JP2018057510A - Stress evaluation device and method - Google Patents

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PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a stress measuring device capable of quantitatively evaluating stress by a method in which a burden on a subject is further reduced.SOLUTION: A stress evaluation device for evaluating a stress state of a subject includes: signal acquisition means for acquiring a brain potential signal from one electrode attached to a frontal region of a subject; and arithmetic means for calculating a power spectrum from the brain potential signal acquired by the signal acquisition means within a predetermined time, determining an index value for evaluating a stress state by calculating a ratio of a total value of power of each frequency in a first frequency band including the δ wave band to a total value of power of each frequency in a second frequency band including a frequency band higher than the first frequency band, which is different from the first frequency band, and evaluating the stress state of the subject based on the index value and a reference index value which is an index value as a reference set beforehand.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明は、ストレス評価装置及び方法に関し、特に脳電位に基づいてストレス状態を評価するストレス評価装置及び方法に関する。   The present invention relates to a stress evaluation apparatus and method, and more particularly to a stress evaluation apparatus and method for evaluating a stress state based on brain potential.

従来、労務管理等の現場で従業員の精神的ストレスを推定する方法としては、問診票によりチェックする方法が主に用いられてきた。しかしながら、問診票によるチェックは主観的要素が強いため、被験者の打算によりストレス被害を装う場合やストレス被害を隠蔽する場合には、誤った判断がなされるという問題があり、より客観的な評価方法の開発が望まれている。   Conventionally, as a method for estimating the mental stress of an employee in the field of labor management or the like, a method of checking with an questionnaire is mainly used. However, since the check by the questionnaire has a strong subjective factor, there is a problem that a wrong judgment is made when disguising the stress damage by concealing the subject or concealing the stress damage, and a more objective evaluation method Development is desired.

脳が悲しみや恐怖といった精神的ストレスを受けると、情動の中枢である大脳辺縁系に大きな影響が及ぶが、一次的な情動反応は、主として、扁桃体部分で生成されると考えられる。例えば、非特許文献1には、ペットを亡くした20名の被験者に当該ペットに関連する言語的タスクを課してfMRIで活動部位を調査した結果、悲しみや忌避に対応して扁桃体を中心とした部分に優位な活性が観測されることが開示されている。この一次的な神経活動は、同じく大脳辺縁系の中にある視床下部の神経核に働きかけ、交換神経及び副交感神経からなる自律神経系を介して、二次的な生理反応(例えば血圧や、脈拍、瞳孔反応等)を惹き起こすことが知られている。また二次的な反応は前頭部にもおよび、側坐核を中心とした「喜びの中枢」としての自己報酬系の活動を抑制することが知られている。更には、精神疾患により喜びの感情が低下した被験者では、側坐核の活動低下とともに、前帯状皮質の脳波(EEG)のδ成分が増加することが知られている(非特許文献2)。   When the brain is subjected to mental stress such as sadness or fear, the limbic system, which is the center of emotions, is greatly affected, but primary emotional responses are thought to be generated mainly in the amygdala. For example, in Non-Patent Document 1, as a result of investigating active sites by fMRI by imposing language tasks related to the pets on 20 subjects who lost their pets, focusing on amygdala in response to sadness and avoidance It is disclosed that a superior activity is observed in the portion. This primary nerve activity acts on the hypothalamic nucleus, also in the limbic system, and through the autonomic nervous system consisting of the exchange and parasympathetic nerves (for example, blood pressure, It is known to cause a pulse, a pupil reaction, etc.). In addition, it is known that the secondary reaction extends to the frontal region and suppresses the activity of the self-reward system as the “centre of joy” centering on the nucleus accumbens. Furthermore, it is known that in subjects whose joy emotions have decreased due to mental illness, the δ component of the electroencephalogram (EEG) of the anterior cingulate cortex increases with the activity of the nucleus accumbens (Non-patent Document 2).

