名 30 多岁的被检验者进行了测量实验。
本申请的发明人假定了在电极中产生了不良情况时噪声混入量变动。因此， 观察 正常安装电极的状态、 和电极安装中产生了不良情况的状态下的各频率的功率的变化。其 中， 关注来自认为是最大的外部噪声源的商用电源的 60Hz 的功率、 和认为反映噪声混入量 的全部量时测量的脑电波的整体频带的功率。
在脑电波测量中观测的脑电波信号的振幅电压的单位是 μV， 很微弱。另一方面， 来自商用电源的 60Hz 的噪声中代表性的噪声分量的振幅电压的单位是 mV， 比脑电波信号 的振幅电压大。此外， 由于脑源性信号是 30Hz 以下的频带， 因此能够容易区分来自商用电 源的 60Hz 的噪声和脑源性信号。另外， 例如， 在肌电图测量时， 一般， 可以说肌电的平均电 位是几 μV ～几 mV 左右， 频率分量是几 Hz ～几百 Hz， 因此很难区分肌电图引起的电位和来 自商用电源的 60Hz 的噪声。 因此， 本申请的发明人分析了噪声混入量和总频率功率这 2 种参数。
在实验中， 作为噪声混入量的一例， 求出了 “交流噪声混入量” 。 交流噪声混入量意 味着外部设备的商用电源噪声量。 外部设备的商用电源噪声量是外部设备的商用电源的频 带中的频率的功率。外部设备的商用电源的频带是 50Hz 或 60Hz 等， 可根据国家或地区来 选择适当的频率。
作为总频率功率， 求出了 “可分析频带的功率的平均值” 。 更具体而言， 从测量的脑 电波中提取 1 秒钟的数据， 并通过实施快速傅立叶变换 (FFT) 来求出各频率的功率的值， 根 据大于 0 且小于或等于 100Hz 的频域的功率的平均值， 计算出了总频率功率。设为 “大于 0 且小于或等于 100Hz” 的原因在于， 在本实验中以采样频率 200Hz 进行了脑电波的测量， 因 此根据采样定理可知， 可利用的频带一直到 100Hz 为止。 “大于 0 且小于或等于 100Hz” 的 范围是一例。只要决定可利用的频带， 以其最大频率的 2 倍的采样频率测量脑电波即可。
在本实施方式中， 将总频率功率用作观察混入到可利用的幅度宽的频带中的噪声 功率变化的指标。此外， 也可以将总频率功率用作调查在不是因脑活动引起的频带 (30Hz 以上的区域 ) 中是否混入了幅度宽的噪声的指标。 因此， 在 30Hz 以上的区域内， 若计算出可 利用的频带的一半以上的区域的功率的平均值， 则可以认为观察到与可利用的整体频带、 即 0 ～ 100Hz 的功率的平均值相同的倾向。例如， 30 以上且 100Hz 以下的范围、 或大于 0 且 小于或等于 60Hz 的范围。
图 4 表示脑电波分析的结果。在图 4 中， 分别表示了 5 个不同状态下的、 混入到通 道 1 和 2(Ch1、 Ch2) 的交流噪声混入量和总频率功率。5 个不同状态是 “所有的电极都被适 当安装的情况 ( 正常状态 )” 、 “仅使测量极 1 偏离的情况 ( 测量极 1 偏离 )” 、 “仅使测量极
2 偏离的情况 ( 测量极 2 偏离 )” “使基准极偏离的情况 ( 基准极偏离 )” 、 和 “使接地极脱离 的情况 ( 接地极脱离 )” 。这里， “偏离” 是指将电极安装到皮肤的状态下使电极继续向左右 移动的状态。
根据图 4 的最右栏所示的框 501 内的值可知， 交流噪声混入量仅在产生接地极的 不良情况时 ( 接地极脱离 ) 会增大， 在正常状态时或其他电极的不良情况时没有观察到大 的增加。 另一方面， 如图 4 的两处的框 502 的值所示， 对于总频率功率而言， 在产生测量极的 不良情况时 ( 测量极 1 或测量极 2 偏离 )， 只有与产生不良情况的测量极对应的通道增大。 此外， 如图 4 的框 503 的值所示， 可知在产生基准极的不良情况时 ( 基准极偏离 )， 通道 1、 通道 2 都增大。
根据这些实验结果， 得到了以下见解 ： 在产生接地极的不良情况时， 交流噪声混入 量增大， 在产生测量极的不良情况时， 测量极的对应通道的总频率功率增大， 并且在产生基 准极的不良情况时， 整个通道的频率功率增大。
进一步， 本申请的发明人为了确认上述的见解是否是在其他被检验者中也同样会 产生的现象， 对 14 名 20 多岁的被检验者进行了脑电波测量实验。实验在与上述相同的脑 电图仪、 电极和电极位置中、 测量了 (a) 所有电极都正确安装的状态、 (b) 接地极产生了不 良情况的状态 ( 接地极脱离的情况 )、 以及 (c) 测量极产生了不良情况的状态 ( 测量极 1 脱 离的状态 ) 这 3 种状态下的交流噪声混入量和总频率功率。
图 5 表示 (a) 正常状态时、 (b) 接地极脱离、 以及 (c) 测量极脱离这 3 种状态下的 交流噪声混入量的全体被检验者的平均值和被检验者全员的偏差的幅度。在图 5 中可知， 与图 4 的 501 的结果相同， 与其他状态相比在 (b) 接地极脱离时， 交流噪声混入量增大的倾 向产生在所有被检验者中。
此外， 图 6 表示上述的 (a)、 (b) 和 (c) 这 3 种状态下的总频率功率的全体被检验者 的平均值以及被检验者全员的偏差的幅度。如图 6 所示， 可知与图 4 的框 502 的结果相同， 在 (c) 测量极脱离时， 与其他状态相比， 总频率功率增大的倾向产生在所有被检验者中。
本次没有对基准极不良情况进行实验。但是， 鉴于从图 6 的结果观察到测量极不 良情况产生时总频率功率增大的情形， 推测在基准极中产生了不良情况时， 与图 4 的框 503 的结果相同， 全部通道的总频率功率也会增大。
根据上述的结果可知， 在产生接地极的不良情况时交流噪声混入量增大、 产生测 量极不良情况时测量极的对应通道的总频率功率增大、 以及产生基准极不良情况时全部通 道的频率功率增大这样的见解并不依赖于被检验者， 并不是特别的倾向。
根据上述的见解设想到 ： 根据交流噪声混入量的增大可以判定接地极的不良情 况， 根据特定通道中的总频率功率的增大可判定测量极的不良情况， 并且根据全部通道中 的总频率功率的增大可判定基准极的不良情况。
以下， 参照附图说明基于该设想而完成的本发明的电极安装状态判定系统的实施 方式。
作为本申请的发明的优选实施方式， 本申请的发明人例示如下的具备电极安装状 态判定功能的脑电波接口系统 ( 以下， 称作 “电极安装状态判定系统” )： 测量用户的脑电 波， 根据测量的脑电波的特征信号判定用户的状态或意图， 并反馈判定结果。
电极安装状态判定系统特别是在将不利用糊剂的干电极组装到 HM 等可佩带设备中的状态下测量脑电波。若是干电极， 则特别是在电极安装状态中产生不良情况的可能性 较高。在产生了这种电极安装状态的不良情况的情况下， 向用户进行通知或恢复判定。之 后若有可能， 可以通过电极更换来继续进行测量。
( 实施方式 1)
图 7 表示本实施方式的电极安装状态判定系统 20 的功能模块的结构。图 8 表示 将电极安装状态判定系统 20 具体作为 HMD 时的装置的形状的一例。图 9 表示电极安装状 态判定系统 20 的硬件结构的例。在各图所示的结构要素中， 对共同的结构要素附加相同的 参考符号。
