JP2003135414A

JP2003135414A - 非同期光入力賦活による脳波測定方法とそれを用いた視覚障害判定方法、及びそのための脳波測定装置

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Publication number: JP2003135414A
Application number: JP2001342982A
Authority: JP
Inventors: Shoichi Kai; 昌一甲斐; Toshio Mori; 敏生森
Original assignee: Kyushu TLO Co Ltd
Current assignee: Kyushu TLO Co Ltd
Priority date: 2001-11-08
Filing date: 2001-11-08
Publication date: 2003-05-13

Abstract

(57)【要約】（修正有）【課題】弱い光刺激でも測定でき、引き込み状況をコ
ントロール可能で、正確で且つ普遍化された測定結果を
得ることができる脳波測定装置と、非同期光入力賦活に
よる脳波測定方法を提供する。【解決手段】本発明の脳波測定装置と脳波測定方法
は、注目する脳波の周波数帯域、その近傍もしくはこの
低調波あるいは高調波の刺激周波数をもつ光刺激を光照
射部３ａ，３ｂの一方から照射するための制御信号を生
成する光刺激信号生成部７と、光照射部３ａ，３ｂの他
方から補助賦活光を照射させるための制御信号を生成す
る補助賦活信号生成部８とを備え、検出処理制御部４
が、光刺激信号生成部７で生成した制御信号に基づいて
光刺激を光照射部３ａ，３ｂの一方から照射させ、且つ
補助賦活信号生成部８で生成した制御信号に基づいて光
照射部３ａ，３ｂの他方から補助賦活光を照射させるこ
とを特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、通常は認識できな
い弱い光刺激と補助賦活光を別々に加えて脳波を測定す
る非同期光入力賦活による脳波測定方法、またこの非同
期光入力賦活による脳波測定方法を用いて中枢神経の障
害位置を判定する視覚障害判定方法、及びそのための脳
波測定装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年における医用エレクトロニクスの進
歩は目覚しい。とくに、脳内の病巣や異常に関する情報
を、エレクトロニクスを駆使して入手する医用診断装置
は、最近の医療を実質的に支えている。この医用診断装
置として最初に普及したのは、脳波を頭皮上で測定する
ことにより診断する脳波測定装置であった。この脳波測
定装置は脳内診断装置の原点であり、現在まで広く利用
されている。数μＶ〜数百μＶの電位変動であるα波や
δ波等の脳波を検出して、これを２次元脳電図として電
位分布を等高線状にマップ化し、これを正常な脳波と比
較することにより異常脳波から病巣を知ることができ、
脳機能の状態を知ることができるものである。これによ
って、各種脳外傷、脳出血、脳炎、高血圧、てんかん、
精神障害、パーキンソン病、痴呆症等の診断が可能にな
る。

【０００３】しかし、これは直接患部を可視化するもの
ではないため、Ｘ線を多方向から投射し、撮影した映像
にコンピュータ処理を加えて脳、身体の輪切り断層像等
を作成するＸ線ＣＴ（X ray computed tomography）が
開発された。その後、更にエレクトロニクスの粋を究め
たポジトロンＣＴ（positron emission tomography、以
下ＰＥＴという）やＭＲＩ（magnetic resonance ）が
開発され、臨床診断の現場に普及してきている。なお、
ＰＥＴは陽電子（positron）を放出する放出核種、例え
ば^１１Ｃ，^１３Ｎ，^１５Ｏ等を標識として体内に注入
し、これを対向する２つの検出器で測定して放射線源の
分布の断層像を得るものであり、ＭＲＩは核磁気共鳴現
象を利用して脳、生体内の特定物質、例えば水素原子、
りん、炭素、ナトリウム等を測定して生体の断層分布を
可視化するものである。

【０００４】このように、脳内の医用診断装置として主
役の座を譲ったかにみえる脳波測定装置であるが、Ｘ線
ＣＴやＰＥＴ、ＭＲＩは大規模で装置の価格も高く、そ
れぞれ技術的専門性が要求され、すべての病院がこれを
採用するのは無駄が多い。この点脳波測定装置は比較的
小型で扱い易く、安全に有用情報を入手する装置とし
て、多くの病院で従来通り利用されている。

【０００５】さて、脳波測定にはこのような脳内異常を
検出するという側面がある外に、最近では、脳機能を解
明し、活性化する脳機能解明・促進手段としての新たな
側面が注目されている。すなわち、脳活動が行われる
と、大脳新皮質中１００億個ともいわれるニューロンの
軸索が、別のニューロンの樹状突起にシナプスを伸ばし
て回路形成し、情報の伝達が行われる。この樹状突起へ
の信号がいわば入力でシナプスからの信号が情報の出力
となる。従って、脳活動を行うと、情報処理がニューロ
ンによって行われた結果として、頭皮上にシナプス後電
位の総和として微弱電位が現われる。これが脳波である
（なお、これは現象論であって完全には発生メカニズム
は解明されていないが、大脳皮質だけではなく視床も関
与しているといわれている）。すると、正常で良好な状
態で脳活動が行われたときの脳波を予め入手、把握して
おけば、逆に、目的とする最高の脳波を発生するように
脳波測定装置を使用しながら誘導すれば、いわば逆問題
として脳機能を活発化、促進することができることにな
る。

【０００６】脳波測定装置で検出される脳波には、０．
５Ｈｚ〜３Ｈｚの帯域のδ波、４Ｈｚ〜７Ｈｚの帯域の
θ波、８Ｈｚ〜１３Ｈｚの帯域のα波、１４Ｈｚ〜３０
Ｈｚの帯域のβ波、３０Ｈｚより大きい帯域のγ波の５
種類が存在する。このうち、δ波は熟睡中発生する電位
変動であり、この状態ではほとんど意識はなく、いわば
脳は活動状態を停止した状態である。θ波は浅い眠りや
まどろみのときに発生する。α波は安静状態で集中状態
のときに発生し、脳波の中で最も基本的なものとみなさ
れている。このα波は記憶に関係しており、精神活動に
関与しているともいわれている。また、β波とγ波は、
高次の脳活動を行っているとき現われるものであり、知
覚認知、認識、言語処理に関係している。なお、α波も
高次脳活動の際にも出現する。δ波は「てんかん」との
深い関係もある。θ波は老齢化すると頻発するようにな
り、老化現象と深い関係を持つ。従って、例えば８Ｈｚ
〜１３Ｈｚのα波を発生するように脳波測定装置で検出
しながら、記憶や精神活動を行えば、記憶は促進され、
精神活動が高揚するものである。β波とγ波でも同様で
ある。現在、脳波測定装置には医用診断装置としても、
脳機能解明・促進手段としても、大きな期待が寄せられ
ている。

【０００７】ところで、脳波測定装置を医用診断装置と
して用いるとき、弱い「てんかん」や脳内異常等の、通
常の状態では検出されない異常を検出する必要がある場
合には、これを発現させる目的で賦活方法が実施され
る。この賦活方法には、（１）過呼吸、（２）睡眠、
（３）光刺激、（４）薬物、の４種類が存在するが、
（１）過呼吸と（２）薬物は個人差が大きく、利用する
のが難しい。すなわち（１）過呼吸は２０〜２５回／分
のペースで行われるが、子供等を考えれば分かるように
これを正しく実施するのは難しいし、（２）薬物は睡眠
薬、向精神薬、けいれん誘発剤を用いるため、避けたい
だけでなく、効果に個人差がある。また、（２）睡眠は
測定を行うのに時間がかかるため診断には不向きで、
（３）の光刺激が有力手段として多用されている。

