CN103327888A - 听觉事件相关电位测量系统及其装置、方法与计算机程序 - Google Patents

Abstract

本发明的用于听觉评价的听觉事件相关电位测量系统中，为了抑制清醒度的变化引起的听觉事件相关电位的变动，高精度地测量听觉事件相关电位，除了听觉刺激以外还以被认为适当的尺寸呈示影像，从而降低用户的清醒度的变化。本发明的听觉事件相关电位测量系统具备：尺寸决定部，其决定影像中的区域的尺寸，以使得呈示给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围；影像输出部，其对用户呈示包含由尺寸决定部决定的大小的区域的影像；听觉刺激生成部，其在向用户呈示影像的期间内向用户呈示听觉刺激；生物体信号测量部，其测量用户的脑电波信号；和脑电波处理部，其以呈示听觉刺激的时刻为起点来从脑电波信号获取事件相关电位。

Description

听觉事件相关电位测量系统及其装置、方法与计算机程序

技术领域

本申请涉及用于高精度地测量针对听觉刺激的听觉事件相关电位的技术。更具体地，本申请涉及在呈示影像的同时呈示听觉刺激，不受用户的清醒度的变动和影像的影响地测量听觉事件相关电位的方法。

背景技术

近年来，伴随着助听器的小型化、高性能化，利用助听器的用户不断增加。助听器与每个用户的听力降低的状态相匹配，配合听力降低的程度来放大听力降低的频带的声音信号。由此，用户易于听到声音。

由于每个用户的听力降低的状态都不同，因此，在开始利用助听器前需要正确评价每个用户的听觉。然后，基于该评价结果，进行决定每个频率声音的放大量的“调配”(fitting)。

一般，每个用户的听觉基于用户的主观报告来进行评价。用户的主观报告是指在基于主观报告的评价中，用口头或按下按钮等来回答听得到声音或听不到声音。但是，基于主观报告的评价存在由于语言表现或个性(personality)而导致结果出现偏差的问题、和在不能进行主观报告的婴儿中不能进行评价的问题。为此，不依赖主观报告来客观评价听觉的手段的开发在不断发展。

脑电波是用于测量知觉、认知等的用户状态的有效工具。脑电波反映大脑皮质的神经活动，记录头皮上的2点间的电位变化而得到。若在用户的头皮上安装电极来记录脑电波的同时对用户呈示听觉刺激，则会以听觉刺激为起点引发特征性的脑电波。将该脑电波称作听觉事件相关电位。听觉事件相关电位是能客观评价用户的听觉的指标。听觉事件相关电位包含由听觉刺激诱发的外因成分(听觉诱发电位)和接受了听觉刺激而引起内因成分。

在非专利文献1中，暗示了如下的可能性：确定作为用户主观上的喧闹指标的响度、和针对纯音听觉刺激的N1分量的振幅以及潜伏期之间的关系，能根据N1分量的振幅以及潜伏期来估计听觉评价中的响度。另外，“N1分量”是以听觉刺激呈示为起点在约100ms内引发的阴性的感觉诱发电位。N1分量由于反映了大脑皮质的神经活动，因此与脑干反应(ABR)相比，认为与主观的相关高。这表示能根据N1分量的振幅以及潜伏期来估计听觉评价中的响度。

另外，非专利文献2公开了使用了N1分量的适应的不舒适阈值估计技术。“不舒适阈值”(uncomfortable level：在本发明中也记述为“UCL”)是指过于喧闹而不能长时间持续的最小的声压。在声音过大而不能忽视时，对不能产生N1分量的适应这一情况加以利用。

听觉事件相关电位由于与背景脑电波相比信噪比(S/N)低，因此需要通过反复呈示刺激并进行相加平均来降低混入的噪声的影响。为此，在将反复次数设为N时，需要刺激间隔的N倍的时间。例如，在非专利文献2中，由于以刺激间隔1秒反复实施800次，因此，每个听觉刺激的种类需要花费800秒(十几分钟)的时间。

先行技术文献

非专利文献

非专利文献1：Hoppe，U.等“Loudness Perception and late auditoryevoked potentials in adult cochlear implant users”2001年

非专利文献2：Mariam，M.等“Comparing the habituation of late auditoryevoked potentials to loud and soft sound”2009年

发明的概要

发明要解决的课题

在上述的现有技术中，谋求更快进行脑电波测量，进而进行更正确的听觉评价。

发明内容

本申请的非限定性的例示的实施方式，是一种用于听觉评价的听觉事件相关电位测量系统中，提供抑制来源于清醒度的变化的听觉事件相关电位的变动、高精度地测量听觉事件相关电位的技术。

用于解决课题的手段

为了解决上述课题，本发明的一个方式包含听觉事件相关电位测量系统，其具备：尺寸决定部，其决定影像中的区域的尺寸，使得呈现给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围；影像输出部，其向所述用户呈示包含由所述尺寸决定部决定的大小的区域的影像；听觉刺激输出部，其在向所述用户呈示所述影像的期间内，向所述用户呈示听觉刺激；生物体信号测量部，其测量所述用户的脑电波信号；脑电波处理部，其以呈示所述听觉刺激的时刻为起点，从所述脑电波信号获取事件相关电位。

上述的一般且特定的方式使用系统、方法以及计算机程序安装来实现，或使用系统、方法以及计算机程序的组合来实现。

发明效果

根据本发明的一个方式所涉及的听觉事件相关电位测量系统，能降低用户的清醒度的变化引起的听觉事件相关电位的变动，实现精度高的听觉事件相关电位的测量。

附图说明

图1是表示仅听觉刺激的听觉事件相关电位测量范例(paradigm)和听觉事件相关电位测量过程中的虚拟的清醒度变化的图。

图2是并列呈现影像的听觉事件相关电位测量范例和听觉事件相关电位测量过程中的虚拟的清醒度变化的图。

图3是表示本申请的发明者们实施的主观报告实验中的不舒适声压的主观报告值的图。

图4是表示本发明的发明者们实施的脑电波实验中使用的听觉刺激的构成的图。

图5是表示国际10-20法的电极位置和本申请的发明者们实施的脑电波实验中的电波位置的图。

图6是表示本申请的发明者们实施的脑电波实验中的事件相关电位的特征数据的图。

图7是表示每个频率下的第1声音到第3声音对应的N1-P2振幅的图。

图8表示本申请的发明者们实施的脑电波实验中的事件相关电位的小波系数的示例的图。

图9是表示在本申请的发明者们实施的不舒适声压估计中使用的教师数据的示例的图。

图10是表示在主观报告实验中得到的主观报告值和根据脑电波实验估计的不舒适声压估计结果的偏差的图。

图11是表示本申请的发明者们实施的用于调查影像呈示的尺寸对听觉事件相关电位带来的影响的实验条件的图。

图12是表示本申请的发明者们实施的实验的针对清醒度的主观报告的结果的图。

图13是表示本申请的发明者们实施的实验的与眼睛的疲劳相关的主观报告的结果的图。

图14是表示本申请的发明者们实施的实验的每个影像呈示尺寸的估计误差的图。

图15是表示例示的实施方式的听觉事件相关电位测量系统1的构成以及利用环境的图。

图16是表示例示的实施方式的听觉事件相关电位测量装置10的硬件构成的图。

图17是表示例示的实施方式的听觉事件相关电位测量系统1的功能模块的构成的图。

图18是表示在听觉事件相关电位测量系统1中进行的处理的步骤的流程图。

图19是表示本说明书中的视角的定义的图。

图20是表示决定用于计算视角的物体的对角长度(S)的示例的图。

图21是示意性地表示变更了尺寸的主区域201a的图。

具体实施方式

在上述非专利文献1以及非专利文献2那样的现有的方法中，在长时间内呈示单调的听觉刺激。由此，用户无法屡次维持清醒度。如佐藤等主编的“诱发电位的基础和临床”、P129、创造出版、1990(第1版)中所记载那样，在当前时间点，认为听觉事件相关电位根据清醒度不同而波形自身大幅变化。为此，即使通过现有的方法使用N1分量的振幅、潜伏期来进行听觉评价，也存在无法正确进行该评价的可能性。

下面，参照附图来说明本公开的听觉事件相关电位测量系统的实施方式。

首先，说明本说明书中的用词的定义。

“事件相关电位(event-related potential：ERP)”，是脑电波(electroencephalogram：EEG)的一种，是与外在或内在的事件在时间上相关联而产生的脑的短暂性的电位变动。

“听觉事件相关电位”，是指因听觉刺激而引发的事件相关电位。例如，以听觉刺激为起点在约50ms处引发的阳性的电位即P1分量、以听觉刺激呈示为起点在约100ms处引发的阴性的电位即N1分量、以听觉刺激呈示为起点在约200ms处引发的阳性的电位即P分量相当于该“听觉事件相关电位”。