在本申请的说明书中， 基于图 8 所示的 HMD 形状说明电极安装状态判定系统 20。 使用表示眼镜部位的用语来表现 HMD 的各部位。图 10 表示眼镜各部位的名称。将挂在用 户 10 的耳朵上以固定 HMD 主体的部分称作 “终端部 (end piece portions)” 。将与用户 10 的鼻子接触并支撑 HMD 主体的部分称作 “鼻托部 (nose pad portions)” 。将保持在用户 10 的各眼球前设置的输出部 13 并进行固定的部分称作 “镜框部 (rim portion)” 。此外， 将连 接并支撑两眼前的镜框部 23 的部分称作 “鼻梁部 (bridge portion)” ， 将连接并支撑镜框 部和终端部的部分称作 “镜腿部 (temple portion)” 。
如图 7 所示， 电极安装状态判定系统 20 具有脑电波测量处理部 18 和电极状态判 定处理部 19。另外， 在图 7 中， 用户 10 是为了便于理解而记载的。
脑电波测量处理部 18 具有脑电波测量部 11、 脑电波处理部 12 和输出部 13。 此外， 电极状态判定处理部 19 具有频率分析部 14 和不良情况电极判定部 15。以下， 说明各结构 要素。
脑电波测量处理部 18 的脑电波测量部 11 具有图 8 所示的接地极 21、 基准极 22、 测量极 23a、 23b 和脑电波测量电路 24。接地极 21 设置在眼镜的鼻托部， 基准极 22 设置在 眼镜的终端部 22 的内侧， 测量极 23a、 测量极 23b 设置在眼镜的镜片上部， 脑电波测量电路 24 设置在眼镜的镜腿部。在安装 HMD 时， 将各电极 21、 22、 23a、 23b 配置成与用户 10 的皮肤 接触。
脑电波处理部 12 根据测量的脑电波信号判断用户 10 的意图或状态。
输出部 13 是设置在 HMD 的镜片部的设备 ( 例如， 液晶监视器 )， 向用户 10 反馈判 断出的结果。反馈作为对液晶监视器的图像输出等设备的动作而实现。
另一方面， 电极状态判定处理部 19 的频率分析部 14 设置在 HMD 的鼻梁部， 对由脑 电波测量部 11 测量的脑电波进行频率分析。
不良情况电极判定部 15 根据频率分析值判定产生了不良情况的电极， 并由输出 部 13 向用户 10 通知电极状态。
另外， 图 8 的各功能模块、 电极的位置是一例， 但是各功能模块的位置、 各电极的 位置及个数并不限于此。
接着， 参照图 9 说明电极安装状态判定系统 20 的硬件结构。
接地极 21、 基准极 22、 多个测量极 23 和脑电波测量电路 24 构成本实施方式的脑 电波测量部 11。接地极 21、 基准极 22 以及多个测量极 23 与脑电波测量电路 24 连接， 脑电 波测量电路 24 与总线 100 连接， 从而与其他结构要素之间进行脑电波信号的授受。
CPU121、 RAM122 和 ROM123 构成本实施方式的脑电波处理部 12。CPU121 向 RAM122读出保存在 ROM123 中的计算机程序 124， 在 RAM122 上展开并执行该计算机程序 124。本实 施方式的脑电波处理部 12 通过该计算机程序 124 实现脑电波判断处理。 CPU121、 RAM122 和 ROM123 与总线 100 连接， 在与各结构要素之间进行控制信号或数据的授受。
接着， CPU141、 RAM142 和 ROM143 构成本实施方式的频率分析部 14。CPU141 向 RAM142 读出保存在 ROM143 中的计算机程序 144， 在 RAM142 上展开并执行该计算机程序 144。 本实施方式的频率分析部 14 通过该计算机程序 144 实现脑电波波形的频率分析处理。 CPU141、 RAM142 和 ROM143 与总线 100 连接， 向不良情况电极判定部 15 发送表示分析结果 的数据。
CPU151、 RAM152 和 ROM153 构成本实施方式的不良情况电极判定部 15。CPU151 向 RAM152 读出保存在 ROM153 中的计算机程序 154， 在 RAM152 上展开并执行该计算机程序 154。本实施方式的不良情况电极判定部 15 通过该计算机程序 154 实现后述的不良情况电 极判定处理。CPU151、 RAM152 和 ROM153 与总线 100 连接， 在与输出部 13 之间进行控制信 号或数据的授受。
输出部 13 具有图像处理电路 131 和画面 132。 图像处理电路 131 根据来自 CPU121 和 141 的控制信号或数据， 向用户 10 输出反馈 ( 例如， 向画面显示脑电波波形等 )、 向画面 132 输出电极安装状态的信息。输出部 13 还可以兼备提示 HM 所需的信息的功能。 上述的计算机程序 124、 144 和 154 分别被记录在半导体存储介质或 CD-ROM 等记 录介质中作为产品在市场上流通， 或者通过因特网等电信线路来进行传送。
另外， 脑电波处理部 12、 频率分析部 14 和不良情况电极判定部 15 也可以实现成在 半导体电路中安装了计算机程序的 DSP 等硬件、 或不具有 CPU 而是作为电路进行运算的半 导体。此外， 对于脑电波处理部 12、 频率分析部 14 和不良情况电极判定部 15， 分别作为具 有不同的 CPU、 RAM 和 ROM 的功能模块进行了说明， 但也可以通过同一 CPU、 RAM 和 ROM 来实 现相同的功能。
下面， 说明本发明的电极安装状态判定系统 20 的概要， 大致观测其处理之后说明 电极安装状态的不良情况判定方法。
电极安装状态判定系统分析测量的脑电波， 并在电极安装状态下产生了不良情况 时， 确定不良情况电极并通知给用户。在没有产生不良情况时， 不向用户通知安装状态， 而 是提供关于原本的脑电波测量和脑电波分析的功能。 根据脑电波分析所提供的功能例如相 当于判定用户状态和提取用于进行设备操作的意图。
本实施方式中的脑电波处理以利用脑电波来判断用户的选择意图的脑电波接口 为例进行说明。 更具体而言， 说明利用用户 10 的脑电波信号来操作 TV， 选择用户 10 想要视 听的类型的节目的脑电波接口。
图 11(a) 表示脑电波接口的画面例。更详细而言， 图 11(a) 是输出部 13 经由 TV 画面 41 向用户 10 提示的菜单例。在画面中提示 “您想看什么节目？ ” 的提问 42、 和作为想 看的节目的候补的可选项目 43a ～ 43d。这里， 显示有 4 种可选项目 (“棒球” 43a、 “天气预 报” 43b、 “动画片” 43c 以及 “新闻” 43d)。
在图 11(a) 的例中， 首先选择最上面的棒球 43a， 进行高光显示。 “高光显示” 是指 基于比其它项目更亮的背景的显示、 基于比其它项目更亮的文字色的显示或者利用光标等 来指示的显示。这里， 只要用户 10 看到时系统侧可传递当前想要注意哪个项目即可。第 4
个节目新闻 43d 之后又回到第 1 个节目棒球 43a。