【０００８】この光刺激による賦活方法は、強い光の点
滅を１０Ｈｚ〜２０Ｈｚ、一般的には１５Ｈｚ前後の強
い光の点滅を両眼同時に加えて脳波測定を行うものであ
るが、従来この光刺激による賦活が逆に「光原性てんか
ん」を誘発するという問題があった。これは、１９９７
年に起こったポケモン騒動に象徴されるように、てんか
ん患者や光感受性の強い人間に対して明滅する光に引き
込まれて共鳴現象を起こし、「光原性てんかん」を引き
起こすものである。こうしたことから医用診断装置とし
ては、異常性は検査できるが、刺激しても「光原性てん
かん」を発症させにくい測定装置が求められている。

【０００９】また、従来の脳波測定装置では光刺激を行
って脳波を測定した際に得られるパワースペクトル分布
は測定部位によって振幅が小さく、そのままでは引き込
み周波数の位置が分からないものであった。例えば、複
数のピーク値をもつパワースペクトル分布では、前頭部
などで脳波の振幅が小さく、同じピークでも最大振幅の
位置が分かりづらい上に、個人差があって普遍性のある
スペクトル上の特徴を抽出することはできなかった。引
き込みは大脳皮質の後頭部だけで発生するのではなく、
前頭部、頭頂部でも起こるため、脳波の引き込み現象の
測定はこれらの部位で最大振幅の位置を正確に抽出でき
るか否かにかかっている。そして、測定結果は普遍化で
きなければ価値が半減するものである。

【００１０】ところで、最近、上述した脳機能解明・促
進手段としての脳波測定装置の立場からこの引き込み現
象に対して注目が集まっている。というのは、知覚認知
や記憶といった高次の脳活動の状態においては、大脳皮
質の離れた部位間で脳波位相が引き込まれてニューロン
群に集団的発火現象が起こり、これより脳内の情報処理
がどのように行われているかが、解明できるからであ
る。しかし、脳内の引き込み現象の発生をコントロール
できる脳波測定装置は今のところ存在しない。

【００１１】このように関心が高まった引き込み現象で
あるが、現象としては従来から脳内で観測されているも
のの、発生メカニズムについて理論的な説明は与えられ
ず、これが確率共鳴現象によって起こると考えられ始め
たのはごく最近のことである。

【００１２】ところで、最近、この生体における確率共
鳴現象を利用した以下述べるような実験が行われ、非常
に興味ある結果が報告された（Phs.Rev.Lett.85,17,p.3
740-3743,Oct.2000.）。この実験は患者をベッドに横た
わらせ、ベッドの角度を水平から上下に微小角で揺動さ
せると血圧が微小に変動する際の心拍を測定するもので
ある。このとき喉元にある血圧調節受容器を通して脳幹
部分に適度なノイズを作用させると、この微弱な血圧変
動を脳幹が検知でき、心拍数、血管運動（収縮・拡張）
を通して微小な血圧変動の補償を可能にすることが開示
されている。この実験は生体が外部から入力を受け取る
感度が確率共鳴によって各段に向上させられることを示
している。

【００１３】しかしながら、この実験が示しているのは
確率共鳴現象で血圧の補償機能が増強され、小さな血圧
の変動さえも補償されることを示すもので、光刺激によ
る脳の引き込み現象とは無縁のことである。すなわち、
マクロ的にはともに賦活して起こる生体の確率共鳴現象
ではあるが、課題と技術的手段を異にするもので、脳波
測定に際して「光原性てんかん」を抑えたり、緊張させ
ずに脳の活性化が図れる新たな脳機能活性化装置の途を
開くものではない。

【００１４】そして、ＣＴのように脳内を可視化するだ
けでは脳自身の活動状態は明らかにならない。例えば従
来、視覚路の情報伝達機能が損なわれているときには、
目に見える物理的損傷があればともかく、視覚障害が中
枢神経の中のどこに生じているのかを客観的に簡単且つ
正確に測定できる装置はなかった。すなわち、網膜から
入った光刺激は視神経から視交叉を経て、外側膝状体、
視放線、大脳皮質の一次視覚野に送られるが、この視覚
路の経路に障害がある場合、どこに障害があるのか客観
的には分からなかった。もし外部から障害位置を知ろう
と思うと、患者自身が視認した認識内容、すなわち視覚
欠損内容を基礎にするしかないものであった。この場
合、場所により障害位置の区別ができない場合がある
し、例えば幼児や零歳児のように患者自身が認識内容を
表現できないような場合には、障害位置を客観的に特定
することは不可能であった。

【００１５】

【発明が解決しようとする課題】上述したように、Ｘ線
ＣＴやＰＥＴ、ＭＲＩの出現はあったが、脳波測定装置
は比較的簡易で有用な情報を入手する装置として多くの
病院で従来通り広く利用されている。それ故、この脳波
測定装置を用い、小さな脳外傷、各種疾病、弱い「てん
かん」等の、通常では検出の難しい異常を検出する場合
に、測定のためこれらを発現させる目的で光刺激が加え
られる機会が非常に多くなっている。しかし、異常性を
発現させるための光刺激が逆に診断目的としない「光原
性てんかん」を誘発するという副次的で困った問題が発
生している。そして、光感受性の強い人間、特に幼児に
対しては、単純に明滅する強い光でも「てんかん」状態
を引き起こすこともある。従って、医用診断装置とし
て、脳内の異常は測定できるが、「光原性てんかん」や
「光過敏性発作」を誘発しない、という脳波測定装置が
求められている。

【００１６】また、光刺激を行い脳波測定装置で脳波を
測定したとき、電極部位の装着位置によって検出される
信号振幅に差があり、そのままでは脳波のパワースペク
トル分布や引き込み周波数の位置が分かりづらいもので
あった。例えば、多峰性スペクトルを持つ人では、前頭
部などでは脳波の振幅が小さく最大振幅の位置が分かり
づらい上に、個人差があって普遍性のある特徴を抽出す
ることはできなかった。

【００１７】そして、引き込みは大脳皮質の後頭部だけ
でなく、前頭部、頭頂部でも起こるため、引き込み現象
の測定はこれらの部位で最大振幅の位置を正確に抽出す
る必要がある上に、測定結果を普遍化できなければ脳機
能の解明には役立たない。

【００１８】さらに脳波測定装置は、脳機能解明・促進
手段としての新たな側面が注目されている。すなわち、
正常で良好な状態で脳活動が行われたときの脳波を脳波
測定装置によって入手、把握しておき、目的とする脳波
を発生するように脳波測定装置で誘導すれば、いわば逆
問題として脳機能を活発化、促進することができる。し
かし、強い刺激を加えるのでは逆に脳機能を低下あるい
は異常にさせてしまう。そこで弱い刺激でも脳に入力で
き、引き込み状況をコントロール可能な手段が望まれ、
このとき脳波測定装置の新たな途が開けるものである。