このような、ストレスに関係した脳内活動の生理学的な変化をPETやfMRI法で観測すれば、ストレスの客観的評価がより正確に行えるものと期待される。しかし同位元素を使ったPETでは、装置が大がかりなことのみならず、測定に放射線被曝を伴うため、繰り返しの測定が必要なストレス検査には不向きである。また、fMRI法では、強磁場および高周波電磁界に被験者をさらすため、ペースメーカや、金属製補綴材等を体内に有する被験者には使用できないのみならず、強磁場発生のための大がかりな装置が必要であり、使用環境が大幅に限定される。これらの測定法の代わりに用いることができるMEG(Magneto-encephalogram)法においても、強固な磁気シールドが必要であるのみならず、超電導を実現するための冷却装置を必要とするなど、大規模かつ高価な測定装置が必要である。   If such physiological changes in brain activity related to stress are observed by PET or fMRI, it is expected that objective evaluation of stress can be performed more accurately. However, PET using an isotope is not suitable for a stress test that requires repeated measurements because it involves not only a large apparatus but also radiation exposure. In addition, in the fMRI method, the subject is exposed to a strong magnetic field and a high-frequency electromagnetic field. Therefore, the fMRI method cannot be used for a subject having a pacemaker or a metal prosthesis in the body, and a large-scale device for generating a strong magnetic field is required. The usage environment is greatly limited. The MEG (Magneto-encephalogram) method, which can be used in place of these measurement methods, not only requires a strong magnetic shield but also requires a cooling device for realizing superconductivity, An expensive measuring device is required.

これに対して、頭皮上から観測される脳電位(脳波)による脳内活動の生理学的な変化の測定は、大がかりな装置を必要としないため、広く臨床現場で使用されてきた。   On the other hand, measurement of physiological changes in brain activity due to brain potential (electroencephalogram) observed from the scalp has been widely used in clinical settings because it does not require a large-scale device.

頭皮上の電位分布を多数の電極によって観測する一般的な臨床現場では、国際10-20法における19個の電極を用いて観測される脳電位を、ペンレコーダあるいはコンピュータ内のメモリに記録することが行われてきた。例えば、頭皮上で観測される脳電位を脳内部に仮定した等価ダイポール電源によって生成されるものと仮定し、頭皮上の脳電位分布から、等価ダイポール電源の位置、方向、電流値を逆推定する「ダイポール推定法」によって等価表現する方式が開発されてきた(非特許文献3)。この方法においては、頭皮上の電位分布から脳内部のダイポールを逆推定するため、多次元空間内での探索作業を伴う大規模な演算を必要とするのみならず、安定な解を得るために多数の電極数を必要としていた。   In a general clinical field where the potential distribution on the scalp is observed with a large number of electrodes, the brain potential observed using 19 electrodes in the international 10-20 method is recorded in a pen recorder or a memory in a computer. Has been done. For example, assuming that the brain potential observed on the scalp is generated by an equivalent dipole power source that assumes the brain inside the brain, the position, direction, and current value of the equivalent dipole power source are inversely estimated from the brain potential distribution on the scalp. A method of equivalent expression using a “dipole estimation method” has been developed (Non-patent Document 3). In this method, in order to reversely estimate the dipole inside the brain from the potential distribution on the scalp, not only a large-scale operation involving a search operation in a multidimensional space is required, but also a stable solution is obtained. A large number of electrodes was required.

他方、頭皮上に配置した10個の電極から観測される脳電位を用いて、被験者の感性状態を推定する方法も行われてきた(非特許文献6、7)。具体的には、各2電極間で観測される電位間の相関を102=45個の相互相関関数で評価し、更にこれを脳電位のθ、α、βのそれぞれの帯域ごとに評価し、合計45×3=135個のパラメータで表現する方式が用いられてきた。しかしながら、この方法においても、最低10個の電極を必要とするため、計測中に電極の接触を安定に保つことが困難であった。 On the other hand, a method for estimating the sensitivity state of a subject using brain potentials observed from 10 electrodes arranged on the scalp has also been performed (Non-Patent Documents 6 and 7). Specifically, the correlation between the potentials observed between the two electrodes is evaluated with 10 C 2 = 45 cross-correlation functions, and this is evaluated for each of the brain potential θ, α, and β bands. However, a method of expressing with a total of 45 × 3 = 135 parameters has been used. However, even in this method, since at least 10 electrodes are required, it is difficult to keep the electrode contact stable during measurement.