图 11(b) 是由脑电波处理部 12 获取到的用户 10 的脑电波信号的事件相关电位。 事件相关电位的获取的起点被设定为高光显示各可选项目的瞬间。 并且， 从该瞬间开始， 例 如从脑电波信号中提取 200ms 前到 1 秒后的事件相关电位。由此， 获得用户 10 对高光显示 的项目的反应。与事件相关电位 44d 一起， 在横轴上表示了时间， 在纵轴上表示了事件相关 电位。另外， 纵轴的上方向对应于事件相关电位为负 ( 阴性 ) 的方向， 下方向对应于事件相 关电位为正 ( 阳性 ) 的方向。
现在， 假设认为用户 10 想看天气预报 43b 的情况。若在可选项目 43a ～ 43d 各自 对应的脑电波信号 44a ～ 44d 中观察高光显示了天气预报 43b 时的用户 10 的脑电波信号 44b， 则以高光显示了天气预报 43b 的时刻为起点， 大约在潜伏期 300ms 之后出现特征性阳 性分量 (P300 分量 )。因此， 脑电波处理部 12 将检测出该 P300 分量的可选项目作为用户 10 想视听的节目， 并将频道切换到天气预报的频道。图 11(c) 表示选择了天气预报的频道 之后的画面 45。
图 12 表示脑电波处理部 12 的脑电波接口的处理顺序。
在步骤 S1501 中， 脑电波处理部 12 经由输出部 13 显示图 11(a) 所示的菜单 23。 脑电波处理部 12 在步骤 S1502 中例如选择棒球 43a 的项目， 在下一步骤 S1503 中， 经由输 出部 13 高光显示所选择的棒球 43a 的项目。 在步骤 S1504 中， 脑电波处理部 12 从由脑电波测量部 11 输出的脑电波信号中获 取以项目的高光显示时刻为起点的事件相关电位。
在步骤 S1505 中， 脑电波处理部 12 判定在获取到的事件相关电位中是否存在由想 要选择的项目的高光而引起的波形变化。 在存在波形变化的情况下进入步骤 S1506， 在不存 在波形变化的情况下返回步骤 S1502， 进行下一个项目 ( 例如天气预报 43b) 的高光显示。 通过识别 P300 分量的有无， 能够判定当前获取到的脑电波的波形是对应于用户 10 想要选 择的项目的波形还是对应于不想选择的项目的波形。
最后， 在步骤 S1506 中， 脑电波处理部 12 执行与出现了 P300 分量的项目对应的功 能 ( 频道切换 )。
通过上述的处理， 用户 10 即使不操作按钮也能根据脑电波来选择菜单项目。另 外， 在步骤 S1502 中， 设定为按顺序选择项目， 但是也可以使用随机提示的方法。由此， 由于 事前不清楚会选择哪个项目， 因此能够选择更高注意力的菜单。
图 13 表示电极安装状态判定系统 20 的整体处理的流程图。以下， 沿着图 13 的电 极安装状态判定系统 20 的流程图说明动作。
在步骤 S1101 中， 脑电波测量部 11 测量用户 10 的脑电波。脑电波的测量是将图 8 所示的接地极 21、 基准极 22 以及与测量通道对应的测量极 23 这 3 种电极作为 1 组加以 利用， 并按每一组 ( 每一通道 ) 由脑电波测量电路 24 进行测量的。另外， 在各组中共用接 地极 21 和基准极 22。
脑电波测量电路 24 以接地极 21 的电位为基准进行差动放大。即， 脑电波测量电 路 24 以接地极 21 的电位为基准放大基准极 22 的电位和测量极 23 的电位， 并从放大后的 测量极 23 的电位中获取放大后的基准极 22 的电位的差分。由此， 能够测定以基准极 22 为 基准的测量极 23 的脑电波电位。该差动放大用于放大微弱的信号的情况， 也可以用于脑电
波测量。将如上所述那样测量的脑电波电位作为 1 通道的脑电波数据发送到脑电波处理部 12 和频率分析部 14。
在步骤 S1102 中， 由频率分析部 14 进行频率分析处理。图 14 表示频率分析部 14 所处理的脑电波信号波形的例子。频率分析部 14 接收脑电波测量部 11 测量的脑电波信号 301， 并提取成为判定对象的区间的脑电波波形 302。这里， 将提取的区间例如设定为 1 秒 钟。接着， 频率分析部 14 对提取出的脑电波信号 302 例如实施基于快速傅立叶变换 (FFT) 的频率分析， 并计算各频率的功率值 303。各频率的功率值 303 对应于在快速傅立叶变换 (FFT) 的结果中得到的傅立叶系数的值。
计算功率值之后， 频率分析部 14 向不良情况电极判定部 15 输出频率分析结果。 输 出频率分析结果之后， 频率分析部 14 一直到测量 1 秒钟的脑电波为止待机， 1 秒之后再次执 行频率分析。但是， 在分析对象区间以上的期间内没有在频率分析部 14 中产生处理的时刻 的情况下， 对处理时刻之前的 1 秒钟的脑电波数据进行频率分析。
在图 13 的步骤 S1103 中， 不良情况电极判定部 15 判定正在进行脑电波测量的各 电极中是否产生了安装不良情况。不良情况电极判定部 15 根据频率分析部 14 的频率分析 结果， 提取电极安装状态判定所需的噪声混入量、 和总频率功率的分析参数。之后， 不良情 况电极判定部 15 通过各分析参数和预先设定的阈值的比较， 判定接地极、 基准极以及测量 极的各电极中电极安装状态是否产生了不良情况。在产生了不良情况时， 不良情况电极判 定部 15 进行确定在接地极、 基准极以及测量极中的哪一个电极中产生了不良情况的处理。 详细叙述具体的判定方法。
在确定了不良情况电极的情况下， 在步骤 S1106 中， 输出部 13 向用户 10 通知产生 了不良情况的电极的位置和种类。
在步骤 S1103 中判断为不存在不良情况电极的情况下， 处理进入步骤 S1104。 在步 骤 S1104 中， 脑电波处理部 12 进行利用了测量到的脑电波的处理。在本实施方式中， 脑电 波处理部 12 切取以进行了可选项目高光显示的时刻为起点的脑电波， 并通过进行是否出 现了 P300 分量的判定来判断用户 10 是否具有想要选择哪个可选项目的意图。
在步骤 S1105 中， 输出部 13 在画面等中显示由脑电波处理部 12 处理的结果， 并反 馈给用户 10。在本实施方式中， 输出部 13 在画面 132 中如图 11(b) 所示那样， 反馈用户 10 选择的可选项目 137。
通过这样的处理， 既能向用户提示脑电波测量的结果， 又能在电极的安装状态产 生了不良情况时， 确定该不良情况电极的种类和位置， 并通知用户。
接着， 说明在步骤 S1103 中不良情况电极判定部 15 所进行的判定不良情况电极的 处理。
图 15 表示在步骤 S1103( 图 13) 中进行的不良情况电极判定部 15 的处理的流程 图。以下， 详细说明在步骤 S1103 中进行的处理。
在步骤 S1201 中， 不良情况电极判定部 15 获取从频率分析部 14 输出的频率分析 结果。这里的频率分析结果在各频带中相当于频率功率的值的数据。例如， 在以采样周期 200Hz 记录了脑电波的情况下， 结果为其一半周期、 即 0 ～ 100Hz 的频率分析 (FFT)。