【００１９】また、従来視覚障害が中枢神経の中のどこ
にあるのかを客観的に簡単且つ正確に測定できる装置は
なかった。例えば赤ん坊のように患者自身が認識内容を
表現できないような場合には、障害位置を客観的に特定
することは不可能であった。

【００２０】そこで、本発明は、弱い光刺激でも測定で
き、引き込み状況をコントロール可能で、被験者に負担
の少ない非同期光入力賦活による脳波測定方法を提供す
ることを目的とする。

【００２１】また、本発明は、視覚障害の存在する位置
を客観的に、且つ簡単、正確に測定できる視覚障害判定
方法を提供することを目的とする。

【００２２】さらに、本発明は、弱い光刺激でも測定で
き、引き込み状況をコントロール可能で、正確で且つ普
遍化された測定結果を得ることができる脳波測定装置を
提供することを目的とする。

【００２３】

【課題を解決するための手段】本発明の非同期光入力賦
活による脳波測定方法は、注目する脳波の周波数帯域、
その近傍もしくはこの低調波あるいは高調波の刺激周波
数をもつ光刺激を被験者の一方の眼に加えるとともに、
他方の眼には刺激周波数と位相が異なる補助賦活光を加
え、光刺激と補助賦活光で引き込み現象を誘発して頭皮
上に装着した測定電極で脳波を測定することを特徴とす
る。

【００２４】これにより、弱い光刺激でも測定でき、引
き込み状況をコントロール可能で、被験者に負担の少な
い測定を行うことができる。

【００２５】本発明の視覚障害判定方法は、上述の非同
期光入力賦活による脳波測定方法で得たパワースペクト
ル分布に基づき、引き込みピーク位置から視覚障害の存
在する中枢神経の部位を判定することを特徴とする。

【００２６】これにより、視覚障害の存在する位置を客
観的に、且つ簡単、正確に測定することができる。

【００２７】本発明の脳波測定装置は、検出処理制御部
によって動作され、第１光照射部と独立に他方の眼に補
助賦活光を加えるための第２光照射部と、注目する脳波
の周波数帯域、その近傍もしくはこの低調波あるいは高
調波の刺激周波数をもつ閾値以下の強度の光刺激を第１
光照射部から照射するための制御信号を生成する光刺激
信号生成部と、第２光照射部から補助賦活光を照射させ
るための制御信号を生成する補助賦活信号生成部とが設
けられ、検出処理制御部が、光刺激信号生成部で生成し
た制御信号に基づいて光刺激を第１光照射部から照射さ
せ、且つ補助賦活信号生成部で生成した制御信号に基づ
いて第２光照射部から補助賦活光を照射させることを特
徴とする。

【００２８】これにより、弱い光刺激でも測定でき、引
き込み状況をコントロール可能で、正確で且つ普遍化さ
れた測定結果を得ることができる。

【００２９】

【発明の実施の形態】本発明の請求項１記載の発明は、
注目する脳波の周波数帯域、その近傍もしくはこの低調
波あるいは高調波の刺激周波数をもつ光刺激を被験者の
一方の眼に加えるとともに、他方の眼には刺激周波数と
位相が異なる補助賦活光を加え、光刺激と補助賦活光で
引き込み現象を誘発して頭皮上に装着した測定電極で脳
波を測定することを特徴とする非同期光入力賦活による
脳波測定方法であるから、右眼と左眼に各々異なった信
号が加えられるため、光刺激の強度は弱くても引き込み
現象が誘発可能になり、これによって「光原性てんか
ん」や「光過敏性発作」を誘発することなく左右の眼へ
の刺激で脳波の引き込み状況を制御することが可能にな
り、引き込み部位や引き込み周波数の情報を計測可能と
なる。補助賦活光と光刺激とで確率共鳴現象が拡大して
継続的な引き込み現象が発生する。なお、補助賦活光の
周波数が、刺激周波数よりかなり高く差が大きい周波数
の場合に作用効果が顕著になる。また、低調波は対象と
している脳波の周波数の１／２周期程度、高調波につい
ては５倍程度までがとくに有効である。

【００３０】本発明の請求項２記載の発明は、補助賦活
光としてノイズ光を加えることを特徴とする請求項1記
載の非同期光入力賦活による脳波測定方法であるから、
片側の眼からノイズ光を加えてノイズ中で支配的な振動
子をトリガとして確率共鳴現象によって脳波を発生さ
せ、残りの片側の眼から通常は引き込み現象を起こさな
いレベルの弱い光刺激を加えることにより、ノイズと光
刺激とで同期が促進され確率共鳴現象が拡大して継続的
な引き込み現象が発生する。補助賦活光としてノイズ光
を加えるため補助賦活光を測定毎に選択の必要がなく、
きわめて容易に測定が行える。なお、ここでいうノイズ
は、比較的帯域の広い信号の集まりで、且つその特性周
波数が対象とする（注目している）脳波の帯域及び刺激
周波数信号より十分高い信号のことである。

【００３１】本発明の請求項３記載の発明は、被験者の
頭皮上に装着した測定電極ごとに無刺激時の脳波を測定
してパワースペクトル振幅の平均振幅を算出し、さら
に、注目する脳波の周波数帯域、その近傍もしくはこの
低調波あるいは高調波の刺激周波数をもつ閾値以下の強
度の光刺激を被験者の一方の眼に加えるとともに、他方
の眼には補助賦活光を加え、光刺激と補助賦活光で引き
込み現象を誘発して測定電極ごとにパワースペクトル振
幅を測定し、該パワースペクトル振幅を無刺激時の平均
パワースペクトル振幅で規格化して、脳内のパワースペ
クトル分布を刺激周波数に関して２次元図または３次元
図として得ることを特徴とする非同期光入力賦活による
脳波測定方法であるから、補助賦活光と光刺激で引き込
み現象を発生させて測定電極ごとにパワースペクトル振
幅を測定し、無刺激時のパワースペクトル振幅の平均振
幅で規格化するため、測定電極（脳内の部位）によって
は相対的にパワースペクトル振幅が小さく、引き込みピ
ークが小さくても、それぞれの測定電極（脳内の部位）
で変化が強調され、引き込みピークの位置を感度良く測
定できる。

【００３２】本発明の請求項４記載の発明は、注目する
脳波の周波数帯域がα波、β波、γ波、δ波、θ波のい
ずれかの周波数帯域であることを特徴とする請求項１〜
３のいずれかに記載の非同期光入力賦活による脳波測定
方法であるから、多くの脳波帯域のうちα波に注目し、
光刺激にα波を引き込んで確率共鳴現象を発生させて記
憶や精神活動を行えば、記憶は促進され、精神活動が高
揚するし、β波やγ波に注目してβ波やγ波で引き込み
現象を起こせば、認知能力や認識過程等の脳機能を明ら
かにできる。δ波は「てんかん」、θ波は老化現象との
関係が明らかにできる。また、α波、β波、γ波、δ
波、θ波を用いて非同期光入力賦活による脳波測定方法
で引き込み現象を発生させた場合、従来の光刺激のよう
に緊張を招来し、気持ちが悪くなって最悪の場合「光原
性てんかん」や「光過敏性発作」を誘発するようなこと
がなく、爽快感を得ながら脳機能を活性化することがで
きる。なお、対象とする脳波、例えばα波に対して低調
波あるいは高調波の刺激周波数を加える場合、他の帯域
例えばγ帯域に入ることが起こるが、あくまでα波と関
連して刺激を加えるものであり、測定周波数帯がα波帯
域であればα波の情報を与えるものである。但し、γ波
帯域に属したこの同じ刺激周波数をγ波帯域で測定すれ
ばγ波の情報を得ることができる。