Peter J. Freed, Ted K.Yanagihara, Joy Hirsch, and J. John Mann, “Neural mechanism of grief regulation”, Biol. Psychiatry, vol.66, no.1, pp.33-40, July 2009.Peter J. Freed, Ted K. Yanagihara, Joy Hirsch, and J. John Mann, “Neural mechanism of grief regulation”, Biol. Psychiatry, vol.66, no.1, pp.33-40, July 2009. Jan Wacker, Daniel G. Dillon, Diego A. Pissagalli, “The role of the nucleus accumbens and rostral anterior cingulate cortex in anhedonia: Integration of resting EEG, fMRI, and Volumetric Techniques, Neuroimage, vol.46, no.1, pp.327-337, May 2009.Jan Wacker, Daniel G. Dillon, Diego A. Pissagalli, “The role of the nucleus accumbens and rostral anterior cingulate cortex in anhedonia: Integration of resting EEG, fMRI, and Volumetric Techniques, Neuroimage, vol.46, no.1, pp .327-337, May 2009. J. Hara, W. R. Shankle and T. Musha, Cortical Atrophy in Alzheimer's Disease Unmasks Electrically Silent Sulci and Lowers EEG Dipolarity, IEEE Trans. Biomed. Eng., vol.46, no.8, 905-910, 1999.J. Hara, W. R. Shankle and T. Musha, Cortical Atrophy in Alzheimer's Disease Unmasks Electrically Silent Sulci and Lowers EEG Dipolarity, IEEE Trans. Biomed. Eng., Vol. 46, no. 8, 905-910, 1999. 武者利光「「こころ」を測る」日経サイエンス 4月号 20-29(1996)Toshimitsu Takeshi “Measuring“ Kokoro ”” Nikkei Science April 20-29 (1996) T. Musha, Y. Terasaki, H. A. Haque, and G. A. Ivamitsky, “Feature extraction from EEGs associated with emotions,” Artif. Life Robot., 1(1): 15-19, 1997.T. Musha, Y. Terasaki, H. A. Haque, and G. A. Ivamitsky, “Feature extraction from EEGs associated with emotions,” Artif. Life Robot., 1 (1): 15-19, 1997.

このように精神的なストレスを評価する装置としては、比較的簡易に構成可能な脳電位に基づいてストレスを評価する装置が好ましいが、上記のアプローチは、いずれも頭皮上に多数の電極を必要とするものであり、被験者への大きい負担となっていた。   As a device for evaluating mental stress, a device that evaluates stress based on a brain potential that can be configured relatively easily is preferable. However, each of the above approaches requires a large number of electrodes on the scalp. This was a heavy burden on the subject.

本発明は、このような課題を解決するためになされたものであり、被験者への負担をより低減させた方法により、ストレスを定量的に評価することが可能なストレス評価装置を提供することを主目的とする。   The present invention has been made to solve such a problem, and provides a stress evaluation apparatus capable of quantitatively evaluating stress by a method that further reduces the burden on the subject. Main purpose.

上記の課題は以下の特徴を有する本発明によって解決される。すなわち、本発明の一態様としてのストレス評価装置は、被験者のストレス状態を評価するためのストレス評価装置であって、前記被験者の前頭部に取り付けられた1つの電極から脳電位信号を取得する信号取得手段と、前記信号取得手段により所定時間内において取得された脳電位信号からパワースペクトルを算出し、δ波帯域を含む第1の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値の、該第1の周波数帯域より高い周波数帯域を含み該第1の周波数帯域とは異なる第2の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値に対する比率を計算することによりストレス状態評価のための指標値を決定し、当該指標値と、予め設定された基準となる指標値である基準指標値とに基づいて前記被験者のストレス状態を評価する演算手段と、を備えることを特徴とする。   The above problem is solved by the present invention having the following features. That is, the stress evaluation apparatus as one aspect of the present invention is a stress evaluation apparatus for evaluating the stress state of a subject, and acquires a brain potential signal from one electrode attached to the frontal region of the subject. A power acquisition unit for calculating a power spectrum from the brain potential signal acquired within a predetermined time by the signal acquisition unit, and calculating the total value of the power of each frequency in the first frequency band including the δ wave band. An index value for stress state evaluation is determined by calculating a ratio with respect to a total value of power of each frequency in a second frequency band including a frequency band higher than one frequency band and different from the first frequency band. And calculating means for evaluating the stress state of the subject based on the index value and a reference index value that is a preset index value. And features.