在步骤 S1202 中， 不良情况电极判定部 15 根据各脑电波通道 (Ch) 的频率分析结 果， 计算特征噪声频率功率。 这里， 特征噪声频率是指在脑电波测量环境中由外部设备等产生的噪声的频率。脑电波信号的该频率包含该噪声。例如， 在被电气设备包围的环境中， 作 为特征噪声可以列举来自电源的交流噪声。此外， 作为同样的特征噪声， 在汽车等中， 将由 发动机产生的脉冲波考虑为特征噪声。 由发动机产生的脉冲波的频率与发动机转速具有比 例关系。因此， 不良情况电极判定部 15 从汽车的转速计或计算机等中获取表示发动机转速 的信息， 从而能够确定脉冲波的频率。
根据各通道的频率分析结果， 将上述的交流噪声的频率或发动机的脉冲波噪声的 频率作为特征噪声频率进行计算。在本实施方式中， 假设在室内中进行利用， 将特征噪声 作为交流噪声来进行说明。交流噪声的频带例如在日本的关西地区是 60Hz， 在关东地区是 50Hz。由于进行上述实验的环境是关西地区， 因此， 特征噪声频率为 60Hz， 将特征噪声频 率功率换作交流噪声混入量来进行说明。另外， 诸多国外的交流噪声的频带例如在美国是 60Hz， 在欧洲各国或中国是 50Hz。基于以下说明的 60Hz 的例， 本领域的技术人员可考虑频 率的差异来在 50Hz 的地域中进行实验。
在步骤 S1203 中， 不良情况电极判定部 15 根据各脑电波通道的频率分析结果计算 总频率功率。根据频率分析结果的功率的平均值 (0 ～ 100Hz 的频率功率的平均 ) 计算总 频率功率。
在步骤 S1204 以后的处理中， 基于噪声混入量、 总频率功率的值， 不良情况电极判 定部 15 判定在接地极 21、 基准极 22 以及测量极 23 中的哪个电极产生了不良情况。判定 的流程是按接地极 21 的不良情况判定 ( 步骤 S1204)、 测量极 23 的不良情况判定 ( 步骤 S1205、 S1206、 S1208) 以及基准极 22 的不良情况判定 ( 步骤 S1209) 的顺序进行的。以下， 具体说明各个判定方法。
首先， 说明不良情况电极判定部 15 进行的接地极不良情况判定 ( 步骤 S1204)。 不 良情况电极判定部 15 参照在步骤 S1202 中计算出的交流噪声混入量， 判定在接地极 21 中 是否产生了不良情况。
图 16 表示以上述的本申请的发明人实施的实验的结果 ( 图 4) 为例绘制出了在接 地极 21 正常安装时 ( 正常状态时 ) 的频率分析结果、 和脱离接地极时 ( 接地极不良情况 时 ) 的频率分析结果的例。坐标的横轴表示频率 ( 单位 ： Hz)， 纵轴表示频率功率 ( 单位 ： μV^2)。这里， 利用图 4 中的 Ch1 的交流噪声混入量绘制出了 60Hz 下的正常状态时和接地 极不良情况时的频率功率。根据图 16 可知， 与正常状态时的 82.3μV^2 相比， 在接地极不 良情况时得到了 35502.3μV^2 这样相差甚远的值。
因此， 在不良情况电极判定部 15 中预先设定接地极的不良情况判定的阈值， 并在 交流噪声混入量超过了阈值的情况下， 不良情况电极判定部 15 判定为在接地极 21 中产生 了不良情况。期望设定正常状态时和接地极不良情况时的中间值来作为 “阈值” 。但是， 考 虑到正常状态时和接地极不良情况时的值背离， 因此在本实施方式中， 对正常状态时的交 流噪声混入量的对数和接地极不良情况时的交流噪声混入量的对数进行平均， 设定取该平 均值的频率功率即 1700μV^2。
作为其他阈值设定方法， 仅以正常状态时的值为基准， 考虑例如为了将正常状态 时的 10 倍判断为异常状态 ( 接地极不良情况状态 ) 而设定为 823μV^2 的方法。通过与该 阈值的比较， 在图 4 的实验例中， 在正常状态时判定为 “不存在接地极不良情况” ， 转移到步 骤 S1205。此外， 接地极脱离时判定为 “接地极不良情况” ， 转移到向输出部 13 输出不良情况通知的步骤 S1210。
图 17(a) 表示判定为接地极不良情况时的不良情况通知的一例。 如图 17(a) 所示， 在画面 132 上显示告知接地极脱离的警告。此外， 如图 17(b) 所示， 在表示产生了安装异常 的电极位置的画面 132 上显示图像和说明。
再次参照图 15， 说明不良情况电极判定部 15 所进行的测量极 23 的不良情况判定 处理 ( 步骤 S1205、 S1206、 S1208)。
在步骤 S1205 中， 不良情况电极判定部 15 利用本申请的发明人实施的上述的实验 特征， 比较测量出的任意 1 通道的总频率功率的值、 和判定电极不良情况的阈值。在所判定 的脑电波通道的总频率功率超过了阈值的情况下， 不良情况电极判定部 15 判定为有必要 怀疑在所判定的通道序号的测量极中产生了不良情况， 在步骤 S1208 中， 在不良情况目录 中记录通道序号。表 1 表示记录了产生不良情况的通道的序号的不良情况目录的一例。
[ 表 1]
根据上述实验的结果， 将阈值设定为例如正常状态时的总频率功率大的一方的值 5.2 与产生电极不良情况时所增大的总频率功率的最小值 67.1 的中间值、 即 36。
在图 4 的实验例中， 错开测量极 1 时， 总频率功率超过 36 的 Ch1 被检测为不良情 况， 被追加到不良情况目录中。作为其他阈值设定方法， 也可以按每个通道设定阈值， 并仅 以正常状态时的值为基准， 将正常状态时的 2 倍判断为异常状态 ( 测量极不良情况状态 ) 地设定 ( 例如， Ch1 为 10.4μV^2、 Ch2 为 5.6μV^2)。
在本次实验中分析出的不良情况时的频率功率的值在电极不良情况时并不是始 终成为该值， 可以认为是根据电极偏离的强度和幅度、 皮肤的状态而产生各种变化。但是， 在产生不良情况时， 与正常状态时相比总频率功率增大的倾向是不变的。因此， 也可以考 虑产生不良情况时的总频率功率的值的偏离， 将用于判断的阈值设定得比上述的值小 ( 例 如， 20μV^2)。
在步骤 S1206 中， 不良情况电极判定部 15 判断是否存在还没有进行步骤 S1205 的比较处理的脑电波通道。在存在的情况下， 返回步骤 S1205， 对该脑电波通道进行步骤 S1205 的比较处理。
对所有的脑电波通道完成步骤 S1205 的比较处理之后， 处理进入步骤 S1207。 在步 骤 S1207 中， 不良情况电极判定部 15 确认不良情况目录的内容， 并确认记录在不良情况目 录中的通道序号。 在该不良情况目录中没有任何记录， 即为空的情况下， 不良情况电极判定 部 15 判断为不存在不良情况电极， 在步骤 S1213 中判定为无不良情况电极。
在不良情况目录不为空的情况下， 在步骤 S1209 中， 不良情况电极判定部 15 判断 当前正在测量的所有的脑电波通道是否被列举在不良情况目录中。 在所有的通道被列举在 不良情况目录中的情况下， 认为在基准极 22 中产生了不良情况。因此， 不良情况电极判定 部 15 在步骤 S1211 中判定为有基准极不良情况。
在步骤 S1209 中， 在不良情况目录和全部通道序号不一致的情况下， 认为在个别 测量极中产生了不良情况。在步骤 S1212 中， 不良情况电极判定部 15 判定为在与不良情况 目录的 Ch 序号对应的测量极中存在不良情况。
在此， 参照图 4 所示的正常状态时、 测量极 1 不良情况、 测量极 2 不良情况、 基准极 不良情况的状态下的 FFT 的结果图表和总频率功率的值， 确认图 15 所示的判定处理的流 程。