【００３３】本発明の請求項５記載の発明は、請求項３
または４に記載された非同期光入力賦活による脳波測定
方法で得たパワースペクトル分布に基づき、引き込み発
現情報を抽出して視覚障害のある中枢神経の部位を判定
することを特徴とする視覚障害判定方法であり、しかも
予め視覚障害位置と引き込み発現情報との対応関係をデ
ータ化してあるので障害位置を特定することができる。

【００３４】本発明の請求項６記載の発明は、被験者の
頭皮上に装着されて脳波を検出する測定電極と、一方の
眼に光刺激を加える第１光照射部と、測定電極で検出さ
れた脳波から波形を整形して検出電位を出力するととも
に、第１光照射部を動作させる検出処理制御部と、検出
処理制御部からの出力をＡＤ変換してスペクトル分析す
るデータ処理部と、データ処理部から出力されたデータ
を格納する記憶部とを備えた脳波測定装置であって、検
出処理制御部によって動作され、第１光照射部と独立に
他方の眼に補助賦活光を加えるための第２光照射部と、
注目する脳波の周波数帯域、その近傍もしくはこの低調
波あるいは高調波の刺激周波数をもつ閾値以下の強度の
光刺激を第１光照射部から照射するための制御信号を生
成する光刺激信号生成部と、第２光照射部から補助賦活
光を照射させるための制御信号を生成する補助賦活信号
生成部とが設けられ、検出処理制御部が、光刺激信号生
成部で生成した制御信号に基づいて光刺激を第１光照射
部から照射させ、且つ補助賦活信号生成部で生成した制
御信号に基づいて第２光照射部から補助賦活光を照射さ
せることを特徴とする脳波測定装置であるから、第２光
照射部から補助賦活光を加えて、第１光照射部から通常
は引き込み現象を起こさないレベルの弱い刺激を加える
ことにより、補助賦活光と光刺激とで脳波に確率共鳴現
象が起こり、引き込み現象を発生させることができ、弱
い光刺激でも「光原性てんかん」を起こさずに計測で
き、安価な装置とすることができる。

【００３５】本発明の請求項７記載の発明は、補助賦活
光がノイズ光であり、且つ補助賦活信号生成部がノイズ
信号生成部であることを特徴とする請求項６記載の脳波
測定装置であるから、第２光照射部からノイズ光を加え
て、第１光照射部から通常は引き込み現象を起こさない
レベルの弱い刺激を加えることにより、ノイズと光刺激
とで脳波に確率共鳴現象が起こり、引き込み現象を発生
させることができ、弱い光刺激でも「光原性てんかん」
を起こさずに計測でき、安価な装置とすることができ
る。補助賦活光としてノイズ光を加えるため補助賦活光
を測定毎に選択必要がなく、装置は簡単になり容易に測
定が行える。

【００３６】本発明の請求項８記載の発明は、無刺激時
に、検出処理制御部が第１光照射部と第２光照射部を停
止して脳波を測定電極で検出するとともに、データ処理
部がパワースペクトル振幅の平均振幅を算出し、光刺激
時には、検出処理制御部が第１光照射部から光刺激を行
い、第２光照射部から補助賦活光を照射して測定電極ご
とにパワースペクトル振幅を測定し、データ処理部がパ
ワースペクトル振幅を無刺激時の平均パワースペクトル
振幅で規格化して、脳内のパワースペクトル分布を得る
ことを特徴とする請求項６または７記載の脳波測定装置
であるから、補助賦活光と光刺激で引き込み現象を発生
させて測定電極ごとにパワースペクトル振幅を測定し、
データ処理部が無刺激時のパワースペクトル振幅の平均
振幅で規格化するため、測定電極（いいかえれば脳内の
部位）によっては相対的にパワースペクトル振幅が小さ
くても、それぞれの測定電極（いいかえれば脳内の部
位）で変化が強調され、引き込みピークの位置を感度良
く測定できる。

【００３７】本発明の請求項９記載の発明は、引き込み
発現情報に基づいて視覚障害位置を判定する視覚障害判
定部を備え、記憶部には視覚障害位置と引き込み発現情
報との対応関係が格納され、該視覚障害判定部が、検出
した引き込み発現情報と記憶部に格納されている視覚障
害位置と引き込み発現情報との対応関係から視覚障害位
置を判定することを特徴とする請求項６または７記載の
脳波測定装置であるから、可視化するのとは異なり、被
験者の視覚や聴覚等の脳内知覚状態を把握して治療に生
かすことが可能になる。幼児や零歳児であっても客観的
に障害位置を判定することができる。（実施の形態１）以下、本発明における実施の形態１に
おける脳波測定装置と非同期光入力賦活による脳波測定
方法を図に基づいて説明する。本実施の形態1は補助賦
活光としてノイズ光を加える場合である。図１（ａ）は
本発明の実施の形態１における脳波測定装置の構成図、
図１（ｂ）は（ａ）の脳波測定装置で測定を行う測定電
極の各部位を示す図である。

【００３８】図１（ａ）において、１は脳波を測定する
被験者、２は被験者１の頭皮上に貼着等で装着する測定
電極、３ａ，３ｂはマトリックス状に配列されたＬＥＤ
等で構成された光照射部である。光照射部３ａ，光照射
部３ｂは、どちらか一方からα波帯域とその近傍値、実
施の形態1においては８Ｈｚ〜１２Ｈｚ、もしくはこの
整数倍の刺激周波数の光刺激を被験者1に出射し、残り
の光照射部から被験者１に補助賦活光として１５Ｈｚ〜
６０Ｈｚのノイズ光を加える。光照射部３ａと光照射部
３ｂは、光刺激を照射するかノイズ光を照射するか、選
択が可能である。本発明の第１光照射部は光刺激を照射
し、第２光照射部はノイズ光を照射するから、光照射部
３ａ，光照射部３ｂの選択された一方が第１光照射部
で、他方が第２光照射部ということになる。測定電極２
は、国際式１０−２０電極は電極配置法に従って図１
（ｂ）に示すように前頭部のＦ_ｐ１，_２、側頭部の
Ｆ_２，_８、Ｔ_３〜_６、後頭部Ｏ_１，_２、頭頂部のＦ_ｚ，
_３，_４、Ｃ_ｚ，_３，_４、Ｐ_ｚ，_３， ₄に配置される。な
お、基準電位測定のため耳たぶＡ_１，２に参照電極が設
けられる。