また、本発明の一態様として、好ましくは、前記基準指標値は、複数の被験者の安静時及びストレス時の脳電位信号に基づいて決定された前記指標値の安静時及びストレス時のそれぞれの平均値及び標準偏差であり、前記演算手段は、安静時及びストレス時のそれぞれの平均値及び標準偏差を用いて、前記被験者の脳電位信号に基づいて決定された前記指標値のZスコアをそれぞれ算出し、それぞれのZスコアの大きさの組み合わせから前記被験者のストレス状態を評価する。   Also, as one aspect of the present invention, preferably, the reference index value is an average of each of the index values determined at rest and stress times determined based on brain potential signals at rest and stress of a plurality of subjects. The calculation means calculates the Z score of the index value determined based on the brain potential signal of the subject using the average value and standard deviation at rest and stress, respectively. Then, the stress state of the subject is evaluated from the combination of the magnitudes of the respective Z scores.

また、本発明の一態様として、好ましくは、前記基準指標値は、過去に前記被験者の脳電位信号に基づいて算出された複数の前記指標値であり、前記演算手段は、前記被験者の脳電位信号に基づいて決定された前記指標値を、過去に前記被験者の脳電位信号に基づいて決定された複数の前記指標値と比較することによりストレス状態を評価する。   Also, as one aspect of the present invention, preferably, the reference index value is a plurality of index values calculated in the past based on the brain potential signal of the subject, and the computing means is the brain potential of the subject. The stress state is evaluated by comparing the index value determined based on the signal with a plurality of the index values previously determined based on the brain potential signal of the subject.

また、本発明の一態様として、好ましくは、前記第1の周波数帯域は1〜4Hzであり、前記第2の周波数帯域は4〜20Hzである。   Moreover, as one aspect of the present invention, preferably, the first frequency band is 1 to 4 Hz, and the second frequency band is 4 to 20 Hz.

また、本発明の一態様として、好ましくは、前記信号取得手段は、前記被験者の国際10−20法におけるF7の部位又は該部位の半径30mm以内に取り付けられた1つの電極から脳電位信号を取得する。   Also, as one aspect of the present invention, preferably, the signal acquisition means acquires a brain potential signal from a part of F7 in the subject's international 10-20 method or one electrode attached within a radius of 30 mm of the part. To do.

本発明の一態様としてのストレス評価方法は、被験者のストレス状態を評価するためのストレス評価方法であって、前記被験者の前頭部に取り付けられた1つの電極から脳電位信号を取得するステップと、前記信号取得手段により所定時間内に取得された脳電位信号からパワースペクトルを算出するステップとδ波帯域を含む第1の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値の、該第1の周波数帯域より高い周波数帯域を含み該第1の周波数帯域とは異なる第2の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値に対する比率を計算することによりストレス状態評価のための指標値を決定するステップと、前記指標値と、予め設定された基準となる指標値である基準指標値とに基づいて前記被験者のストレス状態を評価するステップと、を有することを特徴とする。   A stress evaluation method according to an aspect of the present invention is a stress evaluation method for evaluating a stress state of a subject, the step of acquiring a brain potential signal from one electrode attached to the forehead of the subject; The first frequency of the step of calculating the power spectrum from the brain potential signal acquired within a predetermined time by the signal acquisition means and the total value of the power of each frequency within the first frequency band including the δ wave band Determining an index value for stress condition evaluation by calculating a ratio to a total value of power of each frequency in a second frequency band that includes a frequency band higher than the band and is different from the first frequency band; And evaluating the stress state of the subject based on the index value and a reference index value that is a preset index value. The features.

本発明によれば、被験者への負担をより低減させた方法により、ストレスを定量的に評価することができる。   According to the present invention, stress can be quantitatively evaluated by a method that further reduces the burden on the subject.