在正常状态时， 通过图 15 的步骤 S1205 ～ S1207 的处理， 不良情况电极判定部 15 不在不良情况目录中追加 Ch1 和 Ch2。这是因为 Ch1、 Ch2 的总频率功率是 5.2 和 2.8， 都小 于阈值 36。之后， 由于在步骤 S1207 中确认不良情况目录为空， 因而不良情况电极判定部 15 判定为 “无不良情况电极” 。
测量极 1 偏离时， Ch1 的总频率功率为 93.7， 超过了阈值 36。因此， 不良情况电极 判定部 15 通过图 15 的步骤 S1205 和步骤 S1208 的处理， 在不良情况目录中追加包括测量 极 1 的通道序号。由于在步骤 S1209 中判断为只有 Ch1 存在不良情况， 因而不良情况电极 判定部 15 将测量极 1 判定为不良情况电极。
基准极偏离时， Ch1、 Ch2 的总频率功率为 357.6、 194.6， 都超过了阈值 36。因此， 通过图 15 的步骤 S1205、 步骤 S1208 的处理， 不良情况电极判定部 15 在不良情况目录中追 加 Ch1、 Ch2。在步骤 S1209 中， 若判断为在全部通道中产生了不良情况， 则不良情况电极判 定部 15 将基准极判定为不良情况电极。
另外， 在上述的说明中， 作为输出部 13 的输出例说明了图 17(a) 或图 17(b) 所示 的通知方法， 但是对于向用户通知的通知方法并不限于上述。也可以是能向用户 10 通知在 电极安装中产生了不良情况， 让用户 10 获知不良情况电极的场所以促使其改善的通知方 法。例如， 基于声音的通知方法也属于本发明的范畴。
通过以上的处理， 可以确定产生了不良情况的电极是测量极、 基准极以及接地极 中的哪一个。不仅可以确定根据多个电极所确定的测量通道， 甚至可以确定正在产生不良 情况的电极， 从而能通知不良情况。由此， 用户可以立刻改善电极的安装状态， 即使在容易 产生安装不良情况的日常生活环境下也能够继续进行脑电波测量。
根据上述的结构， 在脑电波测量中产生了不良情况时， 用户 10 可以获知成为安装 不良情况的电极的种类和位置， 能够自己修正电极安装状态。
但是， 若用户 10 修正不良情况电极， 则在不良情况电极附近的、 原本没有不良情 况的电极中有可能产生电极偏离等。 其结果， 会将正常安装的电极判断为不良情况电极。 因 此， 在用户进行修正时， 在其他极上也会出现不良情况通知， 作为整体无法轻易完成修正。
因此， 不良情况电极判定部 15 可以直到不良情况电极的恢复完成为止停止电极 不良情况判定处理， 以使不对电极不良情况进行检测。此时， 例如不良情况电极判定部 15 可以判断不良情况电极的恢复， 或者也可以设置判定不良情况电极的恢复的恢复判定部。 由此， 能够削减不良情况电极修正时的用户 10 的负荷。在此， 说明上述的判定不良情况电极的恢复的方法。
本申请的发明人进行了验证区分电极不良情况持续的状态和电极恢复的状态的 脑电波特征的实验。 其结果， 发现了通过检测在不良情况电极恢复时出现的特征， 可以进行 电极恢复判定处理。
以下， 说明根据该实验内容和实验结果得到的新的见解， 之后详细说明利用了该 见解的不良情况电极的恢复判定处理。
在实验中， 电极与之前的实验相同， 对 1 名 30 多岁的被检验者在图 3 所示的位置 上安装了电极。在右耳后配置基准极 22， 在右眼上方配置测量极 23a， 在左眼上方配置测量 极 23b， 接地极 21 是基于国际 10-20 法的地点标记的 FPz。电极在分别不使用糊剂的情况 下， 测量极和基准极使用银 - 氯化银有效电极， 接地极使用银 - 氯化银的盘电极， 并固定在 发带 25 中。脑电图仪使用 Polymate AP-1124(Digitex Lab 公司制造 )。以 200Hz 的采样 频率和 0.3 秒的时间常数进行了测量。
实验是将测量极、 接地极作为对象对不良情况电极实施实验的。认为基准极出现 与测量极相同的特征。
此外， 假设不良情况状态为 “电极脱离” ， 比较了继续脱离电极时和、 脱离电极之后 立刻进行修正而恢复到正常状态时的脑电波波形。具体而言， 在 “(a) 一直脱离测量极 23b 的情况” “(b) 暂时脱离测量极 23b 后恢复到正确状态的情况” 、 “(c) 一直脱离接地极 21 的 、 情况” 以及 “(d) 暂时脱离接地极 21 后恢复到正确状态的情况” 这 4 种状态下进行了实验。 本申请的发明人测量了各状态下的脑电波， 并在作为测量极 23 的比较的上述 (a) 和 (b) 中 进行了脑电波波形的比较， 在作为接地极 21 的比较的 (c) 和 (d) 中进行了交流噪声混入量 的比较。
图 18(a) ～ (d) 分别表示关于上述的 (a) ～ (d) 所示的 4 种状态的实验结果。各 图表中， 横轴表示时间 ( 单位 ： 秒 )， 在 (a) 和 (b) 中纵轴表示电位 ( 单位 ： μV)， 用实线表 示了 Ch1 的脑电波的电位。在 (c) 和 (d) 中纵轴表示频率功率 ( 单位 ： μV^2)， 用虚线表示 了交流噪声混入量的变迁。
根据图 18 的 (a) 和 (b) 的状态的比较可知， 在 (a) 测量极 23b 一直脱离的状态下， 电位以 3000μV 振荡之后， 波形继续维持平坦。相对于此， 在 (b) 脱离测量极 23b 之后立刻 恢复的状态下， 虽然波形暂时平坦， 但是电极恢复之后， 在数秒左右之后才出现脑电波的波 形。这里的 “立刻” 例如指大约 2、 3 秒之后。
此外， 根据图 18 的 (c) 和 (d) 的状态的比较可知， 在 (c) 接地极 21 一直脱离的状 态下交流噪声混入量继续变迁至超过 10000μV^2 的值， 相对于此， 在 (c) 脱离接地极 21 之 后立刻恢复的状态下， 接地极脱离之后， 交流噪声混入量暂时增加至 5000μV^2， 但是使接 地极恢复之后的交流噪声混入量恢复至与脱离接地极之前相同的较低的值。
根据上述的 (a) 和 (b)、 (c) 和 (d) 之间的比较的结果， 关于测量极， 得到了通过电 极恢复， 在不良情况检测之后会立刻出现脑电波波形的见解。 因此， 通过在电极不良情况检 测之后检测是否出现脑电波波形 ( 脑电波数据的平均、 方差不为 0)， 能够判定测量极的恢 复。 对于基准极也可以说， 通过以同样的基准判定任意的脑电波通道的脑电波， 能够判定基 准极的恢复。
此外， 关于接地极， 得到了接地极不良情况之后交流噪声混入量的值增大， 但是通过恢复使得交流噪声混入量的值恢复到正常状态的值的见解。因此， 可以说检测接地极不 良情况之后， 能够检测增加的交流噪声混入量是否恢复到正常状态时的值， 从而能够判定 接地极的恢复。
以下， 参照附图， 说明基于该设想而构成的电极恢复判定部 17。