“呈示声音”是指输出纯音的听觉刺激，例如从头戴耳机的单耳侧输出纯音。

“纯音”是反复周期振动的乐音中、仅具有单一频率分量的以正弦波表征的声音。用于呈示纯音的头戴耳机的种类是任意的。其中，头戴耳机只要能正确输出指定的声压的纯音即可。由此，能正确地测量不舒适声压。

“眼电(electrooculogram：EOG)”是因眼球运动而出现的电位变动。眼电因眼球带电而产生。眼球的角膜带正电，视网膜带负电。由于眼球运动而使角膜以及视网膜的带电状态发生变化，由此眼睛周边的皮肤的电位变化。将该皮肤的电位变化检测为眼电。眼电的振幅也有些情况下在头皮上的电极中成为事件相关电位的数十倍程度的大小。眼电能成为相对于事件相关电位的噪声。

“视角”是投影到眼睛的物体所成的角度。在本说明书中，将满足下述数1的θ作为视觉来检测。

tanθ＝S/D    (数1)

在此，D是参加者的眼球的最前部(下面称作“眼球位置”)与显示器的距离，S是在显示器上定义的物体(例如呈示影像的区域)的对角长度。图19示意性地示出决定用于计算视角的物体的对角长度(S)的示例。

本公开的听觉事件相关电位测量系统，除了听觉刺激以外，还以认为适当的尺寸来呈示影像，并降低用户的清醒度的变化。然后测量清醒度的变化、以及由于看到影像时的眼球运动而产生的电气噪声的影响少的听觉事件相关电位。

本发明的一个方式的概要如下所述。

本发明的一个方式的听觉事件相关电位测量系统具备：尺寸决定部，其决定影像中的区域的尺寸，以使得呈示给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围；影像输出部，其向所述用户呈示包含由所述尺寸决定部决定的大小的区域的影像；听觉刺激输出部，其在向所述用户呈示所述影像的期间内向所述用户呈示听觉刺激；生物体信号测量部，其测量所述用户的脑电波信号；和脑电波处理部，其以呈示所述听觉刺激的时刻为起点，从所述脑电波信号中获取事件相关电位。

在某实施方式中，所述听觉事件相关电位测量系统还具备：计算部，其对所述脑电波处理部获取的事件相关电位进行相加平均。

在某实施方式中，所述听觉事件相关电位测量系统还具备：距离测量部，其测量从所述用户的眼球位置到所述影像输出部为止的距离。所述尺寸决定部基于所述距离来决定所述影像中的区域的尺寸。

在某实施方式中，所述距离测量部在规定的定时测量所述距离，所述尺寸决定部基于测量出的所述距离，在所述事件相关电位的测量中变更所述影像中的区域的尺寸。

在某实施方式中，所述听觉事件相关电位测量系统还具备：影像再现处理部，其至少保持1个种类的呈示给所述用户的所述影像的内容，对保持的影像的内容进行再现处理。

在某实施方式中，所述影像的内容不包含声音的信息。

在某实施方式中，在所述影像的内容中包含声音的信息的情况下，所述影像输出部禁止所述声音的输出。

在某实施方式中，所述影像再现处理部保持多个种类的影像内容，所述影像再现处理部对所述用户从所述多个种类的影像内容中选择的影像的内容进行再现处理。

在某实施方式中，所述听觉事件相关电位测量系统还具备：听觉刺激生成部，其决定将所述听觉刺激呈示给所述用户的左耳还是右耳、以及决定所述听觉刺激的频率以及声压，生成具有所决定的特性的听觉刺激。

在某实施方式中，所述尺寸决定部决定所述影像的尺寸，以使得呈示给用户的影像整体的对角的视角具有大于2度小于14度的范围。

在某实施方式中，所述尺寸决定部决定所述影像的部分区域的尺寸，以使得呈示给用户的影像中的部分区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围。

本发明的一个方式的听觉事件相关电位测量方法包含：决定影像中的区域的尺寸以使得呈示给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围的步骤；对所述用户呈示包含在决定尺寸的所述步骤中决定的大小的区域的影像的步骤；在向所述用户呈示所述影像的期间中向所述用户呈示听觉刺激的步骤；测量所述用户的脑电波信号的步骤；以呈示所述听觉刺激的时刻为起点从所述脑电波信号中获取事件相关电位的步骤。

本发明的一个方式的计算机程序是通过由设于听觉事件相关电位测量系统的听觉事件相关电位测量装置中的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：决定影像中的区域的尺寸以使得呈示给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围的步骤；对所述用户呈示包含在决定尺寸的所述步骤中决定的大小的区域的影像的步骤；在向所述用户呈示所述影像的期间中向所述用户呈示听觉刺激的步骤；测量所述用户的脑电波信号的步骤；以呈示所述听觉刺激的时刻为起点从所述脑电波信号中获取事件相关电位的步骤。

本发明的一个方式的听觉事件相关电位测量装置是嵌入到具有影像输出部、听觉刺激输出部以及生物体信号测量部的听觉事件相关电位测量系统中来使用的听觉事件相关电位测量装置，具备：尺寸决定部，其决定影像中的区域的尺寸，以使得呈示给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围；和脑电波处理部，其从所述生物体信号测量部测量出的脑电波信号中获取事件相关电位。在所述影像输出部向所述用户呈示包含由所述尺寸决定部决定的大小的区域的影像的期间中，在所述听觉刺激输出部向所述用户呈示听觉刺激时，所述脑电波处理部以呈示所述听觉刺激的时刻为起点从所述脑电波信号中获取事件相关电位。

根据本公开所涉及的听觉事件相关电位测量系统，在测量听觉事件相关电位时，通过除了听觉刺激以外，还以认为适当的尺寸呈示影像，能降低由用户的清醒度的变化导致的听觉事件相关电位的变动，能实现精度高的听觉事件相关电位的测量。特别是，在针对比一般被评价为UCL的声压低的声压的听觉刺激的听觉事件相关电位的测量中有效果，由此，提高了用户的听觉评价的精度，例如，能实现用户不满少的助听器的调整。

下面，首先说明达到构成本公开的经过以及见解。之后，作为实施方式概述听觉事件相关电位测量系统，详述听觉事件相关电位测量装置的构成及其动作。

(本公开的经过)

如上述那样，在反复进行比一般被评价为UCL的声压低的声压的单调听觉刺激的听觉事件相关电位测量中，存在用户不能维持清醒度的情况。由此，会发生伴随清醒度变动而产生的听觉事件相关电位的波形变化。

与此相对，本申请的发明者们为了抑制用户的清醒度变动，着眼于在听觉事件相关电位测量中呈示与听觉刺激不同的形态(modality)的视觉刺激(影像)。也就是，本发明的发明者们着眼于同时呈示听觉刺激以及视觉刺激(影像)，与此同时测量由听觉刺激引发的听觉事件相关电位的方法。作为能抑制清醒度的影像，例如能举出电影、TV节目的电视剧、体育转播等。但是，在看到这些影像时，产生与眼球运动关联的眼电，其作为振幅大的噪声(在本申请说明书中称作“眼电噪声”)而混入到脑电波中。因此，需要在抑制清醒度的变动的同时使眼电的影响较少的影像呈示方法上功夫。本申请的发明者们通过适当地选择呈示的影像的尺寸来呈示图像，实现了实现难以受到清醒度变动、眼电的影响的听觉事件相关电位测量。

图1(a)表示现有的听觉事件相关电位测量的实验范例。横轴表示时间，纵轴示意地表示听觉刺激的定时。为了通过相加平均来降低背景脑电波的噪声，反复呈示听觉刺激。例如，若以听觉刺激的持续时间100ms、刺激间隔的平均值为1秒，将反复次数设为30次，则在一个频率、一个声压、单耳的听觉事件相关电位测量需要30秒程度的时间。

为此，例如在为了进行用户的听觉评价而以5个频率、5个声压、在两耳测量听觉事件相关电位的情况下，单纯计算需要花费约25分钟(30×5×5×2秒)程度。用户需要持续听合计约25分钟的单调的听觉刺激，特别是在接受比一般被评价为UCL的声压低的声压的听觉刺激的情况下，难以维持清醒度。图1(b)表示听觉事件相关电位测量中的用户的虚拟的清醒度变动。横轴是时间，纵轴是清醒度。根据图1(b)，虚拟地示出从听觉事件相关电位的测量开始起随着时间经过而清醒度降低的样子。