本発明の第1の実施形態のストレス評価装置の概略構成図である。It is a schematic block diagram of the stress evaluation apparatus of the 1st Embodiment of this invention. 本発明の実施形態による脳電位センサの電極の取り付け位置を示す図である。It is a figure which shows the attachment position of the electrode of the brain potential sensor by embodiment of this invention. 本発明の第1の実施形態のストレス評価装置の機能ブロック図である。It is a functional block diagram of the stress evaluation apparatus of the 1st Embodiment of this invention. 本発明の第1の実施形態の電子装置120がストレス状態を評価する情報処理を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the information processing which the electronic device 120 of the 1st Embodiment of this invention evaluates a stress state. 評価対象脳電位データの1つの例示である。It is one example of evaluation object brain potential data. 評価対象脳電位データから算出されたパワースペクトルの1つの例示である。It is one example of the power spectrum calculated from the evaluation object brain potential data. F7の電極における安静開眼1のパワーをベースラインとした4つの状態(タスク1、タスク2、安静開眼2、安静開眼3)のパワーの周波数ごとの被験者20名の平均値と標準偏差を示す図である。The figure which shows the average value and standard deviation of 20 test subjects for every frequency of power of four states (task 1, task 2, resting eyes 2 and resting eyes 3) based on the power of resting eyes 1 at the electrode of F7. It is. F7の電極におけるストレス状態のパワーと安静状態のパワーの差を標準化したパワースペクトルを示す図である。It is a figure which shows the power spectrum which standardized the difference of the power of the stress state and the power of a rest state in the electrode of F7. 図2に示す21電極において、各被験者におけるタスク1のパワーから安静開眼1のパワーを引いた値を各周波数で算出し、周波数及び電極配置位置ごとに、算出された値の被験者20名の平均値を示す図である。In the 21 electrodes shown in FIG. 2, a value obtained by subtracting the power of the resting eye 1 from the power of task 1 in each subject is calculated at each frequency, and the average of the calculated values of 20 subjects for each frequency and electrode placement position. It is a figure which shows a value. 図2に示す21電極における図7のパワースペクトルを、周波数及び電極配置位置ごとに示す図である。It is a figure which shows the power spectrum of FIG. 7 in 21 electrodes shown in FIG. 2 for every frequency and electrode arrangement position. 第2の実施形態の他の実施例によるストレス評価装置100の概略構成図である。It is a schematic block diagram of the stress evaluation apparatus 100 by the other Example of 2nd Embodiment. 本発明の第2の実施形態の他の実施例によるストレス評価装置100の帽子装着型電極の外観概要図である。It is an outline outline figure of a hat wearing type electrode of stress evaluation device 100 by other examples of a 2nd embodiment of the present invention. 図12に示すストレス評価装置100の基準電位測定用の導電性ゴム電極概要図を示す図である。It is a figure which shows the conductive rubber electrode schematic diagram for the reference potential measurement of the stress evaluation apparatus 100 shown in FIG. 中心部にダイポール電流源を持つ均一球モデル表面の電位を示す図である。It is a figure which shows the electric potential of the uniform sphere model surface which has a dipole current source in center part. 中心部にダイポール電流源を持つ均一球モデル表面の電位を示す図である。It is a figure which shows the electric potential of the uniform sphere model surface which has a dipole current source in center part. 中心部にダイポール電流源を持つ均一球モデル表面の電位を示す図である。It is a figure which shows the electric potential of the uniform sphere model surface which has a dipole current source in center part. 中心部にダイポール電流源を持つ均一球モデル表面の電位を示す図である。It is a figure which shows the electric potential of the uniform sphere model surface which has a dipole current source in center part. 遅延パラメータ空間上のプロットを示す図である。It is a figure which shows the plot on delay parameter space. 中心部にダイポール電流源を持つ均一球モデル表面における各電極A、B、Cの電位の時間発展を示す図である。It is a figure which shows the time evolution of the electric potential of each electrode A, B, C in the surface of a uniform sphere model which has a dipole current source in the center. 本発明の第2の実施形態の電子装置120が3重相関値Sを算出する情報処理を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the information processing in which the electronic apparatus 120 of the 2nd Embodiment of this invention calculates the triple correlation value S. 本発明の第2の実施形態の電子装置120により作成された、2つの遅延パラメータ(τ1、τ2)が形成する特徴空間上における被験者Aの3重相関値分布の疑似3次元表示を示す図である。The figure which shows the pseudo | simulation three-dimensional display of the triple correlation value distribution of the test subject A on the feature space which the two delay parameters ((tau) 1, (tau) 2) which produced by the electronic device 120 of the 2nd Embodiment of this invention forms. is there. 本発明の第2の実施形態の電子装置120により作成された、2つの遅延パラメータ(τ1、τ2)が形成する特徴空間上における被験者Bの3重相関値分布の疑似3次元表示を示す図である。The figure which shows the pseudo | simulation three-dimensional display of the triple correlation value distribution of the test subject B on the feature space which the two delay parameters ((tau) 1, (tau) 2) which produced by the electronic device 120 of the 2nd Embodiment of this invention forms. is there. 図21の3次元表示の図を上から見た図であって、3つの信号が同符号をとる領域を白で表し、3つの信号のいずれか1つの符号が異なる領域を黒で表した図である。FIG. 22 is a view of the three-dimensional display diagram of FIG. 21 as viewed from above, in which a region where three signals have the same sign is expressed in white, and a region where any one of the three signals is different is expressed in black. It is. 図22の3次元表示の図を上から見た図であって、3つの信号が同符号をとる領域を白で表し、3つの信号のいずれか1つの符号が異なる領域を黒で表した図である。The figure which looked at the figure of the three-dimensional display of FIG. 22 from the top, Comprising: The area | region where three signals have the same code | symbol is represented in white, The area | region where any one code | symbol of three signals differs is represented in black It is. 図23、図24より指標SDを算出するときの白の四角形の領域間の縦横方向の各距離dxi(i=1、2、…、m)、dyj(j=1、2、…、n)を説明する図である。23 and 24, the distances dxi (i = 1, 2,..., M), dyj (j = 1, 2,..., N) between the white square regions when calculating the index SD from FIG. FIG.