【００３９】４は測定電極２で検出された脳波から波形
を整形して検出電位を出力するとともに、光照射部３
ａ，光照射部３ｂを制御する検出処理制御部、５は測定
電極２で検出した信号を集めて増幅する電極箱、６は検
出処理制御部４で処理したアナログ電位をＡＤ変換し、
スペクトル分析するデータ処理部、７は光照射部３ａ，
光照射部３ｂの一方から光刺激を照射するための制御信
号を生成する光刺激信号生成部、８は光照射部３ａ，光
照射部３ｂのうちノイズ光を照射させるための制御信号
を生成する補助賦活信号生成部である。従って実施の形
態1においては補助賦活信号生成部８はノイズ信号生成
部である。９はデータ処理部６から出力されスペクトル
データを格納する記憶部、１０は記憶部９に格納された
パワースペクトルデータを印刷するための印刷部、１１
はデータ処理部への入力を行う入力部である。

【００４０】本実施の形態１の光刺激信号生成部７は、
注目する脳波帯域とその近傍もしくは低調波あるいは高
調波の刺激周波数をもつ閾値以下の強度の光刺激を加え
ることができる。以下、α波を用いて説明するが、β
波、γ波、δ波、θ波でも同様である。光刺激信号生成
部７がつくる制御信号はデューティ比５０％の信号であ
り、補助賦活信号生成部８が生成した制御信号とともに
検出処理制御部４に送られ、これらの制御信号に基づい
て検出処理制御部４が光照射部３ａ，光照射部３ｂを発
光させる。なお、光刺激は、上記の値の外に任意に設定
することができる。光刺激信号生成部７には図示しない
入力部が設けられており、これによって光刺激の周波数
や光強度を設定することができる。これは補助賦活信号
生成部８もまったく同様である。データ処理部６は検出
処理制御部４で処理したアナログ電位を５００Ｈｚでサ
ンプリングし、ＦＦＴプログラムでパワーペクトルデー
タ化する。この外データ処理部６はデータ処理に関する
一般的な制御を行う。

【００４１】検出処理制御部４は、無刺激時に光照射部
３ａ，光照射部３ｂからの照射を停止して脳波を測定電
極２で検出し、データ処理部６がパワースペクトル振幅
の平均振幅を算出する。また、検出処理制御部４は、光
刺激時には光照射部３ａ，光照射部３ｂの一方から光刺
激を行い、他方からノイズ光を照射して測定電極２ごと
にパワースペクトル振幅を測定し、データ処理部６がパ
ワースペクトル振幅を無刺激時の平均パワースペクトル
振幅で規格化して、脳内の刺激周波数に対する引き込み
現象分布を算出する。光照射部３ａ，３ｂのどちらから
光刺激を行うかは、図示しない入力部から検出処理制御
部４に入力することによって設定が可能である。

【００４２】次に、各測定電極２が検出する脳波につい
て説明する。図２（ａ）は本発明の実施の形態１におけ
る脳波測定装置の無刺激時の各電極部位と脳波波形対応
図及びパワースペクトル図、図２（ｂ）は本発明の実施
の形態１における脳波測定装置の光刺激時の各電極部位
と脳波波形対応図及びパワースペクトル図、図3（ａ）
は本発明の実施の形態１における脳波測定装置の引き込
み現象の光刺激強度依存性を示す図、図３（ｂ）は本発
明の実施の形態１における脳波測定装置の引き込みピー
クのスペクトル振幅の光ノイズ依存性を示す図である。

【００４３】図２（ａ）（ｂ）において、脳波波形は図
１（ｂ）に示す電極の前頭部のＦ_ｐ _１，_２、頭頂部のＦ
_３，_４、Ｃ_３，_４、Ｐ_３，₄、後頭部Ｏ_１，_２の測定電
極２で測定したものである。図２（ａ）によれば、後頭
部Ｏ_１，_２側の脳波波形の振幅が大きいのが分かる。ま
た、無刺激時のパワースペクトルをみると、図２（ｂ）
の９Ｈｚ〜１１Ｈｚの周波数のα波が発生しており、後
頭部Ｏ_１，_２側のパワースペクトル振幅が６０μＶ^２／
Ｈｚで前頭部Ｆ_ｐ１，_２と比較して大きいことが分か
る。

【００４４】図２（ｂ）によれば、光刺激時に前頭部の
Ｆ_ｐ１，_２〜後頭部Ｏ_１，_２の測定電極２のほとんどの
検出電位が無刺激時と異なって大きく変動しているのが
分かる。そして、図２（ｂ）によりこのときのパワース
ペクトルをみると、前頭部Ｆ _ｐ１，_２〜後頭部Ｏ_１，_２
の測定電極２が９．５Ｈｚ付近の周波数で概ね強度は４
０μＶ^２／Ｈｚより大きく、後頭部Ｏ_１，_２で１００μ
Ｖ^２／Ｈｚ以上であり、光刺激によって引き込み現象が
発生していることが分かる。

【００４５】このように、光刺激を与えると引き込み現
象が発生するが、図３（ａ）に示すように光刺激強度
（μＷ／ｃｍ^２）と引き込みピークのパワースペクトル
振幅Ｐ _ｅ／全積分スペクトル強度Ｐ_０の依存関係は直線
的となる。この図３（ａ）の依存関係から、ある所定の
光刺激強度以上にならないと引き込みピークが発生しな
いことが分かる。図３（ａ）の場合、光刺激強度の閾値
は約３３（μＷ／ｃｍ^２）である。従って、この閾値よ
り小さい強度の光刺激を加えた場合には、これ単独では
引き込み現象は発生しないはずである。しかし、本実施
の形態1においてはノイズを重畳させることにより、本
来引き込み現象が発生しないはずの光刺激で、図３
（ｂ）に示すように脳波が引きこまれ、引き込み現象を
起こさせることができる。なお、この際加えるノイズ強
度には最大の引き込み振幅を与える最適値がある。この
最適値のノイズ光を加えることで効果的に引き込み現象
を誘発できる。

【００４６】そこで、光刺激だけでは引き込み現象を発
生しない弱い光刺激の場合に、ノイズ光を加えることで
引き込み現象を誘発できる理由を以下説明する。脳内で
は多数のニューロンがカオス的に活動することで、ニュ
ーロン自身がノイズを発生させている。そして、解剖学
的に多数のニューロンがコラムと呼ばれる振動発生機能
を有する単位を形成して、非線形振動子として脳内のノ
イズの中で情報処理を行っている。この非線形振動子が
外部ノイズと共鳴し確率共鳴現象を起こすものである。
すなわち、コラム、いいかえれば非線形振動子は自身の
ノイズの外に他の非線形振動子からの影響をノイズの形
で受ける。従って脳内の非線形振動子は生命現象として
相互に結びついて自他非分離の状態を形成し、互いにノ
イズ振動状態にあるが、時々ある特定の周期を持った振
動（振動子）が支配的になる。これがα波である。従っ
て、このα波は通常短時間で減衰する性質のものであ
る。このとき外部から周波数の近い刺激が加わると、こ
の刺激によって共鳴し多くの振動子がこの周期に引き込
まれて、広い部位で共鳴現象が観測されるようになる。
しかし、上述したような閾値以下の弱い光刺激では、こ
れは起こらないが、そこへ外部からノイズが加わると支
配的な振動子が増強され、著しく規則正しい波、α波を
発生する。すなわち弱い光刺激であっても外部ノイズ光
とともに加えられることで、強い引き込み現象を発生す
るものである。