图2(a)表示并列呈示影像的听觉事件相关电位测量范例。本申请的发明者们着眼于图2(a)所示的听觉事件相关电位测量方法。为了抑制听觉事件相关电位测量中的用户的清醒度降低，在呈示影像的同时呈示听觉刺激。图2(b)与图1中的(b)同样表示听觉事件相关电位测量中的用户的虚拟的清醒度变动。认为通过影像的呈示抑制了用户的清醒度的降低，能将清醒度维持在比较高的状态。

下面，首先说明通过本申请的发明者们实施的实验而发现的以一般被评价为UCL的声压低的声压的听觉刺激对应的事件相关电位为指标的UCL估计方法。之后，叙述本申请的发明者们鉴于上述课题而构思的通过影像的同时呈示来抑制清醒度变动的高精度的听觉事件相关电位测量方法。

(用于基于与不喧闹的听觉刺激对应的事件相关电位来进行UCL估计的实验)

1-1.实验概要

本申请的发明者们为了收集用于以与低于一般被评价为UCL的声压的纯音对应的听觉事件相关电位为指标，来估计不舒适声压的基础数据，而实施以下的2个实验。

其中一个是基于主观报告来测量UCL的主观报告实验。主观报告实验分别在脑电波测量实验前后实施。将在该主观报告实验中得到的UCL数据作为来自脑的估计目标的基准数据来使用。

另一个实验是测量对听觉刺激的反应的脑电波测量实验。在脑电波测量实验中，以5dBHL刻度单调下降的声压变化来3连发呈示同一频率的纯音，测量第1声音到第3声音的各个听觉刺激对应的事件相关电位。下面，还将以单调下降的声压变化来多次连发呈示听觉刺激的现象标记为“渐弱(decrescendo)刺激”。获取相对于该听觉刺激呈示的事件相关电位，并将其作为UCL值的估计数据。

其结果，本申请的发明者们发现，在呈示比一般被评价为UCL的声压低的声压的渐弱刺激的情况下，也能通过对用相对于第1声音到第3声音的事件相关电位的小波变换计算出的小波系数的变化图案进行线性判别，从而估计主观报告的UCL。

在此，设比一般被评价为UCL的声压低的声压通过HTL值而发生变动。例如，基于Pascoe的研究成果(Pascoe，D.P.(1988).(Clinicalmeasurements of the auditory dynamic range and their relation to formulas forhearing aid gain.In 1ensen.H.1.(Ed.)Hearing Aid Fitting：Theoretical andPractical Views13th Danavox Symposium.Copenhagen：Stougaard.))，将每个HTL值的比估计UCL值低至少5dB以上的值设为上述“低的声压”另外，出现相对于听觉刺激的事件相关电位是听觉刺激的声压比HTL高的情况。即，比一般被评价为UCL的声压低的声压范围是指比HTL高的声压的范围。通过本方法，即使不呈示强音，也能进行短时间且高精度的UCL估计。

下面，详述本申请的发明者们实施的实验及其结果、还有通过分析而变得清楚的脑电波的特征。之后，作为本公开所涉及的实施方式，说明听觉事件相关电位测量系统的概要、其构成以及动作。

(实验条件的说明)

1-2.UCL主观报告实验以及脑电波测量实验

1-2-1.UCL主观报告实验

实验参加者是具有正常的听觉能力的社会成员15名(28到49岁)。

主观报告实验分别在脑电波测量实验的前后实施。与非专利文献1同样地使用听力计，以上升法来呈示断续音，让实验参加者报告过于喧闹而感到不舒适的声压，并将该声压作为UCL。本申请的发明者们分别对在脑电波测量实验中呈示的3个周期(1000、2000、4000Hz)，一个耳朵、一个耳朵地实施双耳的测量。为了不使实验参加者预测声压，从60、65、70dB中随机决定开始实验的声压。使断续音的声压每次上升5dB。通过举手来报告过于喧闹而感到不舒适的声压。在参加者刚举过手后就停止声音呈示，将该声压记录为主观UCL值。

下面，叙述主观报告实验的结果。

所有的参加者都是听力正常者。但是，主观报告实验的结果因每个人而大大不同。例如，在同一频率下有最大40dB的差异。这表示，“过于喧闹而不能忍受”的定义解释因每个人而大大不同。因而，可以说，基于主观报告的UCL测量很难。

图3是通过主观报告测量的每个个人的UCL测量结果。在图3中示出2次测量结果的平均值。声压的单位是dBHL。如从图3所示的左耳、右耳的每个频率的标准偏差所知那样，可知主观UCL值在某种程度上出现偏差。可知每个个人的偏差较大。

1-2-2.脑电波测量实验

在脑电波实验中，分别针对3个频率(1000Hz、2000Hz、4000Hz呈示比一般被评价为UCL的声压低的3个声压(80、75、70dBHL)的听觉刺激。使3个声压单调下降。然后调查每个听觉刺激的事件相关电位的特征变化。下面，参照图4、图5、图6来说明脑电波测量实验的实验设定以及实验结果。

实验参加者与主观报告实验相同，都是具有正常的听力的社会成员15名(28～49岁)。

本申请的发明者们使用持续时间50ms的猝发声作为听觉刺激。将视觉刺激的上升(rise)和下降(fall)设为3ms。分别针对3个种类的频率(1000、2000、4000Hz)，使用3个种类(80、75、70cBHL)的声压的听觉刺激，分别对左耳、右耳调查对每个频率的声压变化的事件相关电位的特征量的变化。将同一频率下的多个听觉刺激称作“听觉刺激群”。

包含在听觉刺激群中的听觉刺激，每隔规定间隔呈示给相同的耳朵。听觉刺激使用头戴耳机一个耳朵、一个耳朵地呈示。

图4表示在脑电波测量实验中呈示的听觉刺激的概要。

对参加者指出，不将注意力放在听觉刺激上也没关系。同一频率的听觉刺激群内的听觉刺激的间隔(图4中的ISI1)固定在300ms。另外，听觉刺激群间的间隔(图4中的ISI2)在450±100ms的范围内随机决定。对左耳、右耳分别按每个频率反复30次听觉刺激群(作为听觉刺激群共计180次的反复)。

为了降低相同听觉刺激群的连续呈示带来的听觉诱发电位的习惯(habituation)，本申请的发明者们按照下面的条件来决定听觉刺激群的频率以及呈示耳。

·设为与前面最近的听觉刺激群不同的频率。

·将呈示听觉刺激群的耳朵设为左右随机。其中，为了确保对左右耳的刺激的随机性，对左右任一耳朵的听觉刺激群都不连续4次以上。

接下来，说明为了测量脑电波而安装的电极的位置。图5(a)表示国际10-20法(10-20System)的电极位置。图5(b)表示在本实验中安装电极的电极配置。图5(b)的带圆圈的数字1、2以及3分别表示电极位置C3、Cz以及C4。本申请的发明者们从头皮上的C3、Cz、C4(国际10-20法)，以右乳突为基准来记录脑电波。“乳突(mastoid)”是耳后的耳根部的下部的头盖骨的乳房状突起。在图5(b)中，用“ref”来表示乳突的位置。

在采样频率1000Hz、时间常数0.3秒下，使用30Hz的模拟低通滤波器来测量脑电波。对所测量的脑电波数据的全部时间段脱机使用5-20Hz的数字带通滤波器。之后，以各个听觉刺激为起点，分别截取-100ms到400ms的波形，作为相对于左耳、右耳、每个频率、每个声压的听觉刺激的事件相关电位。在此，“-100ms”是指在呈示了听觉刺激的时刻之前100毫秒的时间点。

另外，对每个听觉刺激的事件相关电位为0ms以上300ms以下的范围的脑电波波形实施连续小波(wavelet)变换，求取每段时间、每个频率的小波系数。使用墨西哥帽(Mexican-hat)函数(ψ(t)＝(1t^2)exp(t^2/2))，作为母小波。

事件相关电位的波形以及小波系数，按每个人、左耳、右耳、每个频率、第1声音到第3声音的每个听觉刺激进行相加平均。分别称作相加平均波形、相加平均小波系数。在任意的电极中包含绝对值50μV以上的振幅的试行中，由于假设包含眼球运动或眨眼引起的噪声的影响，因此从总相加平均以及相加平均中除外。