以下、図面を参照して、本発明の実施形態によるストレス評価装置について説明する。   Hereinafter, a stress evaluation apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.

[第1の実施形態]
本発明の第1の実施形態の技術的特徴の1つは、β波帯域(13Hz以上)ではなく、δ波帯域(1〜4Hz)やθ波帯域(4〜8Hz)のような低い周波数帯の脳波を用いてストレス状態を評価することである。一般的に、後頭部において、ストレス時にはβ波が増大し、リラックス時にはθ波、α波が増大していると言われているが、後頭部の脳波は、髪の毛が邪魔をするため、脳波計測が不慣れな一般の人には、ノイズのない綺麗な脳波を測定することは困難である。そこで、本発明の第1の実施形態のストレス評価装置は、前頭部(好ましくはF7)に当接した1つの電極から観測されるδ波帯域(又はδ波帯域及びθ波帯域の下部帯域)の相対パワーの大小によりストレス状態を評価する。ここで相対パワーとは、例えば、θ波帯域〜β波帯域を含む広帯域の脳波のパワーに対する、δ波帯域のパワーの比率である。以下に具体的な構成等を説明する。
[First Embodiment]
One of the technical features of the first embodiment of the present invention is not a β wave band (13 Hz or more) but a low frequency band such as a δ wave band (1 to 4 Hz) or a θ wave band (4 to 8 Hz). It is to evaluate the stress state using the EEG. In general, it is said that in the occipital region, β waves increase during stress, and θ waves and α waves increase during relaxation. It is difficult for ordinary people to measure clean brain waves without noise. Therefore, the stress evaluation apparatus according to the first embodiment of the present invention has the δ wave band (or the lower band of the δ wave band and the θ wave band) observed from one electrode in contact with the frontal head (preferably F7). ) The stress state is evaluated by the relative power level. Here, the relative power is, for example, the ratio of the power of the δ wave band to the power of a wide-band brain wave including the θ wave band to the β wave band. A specific configuration and the like will be described below.

[装置概要]
図1は、本発明の第1の実施形態のストレス評価装置100の概略構成図である。ストレス評価装置100は、脳電位センサ110と、電子装置120と、を含む。
[Device Overview]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a stress evaluation apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention. The stress evaluation device 100 includes a brain potential sensor 110 and an electronic device 120.