【００４７】続いて、測定電極２で測定したパワースペ
クトル分布の振幅が小さい前頭部のような部位におい
て、引き込みピークを抽出するためデータ処理部６が行
う処理について説明する。測定電極２で測定したパワー
スペクトル分布には測定部位によって振幅の大きさに大
小が存在する。もし部位によって振幅が小さく引き込み
ピークの抽出が難しければ、大脳皮質で離れた部位が関
係し合って機能する高次の脳機能は解明できないことに
なる。本実施の形態1においてはデータ処理でこれを可
能にするものである。図４（ａ）は本発明の実施の形態
１における脳波測定装置の無刺激時の電極部位に対する
パワースペクトル分布図、図４（ｂ）は本発明の実施の
形態１における脳波測定装置の刺激周波数に対する引き
込み現象分布図、図５は本発明の実施の形態１における
脳波測定装置のパワースペクトル分布図と規格化された
刺激周波数と規格化された刺激周波数のパワースペクト
ル振幅の関係図、図６（ａ）は本発明の実施の形態１に
おける脳波測定装置の無刺激時の電極部位に対する規格
化されたパワースペクトル分布図、図６（ｂ）は本発明
の実施の形態１における脳波測定装置の刺激周波数に対
する引き込み現象分布図である。

【００４８】図４（ａ）（ｂ）に示すように、実施の形
態1のパワースペクトル分布と刺激周波数に対する引き
込み現象分布は濃度で電極部位に対してパワースペクト
ルを示したもの（時空マップ）で、無刺激時でも、光刺
激時でも、前頭部側の測定電極Ｆ_ｐ１，_２側ではパワー
スペクトル分布の振幅が小さく引き込み現象が起きてい
ることが抽出し難いことが分かる。

【００４９】そこで、図５を参照すると、ｆ_α／ｆ_ｓ＝
１の近傍で、Ｐｗ（ｆ_α）／Ｐｗ（ｆ_ｓ）が０の領域が
あり、ここでは引き込み現象が起こっていることを示し
ている。ここで、Ｐｗ（ｆ_ｓ）は刺激周波数ｆ_ｓへの引
き込みによるパワースペクトル振幅であり、Ｐｗ
（ｆ_α）が無刺激の際のα波（周波数がｆ_α）のパワー
スペクトル振幅である。すなわち、無刺激時のα波を用
いて規格化をすることにより、きわめて顕著に引き込み
位置を抽出できることが分かる。

【００５０】そこで、本発明は図６（ａ）（ｂ）に示す
ように、無刺激時には、各測定部位の平均パワースペク
トル振幅で規格化を行い、光刺激時には、引き込み周波
数パワースペクトル振幅を無刺激時の平均パワースペク
トル振幅で規格化している。すなわち、無刺激時に測定
部位ｒで得られるパワースペクトル振幅をＰ_０（ｆ，
ｒ）、規格化されたパワースペクトル振幅をＰ
_ｎ（ｆ_ｓ，ｒ）、刺激周波数ｆ_ｓによる測定位置ｒでの
パワースペクトル振幅Ｐ_ｆｓ（ｆ，ｒ）としたとき、
（数１）の関係がある。

【００５１】

【数１】この規格化の結果、引き込みピークが小さくても、それ
ぞれの測定電極（脳内の部位）で変化が強調され、引き
込みピークの位置を感度良く測定できることが分かる。
また、頭頂部の引き込み周波数領域が後頭部の引き込み
周波数領域よりも広く、前頭部と後頭部とで引き込み周
波数領域が少し異なることが分かる。（実施の形態２）続いて、本発明の実施の形態２の脳波
測定装置と非同期光入力賦活による脳波測定方法を図に
基づいて説明する。本実施の形態２は補助賦活光として
刺激周波数と位相が異なった賦活光を加える場合であ
る。実施の形態２の脳波測定装置は、実施の形態１の脳
波測定装置と基本的に同一の構成を有しており、同一符
号は同一の部材を示すものである。従って、図１〜図６
が実施の形態２の脳波測定装置を示しており、重複を避
けるため詳細な説明は実施の形態１の説明に譲ってここ
では省略する。

【００５２】実施の形態２の脳波測定装置においては、
補助賦活信号生成部８が、光刺激信号生成部７で生成す
る光刺激の刺激周波数とは周波数と位相の双方が異なっ
た補助賦活光を照射するための制御信号を作成する。こ
れによって光照射部３ａ，光照射部３ｂの一方からこの
補助賦活光が照射され、他方から光刺激が残りの眼に加
えられる。例えば、注目する脳波がδ波だとすると、
０．５Ｈｚ〜３Ｈｚの帯域に属する３Ｈｚを光刺激とし
て一方の眼に照射し、他方の眼にはこれと異なる周波
数、できれば帯域の広い３０Ｈｚ〜６０Ｈｚといった相
対的にかなり高い周波数（できれば刺激周波数の高調波
もしくは近傍周波数）であって、位相を異にした周期周
波数の補助賦活光を加えるものである。この光刺激と補
助賦活光で引き込み現象を誘発して頭皮上に装着した測
定電極で脳波を測定する。従来は１０Ｈｚ〜２０Ｈｚ、
多くは１５Ｈｚの強い光で両眼同時に賦活するものであ
ったが、この場合３Ｈｚ以下のδ波の光刺激が効果的に
行え、柔らかな賦活となる。

【００５３】このとき、実施の形態1で説明したのと同
様に、一方の眼から加えた比較的高周波の補助賦活光の
振動子をトリガとして確率共鳴現象によって脳波、例え
ばδ波が発生し、残りの片側の眼から光刺激、例えば３
Ｈｚの光を加えることにより、右眼と左眼に各々異なっ
た信号を加えられるため、光刺激の強度は弱くても引き
込み現象が誘発可能となる。さらに左右の眼への光の照
射をコントロールすることにより、脳波の引き込み状況
を制御することができ、引き込み部位や引き込み周波数
の情報を計測可能となる。（実施の形態３）次に、本発明の実施の形態３の脳波測
定装置と視覚障害判定方法について図７，図８に基づい
て説明する。図７は本発明の実施の形態３における脳波
測定装置の構成図、図８は中枢神経から大脳皮質までの
視覚路を示す図である。実施の形態３の脳波測定装置
は、実施の形態１の脳波測定装置と基本的に同一の構成
を有しており、同一符号は同一の部材を示すものであ
る。従って、同一符号に関する詳細な説明は実施の形態
１の説明に譲ってここでは省略する。

【００５４】図７において、１は脳波を測定する被験
者、２は測定電極、３ａ，３ｂは光照射部である。測定
電極２は、国際式１０−２０電極は電極配置法に従って
図１（ｂ）に示すように前頭部のＦ_ｐ１，_２、側頭部の
Ｆ_２，_８、Ｔ_３〜_６、後頭部Ｏ _１，_２、頂部周りの
Ｆ_ｚ，_３，_４、Ｃ_ｚ，_３，_４、Ｐ_ｚ，_３，₄には配置さ
れる。光照射部３ａと光照射部３ｂは、光刺激を照射す
るかノイズ光を照射するかに関し選択が可能であり、光
刺激とノイズ光を重畳して双方から同時に出射すること
もできるし、停止することもできる。４は検出処理制御
部、５は電極箱、６はデータ処理部、７は光刺激信号生
成部、８は補助賦活信号生成部である。９は記憶部、１
０は印刷部、１１は入力部である。