然后，求取相加平均小波系数的5Hz到12.5Hz的频率宽度、且每50ms的时间宽度的平均值(下面称作小波特征量)，作为能成为不舒适声压的事件相关电位的特征量。

1-3.结果

下面说明脑电波测量实验的结果。

首先，为了确认在声压变化对应的事件相关电位中包含不舒适声压估计的指标，因而基于主观UCL值来比较相加平均的事件相关电位。为了根据事件相关电位来估计不舒适声压，必须存在反映每个参加者的主观UCL值的事件相关电位的差。在此，如上述那样，主观UCL值，由于针对强音的个性不同，因此是每个参加者都带有偏差的指标。为此，难以根据每个人的数据来特定有无反映了主观UCL值的特征量。由此，为了降低该偏差，分为主观UCL值较大的情况和较小的情况这2个情况来对事件相关电位进行相加平均，进行比较。具体地，分为每个参加者、每个频率的主观UCL值大于95dBHL的情况、和为95dBHL以下的情况来实施相加平均。另外，95dBHL是在主观报告实验中得到的全部参加者的主观UCL值的中央附近的值，主观UCL值大于95dBHL的情况、和为95dBHL以下的情况的数量大致相同。

图6表示每个主观UCL值的脑电波的总相加平均波形。相加对象的脑电波波形，在中心部(Cz)中的听觉刺激群的第1声音呈示前100ms到第3声音呈示后400ms被测量。分别用粗线表示主观UCL值大于95dBHL的情况，用细线表示主观UCL值为95dBHL以下的情况。横轴是时间，单位为ms，纵轴为电位，单位为μV。横轴的0ms是第1声音呈示时刻。能见到以箭头所示的各个听觉刺激呈示定时为起点，在约100ms处引发阴性的N1分量，在约200ms处引发阳性的P2分量的样子。另外，还可知在主观UCL值高的情况和低的情况下，第2声音呈示以后的事件相关电位中出现差。具体地，在粗线所示的主观UCL值大于95dBHL的情况下，与主观UCL为95dBHL以下的情况相比，N1-P2振幅较大。这暗示了能以第2个声音以后的事件相关电位的差为指标来估计UCL的可能性。另外，N1-P2振幅表示N1分量的阴性的振幅和P2分量的阳性的振幅之差的绝对值。

图7表示主观UCL值的大小和N1-P2振幅的关系。图7示出主观UCL值大于95dBHL的情况、和为95dBHL以下的情况下的相对于第1声音到第3声音的每个频率的N1-P2振幅。N1-P2振幅作为N1振幅和P2振幅之差的绝对值而被求出。将N1振幅设为第1声音到第3声音的各自的听觉刺激呈示后90ms到110ms的区间平均电位。同样地将P2振幅设为听觉刺激呈示后190ms到210ms的区间平均电位。主观UCL值大于95dBHL的情况下的第1声音到第3声音对应的N1-P2振幅分别是在1000Hz下4.24μV、2.51μV、1.45μV，在2000Hz下为2.99μV、1.45μV、1.00μV，在4000Hz下为2.28μV、1.40μV、0.78μV。

另外，主观UCL值为95dBHL以下的情况下的第1声音到第3声音对应的N1-P2振幅分别是在1000Hz下为4.24μV、1.95μV、0.99μV，在2000Hz下为2.95μV、1.11μV、0.88μV，在4000Hz下为1.84μV、1.33μV、0.63μV。不管在哪个频率下，第2声音、第3声音对应的N1-P2振幅都是在主观UCL值大于95dBH的情况下，大于主观UCL值为95dBH以下的情况。这表示，声压变化对应的事件相关电位，因主观UCL值的不同而至少N1-P2振幅不同。

接下来，本申请的发明者们调查主观UCL值和小波特征量之间的关系。然后，为了明确使用了该特征量变化的不舒适声压估计的精度，而实施判别分析。

图8表示每个条件、每个主观UCL值的第1声音到第3声音对应的小波特征量。在图8中，作为结果的一例，示出了201ms到250ms的时间段的小波特征量。另外，上述时间段表示每当呈示听觉刺激时从该呈示时刻起算的时间区间。可知，第1声音(80dBHL)对应的小波特征量的差较小，但第2声音(75dBHL)以及第3声音(70dBH)对应的小波特征量因主观UCL值的不同而不同。具体地，第2声音、第3声音对应的小波特征量在主观UCL值大于95dBHL的情况下，大于主观UCL值为95dBH以下的情况。这表示声压变化对应的事件相关电位因主观UCL值的不同而小波特征量不同。

为了调查使用了事件相关电位的特征量变化的不舒适声压估计的精度，本申请的发明者们实施了判别分析。作为判别分析的方法，使用线性判别。按上述主观报告实验中得到的左耳、右耳的每个频率的主观UCL值配备教师来对每个声压的事件相关电位的小波特征量实施线性判别。为了搜索适于UCL估计的特征量，单独或对特征量进行组合并按各个特征量的每个组合数比较与主观UCL值之间的误差。

下面，说明在线性判别中使用的数据、以及实施的线性判别。图9表示在不舒适声压估计中使用的数据的示例。图9中的主观UCL值是通过主观报告实验测量的每个参加者、左耳、右耳、每个频率的UCL值。图9中的第1声音到第3声音的列，是与听觉刺激群的第1声音到第3声音对应的事件相关电位中、从听觉刺激呈示后201ms到250ms的小波特征量。按主观UCL值中配备教师来对这些每个听觉刺激群的特征量实施线性判别。

本申请的发明者们，对每个参加者针对听觉刺激群的事件相关电位的特征量即线性判别数据，使用根据其它人的事件相关电位的特征量制作的教师数据来实施线性判别。另外，本申请的发明者们根据其他人的事件相关电位的特征量，按每个条件、左耳、右耳、每个频率来制作教师数据。

例如，在将线性判别对象数据设为参加者01的右耳、1000Hz的情况下，根据参加者01以外的参加者的数据的右耳1000Hz的主观UCL值和事件相关电位的特征量，来制作教师数据。作为特征量，使用上述的小波特征量(时间宽度50ms)。为了搜索不舒适声压估计的可能性，在将多个特征量组合使用的情况下，线性判别对象数据和教师数据中都在列方向上追加特征量。例如，在组合了151ms到200ms的小波特征量和201ms到250ms的小波特征量的情况下，将第1列到第3列设为前者相对于第1声音到第3声音的特征量，将第4列到第6列设为后者相对于第1声音到第3声音的特征量。将主观UCL值与不舒适声压估计结果之差的绝对值设为估计误差，使用对全部的参加者的左右以及全部频率的估计误差进行平均而得到的平均估计误差来测量估计精度。

图10按每个条件示出特征量组合数为5的情况下的主观UCL值、和基于线性判别的不舒适声压估计结果的分布，作为线性判别结果的示例。分析按每个条件、左耳、右耳、每个频率而实施，但在图10中汇总示出按左耳、右耳、每个频率得到的结果。如图10中的标度所示那样，横轴是主观UCL值，单位是dBHL，纵轴是不舒适声压估计值，单位是dBHL。用○印在格子点上表示主观UCL值对应的不舒适声压估计结果。用○印的大小来表示估计结果的频数分布。平均估计误差为5.2dB。根据该结果可知，虽然有某种程度的偏差，但仍能估计与主观UCL值有相关的不舒适声压。

另外，并不限定于小波特征量，也可以基于P1-N1振幅或N1-P2振幅的信息来实施判别分析。

另外，也可以不依赖左右耳以及频率地制作教师数据。

在本申请说明书中，为了定义事件相关电位的分量，而将从某时间点起算的规定时间经过后的时刻表现为例如“潜伏期约100ms”。这意味着能包含以100ms这一特定的时刻为中心的范围。根据“事件相关电位(ERP)手册-以P300为中心”(加我君孝等编辑、筱原出版新社、1995)的第30页的表1，一般而言，在事件相关电位的波形中，按每个人不同会产生30ms到50ms的差异(偏离)。“约Xms”或“接近Xms”这样的说法是指以Xms为中心前后存在30到50ms的幅度(例如100ms±30ms、200ms±50ms)。

以上，通过本申请的发明者们实施的主观报告实验以及脑电波测量实验，明确了在比一般被评价为UCL的声压低的声压的范围内，以单调下降的声压变化3连发呈示同一频率的纯音的情况下，能使用与第1声音到第3声音各自的听觉刺激对应的脑电波的小波系数相关的特征量，来估计不舒适声压。

(认为适当的影像尺寸特定实验)

本申请的发明者们，鉴于上述的听觉事件相关电位测量中的清醒度变动的课题，以(1)确认通过影像的同时呈示而进行的听觉事件相关电位测量过程中的清醒度变动抑制、(2)在听觉事件相关电位测量过程中呈示的认为适当的影像尺寸的确定为目的，来实施听觉事件相关电位测量实验。其结果，(1)确认了通过影像的同时呈示抑制了用户的清醒度变动，(2)确定了被认为适当的影像尺寸是影像的对角的视角大于2度小于14度。在下面进行详细说明。