图 19 表示本实施方式的变形例涉及的电极安装状态判定系统 20a 的功能模块的 结构。在电极安装状态判定系统 20a 中， 代替图 7 所示的电极状态判定处理部 19 而设置了 电极状态判定处理部 19a。在电极状态判定处理部 19a 中追加了判定电极恢复的电极恢复 判定部 17。电极恢复判定部 17 判定产生了不良情况的电极是否恢复到可再次测量脑电波 的状态。电极恢复判定部 17 重新设置例如与图 9 所示的不良情况电极判定部 15 相同的硬 件， 且经由总线 100 连接这些硬件而被连接。 此外， 通过变更图 9 所示的程序 154， 也可以构 成为 CPU151、 RAM152 和 ROM153 在某一时刻发挥不良情况电极判定部 15 的作用， 在其他时 刻发挥电极恢复判定部 17 的作用。在后一例中， 对于程序 154 而言， 不仅包括不良情况电 极判定部 15 的处理顺序还包括以下说明的电极恢复判定部 17 的处理顺序而构成， 从而实 现程序 154。另外， 通过不良情况电极判定部 15 的处理判定出的电极状态的信息被提交到 电极恢复判定部 17 的处理中以执行后述的处理。 图 20 是表示追加了电极恢复判定部 17 的处理的电极安装状态判定系统 20a 的处 理顺序的流程图。在追加了电极恢复判定部 17 的处理中， 在通知电极不良情况的处理 ( 步 骤 S1106) 之后， 追加了判定是否从安装不良情况的状态恢复到适当的安装状态的处理 ( 步 骤 S1107)。
以下， 参照图 21， 详细说明电极恢复判定部 17 进行的电极恢复判定处理 ( 图 20 的 步骤 S1107)。
在图 21 中， 若由不良情况电极判定部 15 检测判定出电极不良情况 ( 图 20 的步骤 S1106)， 则在步骤 S1301 中， 电极恢复判定部 17 开始进行用于电极恢复判定的脑电波测量。 脑电波测量部 11 进行脑电波测量。
在步骤 S1302 中， 电极恢复判定部 17 基于不良情况电极判定部 15 的种类， 变更恢 复的处理。在不良情况电极为基准极 22 或测量极 23 的情况下， 基于步骤 S1303、 S1304 进 行电极恢复的判定。 另一方面， 在不良情况电极为接地极 21 的情况下， 在步骤 S1305、 S1306 的处理中进行恢复判定。
首先， 说明基准极 22/ 测量极 23 的恢复判定处理。
在步骤 S1303 中， 电极恢复判定部 17 根据测量出的脑电波提取包括不良情况电极 的脑电波通道。例如， 是测量极 23b 的情况下， 提取 Ch1。是基准极的情况下， 由于包括 Ch1 和 Ch2 这两者， 因此提取 Ch1 和 Ch2 中的任一个。电极恢复判定部 17 计算一定期间 ( 例如 1 秒钟 ) 的脑电波信号的平均值、 方差。另外， 若电极的安装状态是未恢复的状态， 则这里 所说的成为处理对象的信号不能被称作 “脑电波信号” 。 但是， 在这里为了便于说明， 也称作 “脑电波信号” 。
在步骤 S1304 中， 电极恢复判定部 17 判定在步骤 S1303 中计算出的平均值、 方差 是否都为 0。这相当于判定测量出的脑电波是否是平坦的状态。当平均值、 方差都为 0 时， 脑电波是平坦的， 换言之， 从该电极中没有检测到脑电波， 可以说依然维持着不良情况。
因此， 在脑电波平坦的情况下， 可以说没有消除不良情况电极， 因此电极恢复判定
部 17 使处理返回至步骤 S1301， 直到消除不良情况为止继续进行电极恢复判定。在脑电波 不平坦且开始测量脑电波的情况下， 由于可以说消除了电极的不良情况， 因此电极恢复判 定部 17 指示输出部 13 使其向用户 10 通知消除了测量极 23 或基准极 22 的不良情况。之 后， 结束处理。
输出部 13 接受电极恢复判定部 17 的指示， 在步骤 S1307 中向用户 10 通知消除了 电极不良情况。例如， 使图 17(a) 或 (b) 的例所示的警告画面从画面上消除， 从而通知消除 了电极不良情况。
另外， 通知方法并不限于上述， 也可以采用其他通知方法。例如， 如图 17(c) 所示， 也可以在画面外部设置 LED 灯， 并利用该 LED 灯的颜色来通知安装状态的消除。例如， 也可 以在正常时用绿色来点亮， 在产生不良情况时用红色来点亮， 在消除时再次用绿色来点亮。 此外， 也可以产生 “已消除” 等来利用声音进行通知。另外， 在从不良情况恢复时停止在产 生不良情况时的通知时所输出的警告音等视觉以外的通知方法也是本发明的范畴。
下面， 说明接地极 21 的恢复判定处理。
再次参照图 21。 在步骤 S1305 中， 电极恢复判定部 17 针对测量出的脑电波的各通 道， 提取一定期间 ( 例如 1 秒钟 ) 的脑电波， 并计算交流噪声混入量。
在步骤 S1306 中， 电极恢复判定部 17 判定计算出的全部通道的交流噪声混入量是 否小于阈值。例如， 将阈值设定为在不良情况电极判定部 15 判定接地极 21 的不良情况产 生时所利用的 1700μV^2。 在全部通道的交流噪声混入量超过该阈值的情况下， 电极恢复判 定部 17 判断为没有消除接地极 21 的不良情况， 使处理返回步骤 S1301， 直到接地极不良情 况消除为止继续进行电极恢复判定。若交流噪声混入量的增大收敛并小于阈值， 则电极恢 复判定部 17 判断为消除了接地极 21 的不良情况， 指示输出部 13 使其向用户 10 通知消除 了接地极 21 的不良情况， 结束电极恢复判定部 17 的处理。与步骤 S1307 的测量极 23 或基 准极 22 的恢复通知同样地进行基于输出部 13 的接地极的恢复通知。
如上述的步骤 S1304 或 S1306 所示， 通过检测在不良情况电极恢复时出现的与不 良情况电极吻合的特征， 从而能够进行电极恢复判定处理。
由此， 通过追加电极恢复判定部 17， 从而在产生电极的不良情况之后， 直到不良情 况电极恢复为止不进行不良情况判定。 因此， 用户无需进行多余的电极安装状态的修正， 能 够减轻负担。
( 实施方式 2)
用户 10 在电极的安装状态中产生了不良情况时可通过实施方式 1 的结构获知成 为安装不良情况的电极的种类， 从而能够判定电极安装状态。
但是， 在日常生活环境下， 假设因用户 10 的动作等的影响会屡次产生了电极中产 生不良情况的机会。因此， 每次用户 10 进行动作时都会进行基于实施方式 1 的结构的不良 情况电极产生的通知， 从而用户 10 需要修正电极状态。
因此， 需要在检测电极的安装不良情况状态之后自动从电极的不良情况状态进行 恢复并可继续脑电波测量的构造。 从电极的不良情况状态的自动恢复是通过以下方式进行 的， 即： 将产生了不良情况的电极更换成通过利用判断为正常安装的电极。因此， 可自动恢 复的电极安装状态判定系统是以以下方式实现的， 即： 通过保持多个可更换的电极， 在产生 了不良情况时以不会降低处理精度的方式选择适当的电极并更换成正常电极。因此， 在本实施方式中， 说明了如下的电极安装状态判定系统 ： 预先保持多个可更 换的电极， 不仅检测电极的安装不良情况状态， 而且还判定向正常的脑电波测量状态的自 动恢复的可能性， 在可更换电极时自动进行更换， 从而继续脑电波测量。
图 22 表示本实施方式的电极安装状态判定系统 200 的功能模块的结构。