【００５５】１２は検出処理制御部４から出力され、デ
ータ処理部６によって得られたパワースペクトル分布
と、引きこみピークの位置や引き込み現象の有無、引き
込みの起こる側、α波の光強度等の引き込み発現情報が
得られると、この引き込み発現情報から被験者１の視覚
路に視覚障害があるか否かを判定する視覚障害判定部で
ある。なお、α波という点は実施の形態1と同様にβ
波、γ波等の他の脳波であってよい。実施の形態２の脳
波測定装置は、記憶部９に視覚障害位置とパワースペク
トル分布情報や引き込み発現情報、及び視覚障害位置と
引き込み発現情報との対応関係テーブルが格納されてい
る。データ処理部６が引き込み発現情報を抽出すると、
視覚障害判定部１２が抽出された引き込み発現情報と記
憶部９に格納されている引き込み発現情報と比較し、対
応関係テーブルを参照して視覚障害位置を特定する。

【００５６】以下、視覚障害が存在する位置が判定でき
る理由について説明する。図８に示すように、伝達経路
に障害が存在する可能性は次の５つである。（１）眼球
から視交叉までの視神経の損傷、（２）視交叉の障害、
（３）外側膝状体の損傷、（４）視放線の損傷、（５）
一次視覚野の障害の５つが考えられる。

【００５７】本実施の形態２の場合、（２）（３）
（４）（５）の視交叉より大脳皮質側に視覚障害がある
と引き込み現象が生じないが、障害がない場合は引き込
み現象が生じるため、これを利用し引きこみ現象で障害
位置を判定することができる。

【００５８】図８に示すように、網膜から入った視認情
報は、鼻側半分が視交叉のところで交叉して一次視覚野
に送られ、耳側半分が非交叉のまま一次視覚野に送られ
る。従って、（２）視交叉に障害があった場合、本実施
の形態２の脳波測定装置を用い、一方の眼から光刺激を
加え、他方の眼からノイズを加えて引き込み現象を観察
すると、右後頭部及び左後頭部に引き込み現象は発現し
ないことになる。左右で視野欠損がある上に、光刺激も
弱く認識されない状態となる。そして、両眼から光刺激
とノイズを加えても同様に右後頭部及び左後頭部に引き
込み現象は発現しない。

【００５９】次に、（３）（４）に損傷のある場合、損
傷のある経路の一次視覚野においては部分的に引き込み
現象が起こらず、右後頭部，左後頭部のいずれか一方は
完全で、残りの側にこれが発現する。これにより、左右
どちらのどの部分が損傷しているかが分かる。引き込み
ピーク位置が弱く、ズレも生じるので、どの経路かを特
定することが可能である。

【００６０】（５）の場合は刺激時と無刺激時のいずれ
の場合も、引き込み現象が起こらないだけでなく、大脳
皮質の障害部分でα波自体が非常に弱く、δ波が多く出
ており、これにより判定が可能となる。

【００６１】さらに、（１）の眼球から視交叉までの視
神経の損傷の場合、両眼からノイズと光刺激を与えれ
ば、損傷を受けた側の後頭部の一次視覚野にだけ引き込
み現象が発生する。従って、一方の眼から光刺激を加
え、他方の眼からノイズを加えてどこにも引き込み現象
が起こらないことが判明してから、両眼にノイズと光刺
激を加えることで（１）の場合の損傷ということが分か
る。

【００６２】このように、引き込み現象の発生の有無、
どの位置に引き込みピークが現われたか、無刺激時の脳
波強さ、一方の眼にノイズ、他方の眼に光刺激を加えた
場合と、両眼からノイズと光刺激を加えて引き込み現象
をみた場合等の引き込み発現情報を記憶部９に格納して
おき、視覚障害判定部１２が抽出したパワースペクトル
分布の引き込みピーク位置と記憶部９に格納されている
視覚障害位置と引き込み発現情報との対応関係を参照
し、視覚障害位置を判定することができる。成人などで
は視野欠損等の問診を行うことができるが、幼児や零歳
児等では視覚障害位置をなかなか特定できなかったが、
本実施の形態３の脳波測定装置によれば容易且つ正確に
視覚障害位置を特定することができる。

【００６３】

【発明の効果】本発明の非同期光入力賦活による脳波測
定方法は、右眼と左眼に各々異なった信号が加えられる
ため、光刺激の強度は弱くても引き込み現象が誘発可能
になり、これによって「光原性てんかん」や「光過敏性
発作」を誘発することなく左右の眼への刺激で脳波の引
き込み状況を制御することが可能になり、引き込み部位
や引き込み周波数の情報を計測可能となる。補助賦活光
と光刺激とで確率共鳴現象が拡大して継続的な引き込み
現象が発生する。

【００６４】また、片側の眼からノイズ光を加えてノイ
ズ中で支配的な振動子をトリガとして確率共鳴現象によ
って引き込まれた脳波を発生させ、残りの片側の眼から
通常は引き込み現象を起こさないレベルの弱い光刺激を
加えることにより、ノイズと光刺激とで確率共鳴現象が
促進され同期が拡大して大局的な引き込み現象が発生す
る。補助賦活光としてノイズ光を加えるため補助賦活光
を測定毎に選択必要がなく、きわめて容易に測定が行え
る。

【００６５】また、ノイズ光と光刺激で引き込み現象を
発生させて測定電極ごとにパワースペクトル振幅を測定
し、無刺激時のパワースペクトル振幅の平均振幅で規格
化するため、測定電極（いいかえれば脳内の部位）によ
っては相対的にパワースペクトル振幅が小さく、引き込
みピークが小さくても、それぞれの測定電極（いいかえ
れば脳内の部位）で変化が強調され、引き込みピークの
位置を感度高く測定できる。

【００６６】そして、多くの脳波帯域のうちα波に注目
し、光刺激にα波を引き込んで確率共鳴現象を発生させ
て記憶や精神活動を行えば、記憶は促進され、精神活動
が高揚するし、β波やγ波に注目してβ波やγ波で引き
込み現象を起こせば、認知能力や認識過程等の脳機能を
明らかにできる。δ波は「てんかん」、θ波は老化現象
との関係が明らかにできる。また、α波、β波、γ波、
δ波、θ波を用いて非同期光入力賦活による脳波測定方
法で引き込み現象を発生させた場合、従来の光刺激のよ
うに緊張を招来し、気持ちが悪くなって最悪の場合「光
原性てんかん」や「光過敏性発作」を誘発するようなこ
とがなく、爽快感を得ながら脳機能を活性化することが
できる。

【００６７】さらに、視覚障害位置と引き込み発現情報
との対応関係をデータ化しておけば、障害位置を判定す
ることができる。

【００６８】本発明の脳波測定装置は、第２光照射部か
ら補助賦活光を加えて、第１光照射部から通常は引き込
み現象を起こさないレベルの弱い刺激を加えることによ
り、補助賦活光と光刺激とで脳波に確率共鳴現象が起こ
り、引き込み現象を発生させることができ、弱い光刺激
でも「光原性てんかん」を起こさずに計測でき、安価な
装置とすることができる。補助賦活光としてノイズ光を
加えるため補助賦活光を測定毎に選択必要がなく、装置
は簡単になり容易に測定が行える。