另外，在降低眼电噪声的影响的一般的方法中，有在眼球周边设置用于监视眼电的电极，将在该电极中测量出的眼电与1以下的传递系数相乘，并从在头部测量的脑电波中减去该相乘结果的方法。但是，需要在眼球周边安装电极，存在对用户而言很麻烦的问题。因此，在本说明书中，以不设置眼电监视用的电极的听觉事件相关电位测量为前提条件。

另外，由于眼电噪声的频率为约10Hz程度，因此在测量对象的脑电波信号的频率大不相同的情况下，能通过频率过滤来降低其影响。但是，在听觉事件相关电位为约10Hz程度时，由于接近眼电噪声的频率，因此难以通过频率过滤来降低眼电噪声。

2-1.实验概要

为了调查上述目的(1)，在一边在画面上呈示固视点一边呈示听觉刺激的条件(无影像条件)、和一边呈示影像一边呈示听觉刺激的条件(有影像条件)下测量听觉事件相关电位。另外，在有影像条件下，为了调查上述目的(2)，呈示对角的视角为2度到18度的影像(共计5个种类)。分别称作影像2度条件、影像6度条件、影像10度条件、影像14度条件、影像18度条件。在每个条件的测量后，进行与清醒度和眼睛的疲劳相关的主观报告。并且，另外通过主观报告来测量每个频率的不舒适声压(称作主观UCL值)。然后，基于对在各个条件下测量的听觉事件相关电位进行线性判别而估计的不舒适声压(称作估计不舒适声压)、和主观UCL值的误差，来实施听觉事件相关电位测量条件的评价。

2-2.方法

实验参加者是具有正常听力的社会成员5名(32～47岁)。

图11表示实施的听觉事件相关电位测量实验的画面呈示的条件。固视点以及影像呈示在设置于参加者的眼前1m的显示器上。无影像条件的固视点设为视角为0.5度的鼠标指针(箭头)。有影像条件的影像呈示在条件名中所含的数字的视角的影像。每个条件的实验顺序在参加者之间是平衡(counter balance)的。提示了分别在无影像条件下持续观看固视点，在有影像的5个条件下持续观看影像。

听觉刺激不管条件如何都相同(与1-1-2所述的脑电波测量实验相同；图4)。作为听觉刺激，分别对3个频率(1000Hz、2000Hz、4000Hz)准备3个声压(80、75、70dBHL)的纯音(上升-下降3ms)。然后，按照80dBHL、75dBHL、70dBHL的顺序，以300ms的间隔3连发呈示同一频率的纯音。将同一频率的纯音的3连发呈示称作听觉刺激群。听觉刺激群一个耳朵、一个耳朵地呈示。分别反复25次左耳、右耳、每个频率的听觉刺激群(作为听觉刺激群共计150次)。将听觉刺激群间的间隔设为450±50ms。为了降低相同的听觉刺激群的连续呈示引起的听觉诱发电位的适应(habituation)，以下面的条件来决定听觉刺激群的频率以及呈示耳。设为与前面最近的听觉刺激群不同的频率。将呈示听觉刺激群的耳朵设为左右随机。其中，为了确保对左右耳的刺激的随机性，对左右任一耳朵的听觉刺激群都不连续4次以上。

根据头皮上的C3、Cz、C4(国际10-20法)，以右乳突为基准来记录脑电波。“乳突”是耳后的耳根部的下部的头盖骨的乳房状突起。图5(a)表示国际10-20法(10-20System)的电极位置。图5(b)表示在本实验中安装了电极的电极配置。图5(b)的带圆圈的数字1、2以及3分别表示电极位置C3、Cz以及C4。

将脑电波计的采样频率设为1000Hz，将时间常数设为0.5秒，使用30Hz的模拟低通滤波器。对所测量的脑电波数据的全部时间段，脱机(offline)使用5-20Hz的数字带通滤波器(digital band-pass filter)。之后，以各个听觉刺激为起点，分别截取-100ms到400ms的波形，作为相对于左耳、右耳、每个频率、每个声压的听觉刺激的事件相关电位。在此，“-100ms”是指在呈示了听觉刺激的时刻之前100毫秒的时间点。

另外，按每个听觉刺激，对事件相关电位为0ms以上300ms以下的范围的脑电波波形实施连续小波变换，求取每段时间、每个频率的小波系数。作为母小波(mother wavelet)，使用墨西哥帽函数(ψ(t)＝(1t^2)exp(t^2/2))。

事件相关电位的波形以及小波系数，将按每个条件、每个人、左耳、右耳、每个频率的第1声音到第3声音的每个听觉刺激进行相加平均。分别称作相加平均波形、相加平均小波系数。在任意的电极上包含绝对值50μV以上的振幅的试行，由于假设包含眼球运动或眨眼引起的噪声的影响，因此从总相加平均以及相加平均中除外。然后，求取相加平均小波系数的5Hz到12.5Hz的频率宽度、且每50ms的时间宽度的平均值(下面称作小波特征量)，作为能成为不舒适声压的指标的事件相关电位的特征量。

为了调查听觉事件相关电位测量后的清醒度与眼睛的疲劳，在每个条件的听觉事件相关电位测量实验后，分别对清醒度与眼睛的疲劳进行7个阶段的主观报告。对于清醒度，将“非常想睡觉”设为1，将“完全不想睡觉”设为7，对于眼睛的疲劳，将“非常疲劳”设为1，将“完全不疲劳”设为7，用数字来回答当时的状态。另外，调查眼睛的疲劳的意图在于掌握是否对眼睛施加了影像的视听引起的负担。影像的视听在听觉刺激的测量中本来并不需要。本申请的发明者们考虑希望尽可能减少影像的视听引起的负担，还调查了眼睛的疲劳。

进一步地，还实施了主观UCL值的测量。与现有研究(君村隆等、“听力无异常的听觉过敏患者的内耳功能检查的特征”2009年)相同，主观UCL值使用听力计(audiometer)，以上升法来呈示断续音，报告过于喧闹而忍受不了的声压来进行测量。分别对在听觉事件相关电位测量试验中呈示的3个频率(1000、2000、4000Hz)，一个耳朵、一个耳朵地实施两耳的测量。为了不使之预测声压，而从60、65、70dBL中随机决定开始实验的声压。使断续音的声压每次上升5dB。通过举手来报告过于喧闹而忍受不了的声压。在参加者刚举过手后就停止声音呈示，将该声压记录为主观UCL值。

2-3.结果

2-3-1.主观报告(清醒度、眼睛的疲劳)

图12(a)以及(b)示出在各条件的脑电波测量后实施的与清醒度相关的主观报告的结果。柱状图所表示的各数值是与清醒度相关的主观报告的平均值。图12中的纵轴表示清醒度。如上述那样，“非常想睡觉”与1对应，“完全不想睡觉”与7对应。

图12(a)表示无影像条件和有影像条件的比较结果。可知与无影像条件相比，在有影像条件下清醒度更高。因而，可以说通过影像的呈示能减少听觉事件相关电位测量过程中的清醒度降低。图12(b)表示有影像条件下的每个影像呈示的尺寸的清醒度的平均值。可知影像尺寸从2度到10度为止，伴随着影像尺寸的增大，清醒度提高。这与现有研究的结果部分一致(Reeves，B.and Nass，C.(1996).The media Equation：How people treatcomputers，television and new media like real people and places.)。

但是，在影像尺寸大于10度的情况下，清醒度也不再提高。据此，可以说基于影像呈示的清醒度降低的抑制效果在影像尺寸大于10度的情况下没有差别。

图13表示与眼睛的疲劳相关的主观报告的平均值。图13中的纵轴是清醒度，如上述那样，“非常疲劳”是1，“完全不疲劳”是7。图13(a)是无影像条件和有影像条件的比较。可知，与无影像条件相比，有影像条件下眼睛的疲劳较小。因而，可以说与听觉事件相关电位测量过程中持续观看固视点的情况相比，观看影像的情况下眼睛不易疲劳。由于认为抑制眼球运动而持续观看固视点的行为在日常生活中并不多，因此认为即使眼球运动本身的量较小，眼睛也容易疲劳。图13(b)是有影像条件下的每个影像呈示尺寸的眼睛的疲劳的平均值。可知仅影像2度条件与其它条件不同，眼睛的疲劳较大。认为这是由于在影像2度条件下所呈示的影像的尺寸过小，因而成为与持续观看固视点的行为接近的状况。