在电极安装状态判定系统 200 中， 代替图 7 所示的电极状态判定处理部 19， 设置了 电极状态判定处理部 190。脑电波测量部 11、 脑电波处理部 12、 输出部 13、 频率分析部 14 和不良情况电极判定部 15 的处理在实施方式 1 和 2 中的两个系统相同。对功能相同的结 构要素附加相同的参考符号并省略其说明。以下， 说明电极状态判定处理部 190。
在电极状态判定处理部 190 中设置有测量电极更换部 16。测量电极更换部 16 在 检测到不良情况电极的存在时， 切换到代替该不良情况电极而利用了无不良情况的电极的 脑电波信号测量。更详细而言， 测量电极更换部 16 判定是否存在可检测接近脑电波特性的 脑电波信号的电极， 并进行自动恢复可能性的判断， 从而代替不良情况电极而选择作为可 利用的候补的电极。在本说明书中， 将这种某一电极切换到不同的电极来利用的动作称作 “电极的更换” 。
测量电极更换部 16 重新设置例如与图 9 所示的不良情况电极判定部 15 相同的硬 件， 且经由总线 100 连接这些硬件而被连接。 此外， 也可以通过变更图 9 所示的程序 154， 使 得 CPU151、 RAM152 和 ROM153 在某一时刻发挥不良情况电极判定部 15 的作用， 在检测到不 良情况电极的时刻发挥测量电极更换部 16 的作用。在后一例子中， 对于程序 154 而言， 不 仅包括不良情况电极判定部 15 的处理顺序还包括以下说明的测量电极更换部 16 的处理顺 序而构成， 从而实现程序 154。 另外， 通过不良情况电极判定部 15 的处理判定出的电极状态 的信息被提交到测量电极更换部 16 的处理中以执行后述的处理
图 23 是表示追加了测量电极更换部 16 的处理的电极安装状态判定系统 200 的处 理顺序的流程图。
与图 13 所示的实施方式 1 的处理相比， 在本实施方式中， 追加了步骤 S1110 ～ S1112。步骤 S1110 是在检测出电极不良情况之后， 通过将该电极不良情况更换成其他电极 来判断是否可以继续脑电波测量的恢复可能性判定的处理。步骤 S1111 是在可以自动恢复 时进行电极的更换使得可继续脑电波测量的电极更换处理。步骤 S1112 是在不可自动恢复 的情况下， 向用户 10 通知无法自动恢复的情形并通知不能进行促进电极修正的自动恢复 的处理。
在本实施方式中， 在电极中产生了不良情况时， 以将不良情况电极可更换成正常 电极的方式， 配置比在实施方式 1 中设置的电极的数量还多的电极。
图 24 表示本实施方式的电极配置的例子。在本实施方式中， 配置 10 个电极， 赋予 了分别唯一地识别电极的电极序号 1 ～ 10( 为了便于理解， 在图 24 的电极旁边示出电极序 号 )。在这样配置的电极中， 分配一个基准极和一个接地极、 以及多个测量极。
测量电极更换部 16 预先保持关于电极的信息。
图 25 表示测量电极更换部 16 所保持的电极信息的例子。 在电极信息中， 记载了电 极序号、 电极的利用种类、 坐标信息和各电极的安装状态， 其中， 电极的利用种类表示各电 极被用作测量极、 接地极和基准极中的哪一种类的电极， 坐标信息表示电极的绝对位置。 例 如， 是 HMD 型的电极安装状态判定系统 20 的情况下， 通过以眼镜的鼻梁部中心的位置为原点的相对位置来表示坐标。该相对位置例如通过图 24 所示的坐标轴来确定。在图 24 中， HMD 的上下方向表示 X 坐标， 左右方向表示 Y 坐标， 纵深方向表示 Z 坐标。
以下， 详细说明测量电极更换部 16 的处理。
图 26 表示在图 23 的步骤 S1110、 S1111 和 S1112 中进行的测量电极更换部的处理 顺序。
在步骤 S1400 中， 测量电极更换部 16 根据产生了不良情况的电极的电极序号， 记 录电极信息的状态成为 “不良情况” 的状况。这里， 在图 25 的电极序号 3 的 “状态” 栏中记 录 “不良情况” 。 另外， 图 25 的表是一例。 只要是能够唯一地确定正常还是不良情况的方法， 记录内容可以是任意的。也可以记录与正常对应的值 ( 例如 “0” ) 和与不良情况对应的值 ( 例如 “1” )。另外， 也可以在电极信息中仅记录未产生不良情况的电极种类和位置。若是 这样的电极信息， 则可通过确定不良情况电极的种类和位置来进行电极的更换。
测量电极更换部 16 根据被判定为不良情况的电极的种类进行不同的电极更换处 理。即， 根据电极种类是接地极还是基准极、 还是测量极， 来执行不同的电极更换处理。
在步骤 S1401 中， 测量电极更换部 16 判定由不良情况电极判定部 15 判定为不良 情况的电极种类。在被判定的电极种类是测量极时， 处理进入步骤 S1411， 之后执行步骤 S1412、 S1413 和 S1414。在被判定的电极种类是基准极时， 处理进入步骤 S1421， 之后执行 步骤 S1422、 S1423 和 S1424。在被判定的电极种类是接地极时， 处理进入步骤 S1431， 之后 执行步骤 S1432、 S1433 和 S1434。
以下， 首先说明测量极 23 的电极更换处理。
在测量极中产生了不良情况时， 需要更换成能够测量与在该测量极中正在测量的 脑电波信号的特性类似的脑电波信号的电极。这是因为在进行脑电波信号处理时， 需要使 处理中利用的脑电波信号的特征分量在更换测量极的前后以相同的方式出现。
为了使脑电波信号的特征分量以相同的方式出现， 需要使更换后的电极的位置接 近更换前的电极的位置。 因此， 为了继续脑电波测量， 以便能够以相同的方式检测脑电波信 号的特征分量， 需要将产生了不良情况的测量极更换成与该测量极的距离较近的电极。
此外， 通过在与产生脑电波信号的特征分量的脑的位置较近的位置上配置电极， 从而增强特征分量的强度， 能够以更高的精度进行脑电波处理。 因此， 作为不良情况电极的 更换对象的测量极的条件是 ： 存在于与不良情况电极的距离较近， 且与特征分量的产生源 的距离较近的位置上。另外， 对于产生脑电波信号的特征分量的脑的位置而言， 例如， 在事 件相关电位的 P300 分量时是头顶部 ； 关于注意力或集中力的眼球停留电位的 P100 分量而 言是后头部 ； 关于 α 波而言也是后头部 ； 关于听觉刺激而言是颞叶。
根据上述方针， 说明测量极 23 的自动恢复可能性的判断处理及其恢复方法。
在步骤 S1411 中， 测量电极更换部 16 基于所保持的电极信息， 计算产生了不良情 况的电极的位置与其他没有产生不良情况的电极之间的距离。其中， 用作接地极或基准极 的电极不能进行测量极的更换， 因此从计算的对象中排除。此外， 同时测量电极更换部 16 保持特征分量的产生源的位置， 并计算与各电极之间的距离。在图 25 的例子中， 以坐标 (0， -2， 0) 为中心， 分别计算电极序号 1、 2、 5、 6、 8、 9 的距离。
在步骤 S1412 中， 测量电极更换部 16 比较与计算出的不良情况电极之间的距离信 息和阈值， 判定能够以相同方式测量特征分量的测量极的更换候补电极。阈值被设定成认为脑电波特性变化的值 ( 例如， 在成年人的情况下是 2cm)。 在图 25 的例子中， 将距离为 2cm 的电极 1、 2 选作更换候补。