【００６９】そして、補助賦活光と光刺激で引き込み現
象を発生させて測定電極ごとにパワースペクトル振幅を
測定し、データ処理部が無刺激時のパワースペクトル振
幅の平均振幅で規格化するため、測定電極（脳内の部
位）によっては相対的にパワースペクトル振幅が小さく
ても、それぞれの測定電極（脳内の部位）で変化が強調
され、引き込みピークの位置を感度良く測定できる。

【００７０】さらに、視覚障害位置と引き込み発現情報
との対応関係をデータ化しておけば、可視化するのとは
異なり、被験者の視覚や聴覚等の脳内知覚状態を把握し
て治療に生かすことが可能になる。幼児や零歳児であっ
ても客観的に障害位置を判定することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】（ａ）本発明の実施の形態１における脳波測定
装置の構成図（ｂ）（ａ）の脳波測定装置で測定を行う測定電極の各
部位を示す図

【図２】（ａ）本発明の実施の形態１における脳波測定
装置の無刺激時の各電極部位と脳波波形対応図及びパワ
ースペクトル図（ｂ）本発明の実施の形態１における脳波測定装置の光
刺激時の各電極部位と脳波波形対応図及びパワースペク
トル図

【図３】（ａ）本発明の実施の形態１における脳波測定
装置の引き込み現象の光刺激強度依存性を示す図（ｂ）本発明の実施の形態１における脳波測定装置の引
き込みピークのスペクトル振幅の光ノイズ依存性を示す
図

【図４】（ａ）本発明の実施の形態１における脳波測定
装置の無刺激時の電極部位に対するパワースペクトル分
布図（ｂ）本発明の実施の形態１における脳波測定装置の刺
激周波数に対する引き込み現象分布図

【図５】本発明の実施の形態１における脳波測定装置の
パワースペクトル分布図と規格化された刺激周波数と規
格化された刺激周波数のパワースペクトル振幅の関係図

【図６】（ａ）本発明の実施の形態１における脳波測定
装置の無刺激時の電極部位に対する規格化されたパワー
スペクトル分布図（ｂ）本発明の実施の形態１における脳波測定装置の刺
激周波数に対する引き込み現象分布図

【図７】本発明の実施の形態２における脳波測定装置の
構成図

【図８】中枢神経から大脳皮質までの視覚路を示す図

【符号の説明】

１被験者２測定電極３ａ，３ｂ光照射部４検出処理制御部５電極箱６データ処理部７光刺激信号生成部８補助賦活信号生成部９記憶部１０印刷部１１入力部１２視覚障害判定部

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】注目する脳波の周波数帯域、その近傍も
しくはこの低調波あるいは高調波の刺激周波数をもつ光
刺激を被験者の一方の眼に加えるとともに、他方の眼に
は前記刺激周波数と周波数および位相が異なる補助賦活
光を加え、前記光刺激と前記補助賦活光で引き込み現象
を誘発して頭皮上に装着した測定電極で脳波を測定する
ことを特徴とする非同期光入力賦活による脳波測定方
法。
【請求項２】前記補助賦活光としてノイズ光を加える
ことを特徴とする請求項1記載の非同期光入力賦活によ
る脳波測定方法。
【請求項３】被験者の頭皮上に装着した測定電極ごと
に無刺激時の脳波を測定してパワースペクトル振幅の平
均振幅を算出し、さらに、注目する脳波の周波数帯域、その近傍もしくは
この低調波あるいは高調波の刺激周波数をもつ閾値以下
の強度の光刺激を被験者の一方の眼に加えるとともに、
他方の眼には補助賦活光を加え、前記光刺激と前記補助
賦活光で引き込み現象を誘発して前記測定電極ごとにパ
ワースペクトル振幅を測定し、該パワースペクトル振幅を無刺激時の平均パワースペク
トル振幅で規格化して、脳内のパワースペクトル分布を
刺激周波数に関して２次元図または３次元図として得る
ことを特徴とする非同期光入力賦活による脳波測定方
法。
【請求項４】注目する脳波の周波数帯域がα波、β
波、γ波、δ波、θ波のいずれかの周波数帯域であるこ
とを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の非同期
光入力賦活による脳波測定方法。
【請求項５】請求項３または４に記載された非同期光
入力賦活による脳波測定方法で得たパワースペクトル分
布に基づき、引き込み発現情報を抽出して視覚障害のあ
る中枢神経の部位を判定することを特徴とする視覚障害
判定方法。
【請求項６】被験者の頭皮上に装着されて脳波を検出
する測定電極と、一方の眼に光刺激を加える第１光照射部と、前記測定電極で検出された脳波から波形を整形して検出
電位を出力するとともに、前記第１光照射部を動作させ
る検出処理制御部と、前記検出処理制御部からの出力をＡＤ変換してスペクト
ル分析するデータ処理部と、前記データ処理部から出力されたデータを格納する記憶
部とを備えた脳波測定装置であって、前記検出処理制御部によって動作され、前記第１光照射
部と独立に他方の眼に補助賦活光を加えるための第２光
照射部と、注目する脳波の周波数帯域、その近傍もしくはこの低調
波あるいは高調波の刺激周波数をもつ閾値以下の強度の
光刺激を前記第１光照射部から照射するための制御信号
を生成する光刺激信号生成部と、前記第２光照射部から補助賦活光を照射させるための制
御信号を生成する補助賦活信号生成部とが設けられ、前記検出処理制御部が、前記光刺激信号生成部で生成し
た制御信号に基づいて光刺激を前記第１光照射部から照
射させ、且つ前記補助賦活信号生成部で生成した制御信
号に基づいて第２光照射部から補助賦活光を照射させる
ことを特徴とする脳波測定装置。
【請求項７】前記補助賦活光がノイズ光であり、且つ
前記補助賦活信号生成部がノイズ信号生成部であること
を特徴とする請求項６記載の脳波測定装置。
【請求項８】無刺激時に、前記検出処理制御部が前記
第１光照射部と前記第２光照射部を停止して脳波を前記
測定電極で検出するとともに、前記データ処理部がパワ
ースペクトル振幅の平均振幅を算出し、光刺激時には、前記検出処理制御部が前記第１光照射部
から光刺激を行い、第２光照射部から補助賦活光を照射
して前記測定電極ごとにパワースペクトル振幅を測定
し、前記データ処理部がパワースペクトル振幅を前記無
刺激時の平均パワースペクトル振幅で規格化して、脳内
のパワースペクトル分布を得ることを特徴とする請求項
６または７記載の脳波測定装置。
【請求項９】引き込み発現情報に基づいて視覚障害位
置を判定する視覚障害判定部を備え、前記記憶部には視覚障害位置と引き込み発現情報との対
応関係が格納され、該視覚障害判定部が、検出した引き込み発現情報と前記
記憶部に格納されている視覚障害位置と引き込み発現情
報との対応関係から視覚障害位置を判定することを特徴
とする請求項６または７記載の脳波測定装置。