2-3-2.脑电波

图14表示本申请的发明者们实施的实验中的每个影像呈示的尺寸的估计误差。更具体地，图14中对比一般被评价为UCL的声压低的声压的听觉刺激所对应的听觉事件相关电位进行线性判别，并按每个条件示出每个所估计的参加者、每个频率的不舒适声压、与主观UCL值之间的平均误差。图14的纵轴是估计误差的平均值。无影像条件的估计误差的平均值为5.6dB。影像2度条件到影像18度条件的估计误差的平均值分别为5.8dB、3.6dB、4.4dB、5.8dB、6.1dB。可知，在影像6度条件和影像10度条件下，估计误差的平均值小于无影像条件。因而，认为听觉事件相关电位测量过程中所呈示的影像尺寸在大于视角2度小于视角14度的情况下是合适的。

在下面考察该理由。在影像2度条件后的主观报告中，清醒度低，眼睛的疲劳高。据此，能举出清醒度降低作为影像2度条件下估计误差增大的一个要因。另外，影像尺寸为14度以上的情况下估计误差增大的要因认为是眼电噪声混入到听觉事件相关电位中。这是因为，伴随着影像尺寸变大而眼球运动的距离变长，混入到脑电波中的眼电噪声大致线性地增大。

不管怎样，通过本申请的发明者们实施的上述的实验，通过与听觉刺激同时地呈示视角大于2度小于14度的尺寸的影像，能实现精度更高的听觉事件相关电位测量。

下面，作为本公开所涉及的例示的实施方式，说明听觉事件相关电位测量系统。

<听觉事件相关电位测量系统的概述>

本实施方式的听觉事件相关电位测量系统，在听觉事件相关电位测量过程中呈示被认为适当的尺寸的影像，实现用户的清醒度变动、以及观看影像时噪声混入较少的、高精度的听觉事件相关电位测量。

在本实施方式中，在中心部(Cz)设置探测电极，在右乳突设置基准电极，测量探测电极和基准电极的电位差即脑电波。另外，事件相关电位的特征分量的电平、极性，根据安装脑电波测量用的电极的部位、或基准电极以及探测电极的设定位置的不同，而有可能发生改变。但是，若基于以下的说明，则本领域技术人员能根据当时的基准电极以及探测电极来进行适当的改变，从而提取事件相关电位的特征，进行听觉事件相关电位的测量。这样的改变例属于本公开的范畴。

<利用环境>

图15表示听觉事件相关电位测量系统1的构成以及利用环境。使该听觉事件相关电位测量系统1(下面记述为“测量系统”)与后述的实施方式1的系统构成(图17)对应来例示。

测量系统1高精度地测量用户5的听觉事件相关电位。用户5的脑电波信号通过用户5安装在头部的生物体信号测量部50获取，以无线或有线发送给听觉事件相关电位测量装置10(下面记述为“测量装置10”)。

听觉刺激输出部61和影像输出部71以无线或有线分别从测量装置10接受听觉刺激和影像的信息，分别向用户5呈示听觉刺激和影像。距离测量部81测量用户5的眼球位置与影像输出部71的距离，以有线或无线方式将测量结果发送给测量装置10。图15所示的测量系统1在相同的筐体内具备生物体信号测量部50和听觉刺激输出部61。但是，这只是一例。生物体信号测量部50以及听觉刺激输出部61也可以分别设在不同的筐体内。

生物体信号测量部50是测量用户的生物体信号的测量器。在本公开中，生物体信号测量部50的一例是脑电波计。生物体信号测量部50至少与2个电极A以及电极B连接。例如，电极A贴附在用户5的乳突，电极B贴附在用户5的头皮上的中心部(即Cz)。生物体信号测量部50测量与电极A和电极部B的电位差对应的用户5的脑电波，并输出脑电波信号。

听觉刺激输出部61例如是向用户5输出听觉刺激的头戴耳机、扬声器。

影像输出部71例如是向用户5呈示影像的监视器。

距离测量部81是在规定的定时测量用户5的眼球位置和影像输出部71的距离的距离计。只要能测量用户5的眼球位置和影像输出部71的距离，则方法不限。例如可以使用超声波、毫米波的发射波。

测量装置10根据从距离测量部81接受到的用户5和影像输出部71的距离来计算影像的适当的尺寸，一边以该尺寸向用户5呈示例如电影或TB节目的影像一边呈示听觉刺激，测量听觉事件相关电位。

图16表示本实施方式的测量装置10的硬件构成。测量装置10具备：CPU30、存储器31、音频控制器32、和图形控制器33。CPU30、存储器31、音频控制器32、图形控制器33通过总线34相互连接，能相互收发数据。

CPU30执行存储在存储器31中的计算机程序35。在计算机程序35中记述有后述的流程图所示的处理顺序。测量装置10依照该计算机程序35来进行听觉刺激的生成、影像的再现、影像的亮度变化的检测、除外试行的判定等、控制测量系统1的整体的处理。该处理在后面详述。

音频控制器32依照CPU30的命令，分别在指定的定时以指定的声压以及持续时间，经由听觉刺激输出部61来输出应呈示的听觉刺激。

图形控制器33依照CPU30的命令经由影像输出部71输出影像。

另外，测量装置10也可以作为将计算机程序嵌入1个半导体电路中的DSP的硬件来实现。这样的DSP能由1个集成电路实现上述的CPU30、存储器31、音频控制器32、图形控制器33的全部功能。

上述的计算机程序35能作为记录在CD-ROM等记录介质中的产品在市场上流通，或通过因特网等的电气通信线路传输获得。

具备图16所示的硬件的设备(例如PC)能通过读入该计算机程序35而作为本实施方式的测量装置10发挥功能。

<测量系统1的构成>

图17表示本实施方式的测量系统1的功能方块的构成。测量系统1具有：生物体信号测量部50、听觉刺激输出部61、影像输出部71、距离测量部81和测量装置10。测量系统1的各构成要素以有线或无线方式连接。为了说明方便而示出用户5的方块。

图17还示出测量装置10的详细的功能方块。测量装置10具备：脑电波处理部55、听觉刺激生成部60、影像再现处理部70、影像尺寸决定部75和听觉事件相关电位计算部100。

测量装置10的各功能方块，分别对应于通过执行与图16关联说明的程序，从而由CPU30、存储器31、音频控制器32、图形控制器33作为整体每时每刻实现的功能。

下面说明测量系统1的各构成要素。

<听觉刺激生成部60>

听觉刺激生成部60决定向用户5呈示的听觉刺激的信息。听觉刺激的信息包含呈示给用户5的右耳或者左耳中的哪个耳朵、以及呈示的听觉刺激的频率、声压。呈示的听觉刺激的声压例如在比一般被评价为UCL的声压小的声压的范围内决定。听觉刺激的频率以及左右耳例如基于如下的条件来随机决定。

·不选择与前面最近的听觉刺激相同的频率。

·以随机的顺序来选择左右耳。

其中，对左右任一耳朵的听觉刺激的呈示都不连续4次以上。如此，降低了同一耳朵、频率的听觉刺激的连续呈示引起的脑电波的习惯的影响，能实现高精度的听觉事件相关电位测量。

听觉刺激生成部60将决定的听觉刺激生成为声音信号，空开规定的刺激间隔发送给听觉刺激输出部61。例如将听觉刺激设为上升、下降3ms的猝发声。听觉刺激的持续时间例如设为例如25ms以上，以使得能稳定地引起听觉事件相关电位。规定的刺激间隔设定为听觉刺激的持续时间以上、2秒以下的时间。例如，可以设定为500ms，也可以设定为1秒。

听觉刺激生成部60在向听觉刺激输出部61发送听觉刺激的信息的定时向脑电波处理部55输出触发。该触发在脑电波处理部55中截取听觉刺激对应的事件相关电位时被利用。此外，听觉刺激生成部60在将听觉刺激的信息发送给听觉刺激输出部61的定时，将呈示听觉刺激的定时、左右耳、听觉刺激的频率以及声压的信息发送给脑电波处理部55。

另外，听觉刺激生成部60也可以由输入部构成。也可以将用户5或用户5的听力检查者通过输入部输入的信息作为听觉刺激的信息。即，在本测量系统1中，还能不是在内部生成听觉刺激而是从外部接受。

<听觉刺激输出部61>

听觉刺激输出部61以有线或无线方式与听觉刺激生成部60连接。听觉刺激输出部61对由听觉刺激生成部62生成的听觉刺激数据进行再现，并呈示给用户5。听觉刺激输出部61也可以以向用户5的听觉刺激的呈示为触发，将呈示该听觉刺激的时刻的信息发送给脑电波处理部55。