在步骤 S1412 中存在能够以相同方式测量脑电波信号的特征分量的电极的情况 下， 在步骤 S1413 中， 测量电极更换部 16 将测量极从产生了不良情况的测量极更换成测量 极的更换候补电极， 并再次开始脑电波测量。更换方法例如通过将产生了不良情况的电极 的电路重新连接为更换候补电极来实现。
在能够以相同的方式测量特征分量的电极存在多个的情况下， 将与特征分量的产 生源的距离最近的电极作为更换对象的电极来进行测量极的变更， 结束电极更换处理。在 本实施方式中， 特征分量是 P300 分量， 已知 P300 分量是从头顶部出现的。若考虑 HMD 的形 状， 则头顶部的位置如图 24 所示那样是 (5， 0， 15) 的位置。因此， 若比较特征分量的产生源 的位置 (5， 0， 15) 和在步骤 S1412 中选择出的电极 1、 2 的距离， 则可知电极 1 的距离较小。 因此， 电极 1 作为更换对象的电极而与不良情况测量极进行更换。另外， 电极的更换是通过 停止利用了不良情况电极的脑电波测量并开始利用了更换对象的电极的脑电波测量来实 现的。例如， 电极的更换是通过将不良情况电极和差动放大器 40( 图 1) 的连线重新连接成 更换对象的电极和差动放大器 40( 图 1) 的连线来实现的。
在步骤 S1412 中判定为不存在更换候补电极的情况下， 测量电极更换部 16 指示输 出部 13 使其向用户 10 通知不能自动恢复的情形， 结束电极更换处理。 如图 17 的例子所示， 在输出部 13 中， 根据利用警告显示或 LED 等的通知或利用声音等的通知， 向用户 10 通知产 生了电极不良情况且不能自动恢复的情形。
接着， 说明基准极 22 的电极更换处理。
由于基准极是被用作脑电波测量的基准的电极， 因此需要决定为无法测量脑电波 的反应的中立电极 (neutral electrode)。因此， 在基准极中产生了不良情况时， 需要将该 基准极更换成具有脑电波的反应较少 ( 难以测量脑电波 ) 的特性的电极。由于脑电波的反 应较少的部位是与脑的距离较远的耳朵 ( 乳突骨 )， 因此基准极从耳朵周边部采用即可。 因 此， 成为产生了不良情况的基准极的更换对象的电极同样从耳朵周边部采用即可。根据上 述， 说明基准极 22 的自动恢复可能性的判断处理及其恢复方法。
在步骤 S1421 中， 测量电极更换部 16 基于所保持的电极信息和预先设定的耳朵坐 标， 计算耳朵与正常安装的各电极之间的距离。 但是， 由于被用作接地极或测量极的电极不 能进行电极的更换， 因此从计算的对象中排除。 在本实施方式中， 乳突骨的位置是电极序号 10 的位置， 耳朵坐标是 (-3， 7， 12)。因此， 以 (-3， 7， 12) 为中心， 计算电极 1、 2、 5、 6、 8、 9的 距离。
在步骤 S1422 中， 测量电极更换部 16 比较与计算出的耳朵位置之间的距离信息和 阈值， 判定接近耳朵位置的基准极的更换候补电极。 与测量极相同， 将阈值设定成认为脑电 波特性变化的 2cm 等。在图 25 的例子中， 将耳朵坐标与电极之间的距离为 2cm 的电极 9 选 作更换候补。
在步骤 S1422 中存在接近耳朵位置的电极的情况下， 在步骤 S1413 中， 测量电极更 换部 16 将与耳朵位置之间的距离最小的电极更换成基准极， 并再次开始脑电波测量。更换 方法例如通过将产生了不良情况的电极的电路重新连接成更换候补电极来实现。这里， 将 电极 9 作为基准极来进行更换。在步骤 S1422 中判定为不存在接近耳朵位置的电极的情况下， 测量电极更换部 16 指示输出部 13 使其向用户 10 通知不能自动恢复的情形， 结束电极更换处理。
最后， 说明接地极 21 的电极更换处理。
接地极是为了进行差动放大而所需的电极， 不依赖于场所， 是通过与用户 10 的皮 肤接触就能够充分发挥其功能的电极。因此， 需要将接地极更换成具有被用作脑电波测量 极、 基准极的可能性非常低的特性的电极。根据上述， 说明接地极 21 的自动恢复可能性的 判断处理及其恢复方法。
在步骤 S1431 中， 测量电极更换部 16 基于电极信息、 和预先设定的特征分量的产 生源的位置， 计算特征分量的产生源与正常安装的各电极之间的距离。 在本实施方式中， 计 算产生源 (5， 0， 15) 与电极 1、 2、 5、 6、 8、 9 的距离。
在步骤 S1432 中， 测量电极更换部 16 基于电极信息， 判定当前是否存在既没有在 基准极中利用也没有在测量极中利用的电极， 从而作为接地极的更换候补。在图 25 的例子 中， 将电极 1、 2、 5、 6、 8、 9 选作更换对象的电极。
在步骤 S1432 中， 存在既没有在测量极中利用也没有在基准极中利用的电极的情 况下， 在步骤 S1433 中， 测量电极更换部 16 将与在步骤 S1431 中计算出的信号产生源之间 的距离最远的接地极的更换候补电极更换成接地极， 并再次开始脑电波测量。在图 25 的例 子中， 与特征分量的产生源 (5， 0， 15) 之间的距离最大的电极 6 成为更换对象的电极。更换 方法例如通过以下方式来实现， 即： 以使更换对象的电极从有效电极起不经由电极内的放 大器的方式变更电路， 并与产生了不良情况的接地极电极的电路进行切换。 在步骤 S1432 中判定为不存在既没有在测量极中利用也没有在基准极中利用的 电极的情况下， 测量电极更换部 16 指示输出部 13 使其向用户 10 通知不能自动恢复的情 形， 并结束电极更换处理。
通过如以上的处理那样判定是否存在接近脑电波特性的电极， 进行自动恢复可能 性的判断， 并选择成为更换候补的电极， 从而能够实现脑电波电极更换处理。
根据上述的结构， 即使产生了电极不良情况， 也能够自动判断是否为可继续脑电 波测量的状态， 然后在可继续的的情况下自动恢复电极状态， 因此即使在电极安装状态的 不良情况产生的日常生活环境下， 也能够稳定地测量脑电波， 能够削减用户经常修正电极 安装状态的工夫， 可减轻用户的负担。
在实施方式 1 和 2 中， 说明了将脑电波接口功能和电极安装状态判定功能设置在 1 个框体 (HMD) 内的电极安装状态判定系统的例子。但是， 该结构只是一例。对于电极安装 状态判定功能而言， 也可以分离电极安装状态判定功能并容纳在 1 个框体内作为电极安装 状态判定装置来实现。
产业上的可利用性
本发明涉及的电极安装状态判定系统根据测量出的脑电波信号判定用户的状态 或意图， 在反馈判定结果的脑电波测量系统中可广泛利用。具体而言， 在日常生活环境下、 且利用电极进行脑电波测量的情况下， 为了判定在该电极的安装状态中是否产生了不良情 况， 将本发明涉及的电极安装状态判定系统组装到脑电图仪或 HMD 等可佩带设备是很有用 的。 本发明涉及的电极安装状态判定系统在这种推测用户的状态或意图的脑电波接口系统 的构造中很有用， 而且也可以实现为用于安装的计算机程序。
符号说明 ： 10 用户 11 脑电波测量部 12 脑电波处理部 13 输出部 14 频率分析部 15 不良情况电极判定部 16 测量电极更换部 17 电极恢复判定部 20、 20a、 200 电极安装状态判定系统