<生物体信号测量部50>

生物体信号测量部50测量用户5的生物体信号。生物体信号测量部50测量相当于探测电极与基准电极的电位差的脑电波信号作为生物体信号。也可以对脑电波信号进行适当的截止频率的频率过滤。生物体信号测量部50将测量的脑电波信号或过滤的脑电波信号发送给脑电波处理部55。还将测量的脑电波信号或过滤的脑电波信号标记为脑电波数据。

在使用带通滤波器作为频率过滤器的情况下，也可以设定截止频率使例如5Hz到15Hz通过。假设用户5预先安装脑电波计。用于测量脑电波计的探测电极例如安装在中心部的Cz。

<脑电波处理部55>

脑电波处理部55，根据从生物体信号测量部50接收到的脑电波数据中，以从听觉刺激生成部60或听觉刺激输出部61接收到的触发为起点，获取规定区间的事件相关电位。例如，脑电波处理部55截取听觉刺激呈示前100ms到听觉刺激呈示后400ms的区间事件相关电位。

截取区间只要是包含设为对象的听觉事件相关电位的分量的区间即可。例如，考虑以从听觉刺激的时刻起50ms以上150ms以下的区间中出现的阳性分量(P1分量)为例。如上述那样，可以是听觉刺激呈示前100ms到听觉刺激呈示后400ms的区间，也可以是听觉刺激的时刻起50ms以上150ms以下的区间。脑电波处理部55将截取的事件相关电位发送给听觉事件相关电位计算部100。

另外，“截取的事件相关电位”并不仅意味着从测量出的脑电波信号的规定区间实际提取的脑电波数据。还包含即使未实际提取，也成为能提取必要电位的状态的脑电波数据。例如，只要存在脑电波信号、和确定该脑电波信号的该规定区间的区间信息，则随时都能提取必要的事件相关电位。脑电波处理部55只要获取这些信息，则可以说能获取“截取的事件相关电位”。

<距离测量部81>

距离测量部81是在规定的定时测量用户5的眼球位置和影像输出部71的距离的距离计。只要能测量用户5的眼球位置和影像输出部71的距离，则方法不限。例如可以使用超声波、毫米波的发射波。然后，将测量的结果发送给影像尺寸决定部75。

优选地，距离测量部81测量用户5的眼球位置和影像输出部71的角度。例如，该角度是连结用户5的眼球位置和影像输出部71输出的影像的中心的线段、和与影像输出部71的画面垂直的线段的角度。距离测量部81将所测量的角度发送给影像尺寸决定部75。

<影像尺寸决定部75>

影像尺寸决定部75基于从距离测量部81接受到的用户5和影像输出部71的距离，使用上述式1，在大于视角2度小于视角14度的范围内决定呈示给用户的影像的尺寸。优选地，影像尺寸决定部75决定为视角6度以上10度以下的影像的尺寸。

例如，在用户5和影像输出部71的距离为1m的情况下，在影像的对角长度为大于3.5cm、小于24.9cm的范围内决定影像尺寸。然后，将决定的影像的尺寸发送给影像再现处理部70。

另外，也可以基于用户5的眼球位置和影像输出部71的角度的信息、以及用户5和影像输出部71的距离，在大于视角2度小于视角14度的范围内决定影像尺寸。这种情况下，在基于用户5的眼球位置和影像输出部71的角度的信息调整了初始位置的基础上，基于式1来决定影像尺寸。

<影像再现处理部70>

影像再现处理部70例如在未图示的硬盘驱动器内预先保持呈示给用户的影像(内容)的数据。影像再现处理部70以从影像尺寸决定部75接受到的影像尺寸来再现影像。即，影像再现处理部70控制影像内容的输出。

影像的内容是至少一部分不同的多个图像在时间序列上连续的信息。例如，设为电影、TV影像的电视剧、体育的转播。为了抑制用户5的清醒度的变动，也可以配合用户5的兴趣程度让用户5能选择内容。

另外，在本实施方式中，影像的内容(content)不包含声音的信息。影像内容自身中也可以包含声音信息，但在这种情况下，影像再现处理部70只要通过控制不从扬声器输出声音等，从而禁止在影像的内容中包含的声音信息的输出即可。

<影像输出部71>

影像输出部71以有线或无线方式与影像再现处理部70相连，输出由影像再现处理部70进行过再现处理的影像。影像在听觉事件相关电位测量过程中一直播放。

<听觉事件相关电位计算部100>

听觉事件相关电位计算部100(下面记述为“计算部100”)基于从听觉刺激输出部60接受到的听觉刺激的信息，对从脑电波处理部55接受到的事件相关电位进行相加平均。相加平均例如按左耳、右耳、每个频率、每个声压实施。

另外，由于事件相关电位是非常小的电位(例如数μV)，因此，一般将所测量的事件相关电位进行相加平均后使用。但是，在能精度良好地获取事件相关电位的情况下，即使是1个声音对应的事件相关电位也可以。这种情况下，能省略计算部100。

<测量系统1的处理>

接下来，参照图18来说明在图17的测量系统1中进行的处理顺序。图18是表示在测量系统1中进行的处理的步骤的流程图。

在步骤S101中，距离测量部81是测量用户5的眼球位置和影像输出部71的距离的距离计。只要能测量用户5的眼球位置和影像输出部71的距离，则方法不限。例如可以使用超声波、毫米波的反射波。然后将测量的结果发送给影像尺寸决定部75。

在步骤S102中，影像尺寸决定部75基于从距离测量部81接受到的用户5和影像输出部71的距离，使用上述式1在大于视角2度小于视角14度的范围内决定呈示给用户的影像的尺寸。例如，在用户5和影像输出部71的距离为1m的情况下，在影像的对角长度大于3.5cm、小于24.9cm的范围内决定影像尺寸。然后，将所决定的影像的尺寸发送给影像再现处理部70。

在步骤S103中，生物体信号测量部50测量用户5的脑电波作为生物体信号。然后，对脑电波数据进行适当的截止频率的频率过滤，将连续脑电波数据发送给脑电波处理部。

在步骤S104中，影像再现处理部70以影像尺寸决定部75决定的尺寸再现在影像再现处理部70中预先保持的影像内容，经由影像输出部71呈示给用户5。影像内容例如设为电影、TV影像的电视剧、体育的转播。为了抑制用户5的清醒度的变动，也可以配合用户5的兴趣程度让户5能选择内容。另外，呈示影像内容而不包含声音。

在步骤S105中，听觉刺激生成部60决定呈示给用户5的听觉刺激的信息。听觉刺激的信息包含是呈示给用户5的右耳还是左耳、以及呈示的听觉刺激的频率、声压。在比一般被评价为UCL低的声压范围内决定听觉刺激的声压。然后，听觉刺激生成部60生成所决定的听觉刺激，并隔开规定的刺激间隔发送给听觉刺激输出部61。另外，听觉刺激生成部60在向听觉刺激输出部61发送了听觉刺激的信息的定时，向脑电波处理部55输出触发。此外，听觉刺激生成部60，在向听觉刺激输出部61发送了听觉刺激的信息的定时，在呈示了听觉刺激的定时向脑电波处理部55发送左右耳、听觉刺激的频率以及声压的信息。

在步骤S106中，听觉刺激输出部61再现由听觉刺激生成部60生成的听觉刺激数据，呈示给用户5。

在步骤S107中，脑电波处理部55，根据从生物体信号测量部50接受到的脑电波数据，以从听觉刺激生成部60接受到的触发为起点截取规定区间(例如听觉刺激呈示前100ms到听觉刺激呈示后400ms的区间)的事件相关电位。然后，将该事件相关电位发送给计算部100。另外，脑电波处理部55，将从听觉刺激生成部60接受到的听觉刺激的左右、频率、声压的信息发送给计算部100。

步骤S108是基于是否将步骤S105到步骤S107的听觉刺激呈示以及事件相关电位提取实施了预先设定的规定次数的分支。例如，在分别针对左耳、右耳，对5个频率的各个频率下的3个声压，各设置30次的反复次数的情况下，规定次数是900次(2×5×3×30)。在步骤S108为“是”的情况下，前进到步骤S109，在“否”的情况下返回步骤S105以反复进行听觉刺激的呈示以及事件相关电位的提取。

在步骤S109中，计算部100基于从脑电波处理部55接受到的听觉刺激的信息，对同样从脑电波处理部55接受到的事件相关电位执行相加平均。另外，在本公开中，步骤S109并非必须。这是因为，由于通过包含影像呈示在内的步骤S101到S108的处理，用户5以清醒度比较高的状态接受听觉刺激，因此可以说通过听觉刺激诱发的听觉事件相关电位的精度高。希望留意的是，步骤S109的处理为了进一步提高精度而设置的。

根据本实施方式的测量系统1，在听觉事件相关电位测量过程中，对应于用户和显示器的距离，以对角的视角大于2度小于14度的尺寸呈示影像，能实现用户的清醒度变动、以及因看到影像而混入的眼电的噪声的影响少的高精度的听觉事件相关电位测量。

另外，在本说明书中，影像尺寸决定部75将呈示的影像的对角长度设为S，基于式1来计算视角。即，影像尺寸决定部75捕捉影像的显示区域整体作为能发生视线移动的范围(区域)，并决定影像的尺寸。但是，这只是一例。在能在影像中预先确定能发生视线移动的范围(区域)的情况下，也可以将该区域的对角长度设为S。

例如，图20(a)以及(b)分别用虚线表示能定义对角长度的区域。可以如图20(a)所示那样，将内容的主区域201a的对角长度设为S，也可以如图20(b)所示那样，将字幕显示区域201b的对角长度设为S。另外，内容的主区域、字幕显示区域的对角长度既可以预先保持在数据库中，也可以随机计算。此时，影像尺寸决定部75不需要决定影线自身的尺寸，只要决定用于决定这样的对角长度S的区域的尺寸即可。图21示意地表示变更了尺寸的主区域201a。例如如图21所示那样，影像尺寸决定部75可以变更主区域的尺寸，以使内容的主区域占据影像整体的一部分的范围。此时，也可以使主区域以外的区域灰化(gray out)。

另外，也可以将影像尺寸设为固定，调整用户5或影像输出部71的位置以使得用户5的眼球位置和影像输出部71的距离成为预先设定的值，从而使对角的视角大于2度小于14度。这种情况下，能省略距离测量部81和影像尺寸决定部75。

另外，也可以按规定的间隔实施距离测量，在听觉事件相关电位中再度决定影像尺寸。这种情况下，既可以动态地改变影像整体的尺寸，例如在图21所示那样使主区域以外的区域灰化的情况下，也可以不变更影像整体的尺寸，如箭头所示那样改变灰化的区域的大小。

另外，在对角的视角大于2度小于14度的范围内，也可以根据再现的影像的类型(genre)来决定影像的尺寸。例如，也可以在设想频繁发生眼球运动的体育转播中，将对角的视角设定为大于2度小于8度，在预想眼球运动的频度低的电视剧中，将对角的视角设定为8度以上小于14度。

另外，在本实施方式中，虽然未对听觉事件相关电位测量的结果进行积蓄，但也可以新设计结果积蓄用的数据库来积蓄结果。

另外，在本实施方式中，呈示的影像被预先保持在影像再现处理部70中。但是，也可以在听觉事件相关电位测量时呈示实时播放的TV影像。这种情况下，只要同样地在亮度变化检测部76中检测TV影像的亮度变化即可。

另外，在测量用户5的UCL的情况下，获取用户5的P1分量。在P1分量大到规定的阈值以上的情况下，意味着用户5感到所呈示的声音(听觉刺激)的声压喧闹。按每个频率来测量用户5感到喧闹的声压，能基于该测量的信息来调整助听器。

另外，测量装置10至少具备影像再现处理部70以及脑电波处理部55。

在上述的实施方式中，将认为适当的影像尺寸设为影像的对角的视角大于2度小于14度的范围。该范围终归只是由本申请的发明者基于通过实验得到的事件相关电位的波形而求得的范围。该范围，被认为在与本申请的发明者们进行的实验条件不同的条件下，因例如呈示的影像的种类、实验参加者的当日身体状况的不同、视力的不同而能发生变动。既能考虑2度以下的值(例如1.5度)成为下限的情况，还能考虑14度以上的值(例如14.5度)成为上限的情况。在利用听觉事件相关电位测量系统的条件下，也可以以能否维持利用者的清醒度为基准，使该范围变动。本申请说明书中的“大于2度小于14度的范围”的记载应解释为并不排除这样的变动，而是包含这样的变动在内。

工业上的可利用性

本公开的听觉事件相关电位测量装置以及组入了听觉事件相关电位测量装置的听觉事件相关电位测量系统，通过与听觉刺激并列呈示被认为适当的尺寸的影像，从而抑制用户的清醒度降低以及因看到影像而混入的噪声的影响，实现了高精度的听觉事件相关电位的测量。高精度的听觉事件相关电位的测量结果能在用户的客观的听觉评价中被利用。

符号说明

1   听觉事件相关电位测量系统1(测量系统)

5   用户

10  听觉事件相关电位测量装置(测量装置)

50  生物体信号测量部

55  脑电波处理部

60  听觉刺激生成部

61  听觉刺激输出部

70  影像再现处理部

71  影像输出部

75  影像尺寸决定部

76  亮度变化检测部

81  距离测量部

100 听觉事件相关电位计算部

Claims (14)

1.一种听觉事件相关电位测量系统，具备：

尺寸决定部，其决定影像中的区域的尺寸，以使得呈现给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围；

影像输出部，其向所述用户呈示包含由所述尺寸决定部决定的大小的区域的影像；

听觉刺激输出部，其在向所述用户呈示所述影像的期间内向所述用户呈示听觉刺激；

生物体信号测量部，其测量所述用户的脑电波信号；和

脑电波处理部，其以呈示所述听觉刺激的时刻为起点，从所述脑电波信号中获取事件相关电位。

2.根据权利要求1所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述听觉事件相关电位测量系统还具备：

计算部，其对所述脑电波处理部获取的事件相关电位进行相加平均。

3.根据权利要求1所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述听觉事件相关电位测量系统还具备：

距离测量部，其测量所述用户的眼球位置到所述影像输出部的距离，

所述尺寸决定部基于所述距离来决定所述影像中的区域的尺寸。

4.根据权利要求3所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述距离测量部在规定的定时测量所述距离，

所述尺寸决定部，基于测量出的所述距离，在所述事件相关电位测量过程中变更所述影像中的区域的尺寸。

5.根据权利要求4所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述听觉事件相关电位测量系统还具备：

影像再现处理部，其保持至少1个种类的呈示给所述用户的所述影像的内容，并进行所保持的影像的内容的再现处理。

6.根据权利要求5所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述影像的内容不包含声音的信息。

7.根据权利要求5所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

在所述影像的内容中包含声音的信息的情况下，所述影像输出部禁止所述声音的输出。

8.根据权利要求6所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述影像再现处理部保持多个种类的影像的内容，

所述影像再现处理部进行由所述用户从所述多个种类的影像的内容中选择的影像的内容的再现处理。

9.根据权利要求1所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述听觉事件相关电位测量系统还具备：

听觉刺激生成部，其决定将所述听觉刺激呈示给所述用户的左耳还是右耳、以及决定所述听觉刺激的频率以及声压，生成具有所决定的特性的听觉刺激。

10.根据权利要求1所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述尺寸决定部决定所述影像的尺寸，以使得呈示给用户的影像整体的对角的视角具有大于2度小于14度的范围。

11.根据权利要求1所述的听觉事件相关电位测量系统，其中，

所述尺寸决定部，决定所述影像的部分区域的尺寸，以使得呈示给用户的影像中的部分区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围。

12.一种听觉事件相关电位测量方法，包含：

决定影像中的区域的尺寸，使得呈示给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围的步骤；

向所述用户呈示包含由决定尺寸的所述步骤决定的大小的区域的影像的步骤；

在向所述用户呈示所述影像的期间内，向所述用户呈示听觉刺激的步骤；

测量所述用户的脑电波信号的步骤；和

以呈示所述听觉刺激的时刻为起点，从所述脑电波信号获取事件相关电位的步骤。

13.一种计算机程序，是由在听觉事件相关电位测量系统的听觉事件相关电位测量装置中设置的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：

决定影像中的区域的尺寸，使得呈示给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围的步骤；

向所述用户呈示包含由决定尺寸的所述步骤决定的大小的区域的影像的步骤；

在向所述用户呈示所述影像的期间内，向所述用户呈示听觉刺激的步骤；

获取所述用户的脑电波信号的步骤；和

以呈示所述听觉刺激的时刻为起点，从所述脑电波信号中获取事件相关电位的步骤。

14.一种听觉事件相关电位测量装置，具备：

尺寸决定部，其决定影像中的区域的尺寸，使得呈现给用户的影像中的区域的对角的视角具有大于2度小于14度的范围；和

脑电波处理部，其从所述生物体信号测量部测量出的脑电波信号中获取事件相关电位，

在由影像输出部向所述用户呈示包含由所述尺寸决定部决定的大小区域的影像的期间内，在所述听觉刺激输出部向所述用户呈示听觉刺激的情况下，所述脑电波处理部以呈示所述听觉刺激的时刻为起点，从所述脑电波信号中获取事件相关电位。

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