脳電位センサ110は、1つの電極111と、電極111で測定された脳電位信号(脳波データ)を電子装置120へ送信する通信部(図示せず)とを含む。電極111は、頭部に接触して取り付けられ、脳機能活動に基づく脳電位信号を測定する。好ましくは、脳電位センサ110は、図1に示すように、被験者が頭部に装着したときに前頭部に電極が当接するように予め電極が配置されたヘッドギア型の脳電位センサである。例えば、脳電位センサ110は、MUSE社製の脳波計である。脳電位センサ110は、予め電極が配置されたキャップやヘルメット型等であってもよい。また脳電位センサ110は、基準電極(図示せず)を更に含む。基準電極は不感電極として使用され、例えば耳朶に取り付けられる電極である。   The brain potential sensor 110 includes one electrode 111 and a communication unit (not shown) that transmits a brain potential signal (electroencephalogram data) measured by the electrode 111 to the electronic device 120. The electrode 111 is attached in contact with the head and measures a brain potential signal based on brain functional activity. Preferably, as shown in FIG. 1, the brain potential sensor 110 is a headgear type brain potential sensor in which electrodes are arranged in advance so that the electrodes come into contact with the forehead when the subject wears the head. For example, the electroencephalogram sensor 110 is an electroencephalograph manufactured by MUSE. The brain potential sensor 110 may be a cap or a helmet type in which electrodes are arranged in advance. The brain potential sensor 110 further includes a reference electrode (not shown). The reference electrode is used as a dead electrode, for example, an electrode attached to the earlobe.

本発明の実施形態においては、図2に示すような国際10−20法の電極配置にFpz(Fp1、Fp2の中間点として定義)、Oz(O1、O2の中間点として定義)を加えた電極配置のうちのいずれかの位置に電極111は配置される。後述するように、好ましくは、脳電位センサ110は、被験者が頭部に脳電位センサ110を装着したときに、電極111が国際10−20法におけるF7の部位又はF7の部位の近傍半径30mm以内に配置されるように構成される。この場合、電極111は、被験者のF7の部位又はF7の部位の半径30mm以内から取得される脳電位信号を取得する。   In the embodiment of the present invention, an electrode arrangement obtained by adding Fpz (defined as an intermediate point between Fp1 and Fp2) and Oz (defined as an intermediate point between O1 and O2) to the electrode arrangement of the international 10-20 method as shown in FIG. The electrode 111 is arranged at any position in the arrangement. As will be described later, preferably, the brain potential sensor 110 is configured such that when the subject wears the brain potential sensor 110 on the head, the electrode 111 is within a radius of 30 mm in the vicinity of the F7 site or the F7 site in the international 10-20 method. Configured to be arranged. In this case, the electrode 111 acquires the brain potential signal acquired from within the radius of 30 mm of the F7 part or the F7 part of the subject.

通信部は無線通信を行い、電極111で取得された脳電位信号を電子装置120へ送信する。ただし、イーサネット(登録商標)ケーブル、USBケーブル等を用いた有線通信を行うこともできる。脳電位センサ110は複数の電極111を有し、そのうちの1つの電極111で測定された脳電位信号を、通信部が電子装置120へ送信するように構成することもできる。   The communication unit performs wireless communication and transmits the brain potential signal acquired by the electrode 111 to the electronic device 120. However, wired communication using an Ethernet (registered trademark) cable, a USB cable, or the like can also be performed. The brain potential sensor 110 includes a plurality of electrodes 111, and the communication unit may be configured to transmit a brain potential signal measured by one of the electrodes 111 to the electronic device 120.

電子装置120は処理部121、表示部122、入力部123、記憶部124、及び通信部125を備える。これらの各構成部はバス126によって接続されるが、それぞれが必要に応じて個別に接続される形態であってもかまわない。   The electronic device 120 includes a processing unit 121, a display unit 122, an input unit 123, a storage unit 124, and a communication unit 125. Each of these components is connected by the bus 126, but each of them may be individually connected as necessary.

電子装置120は、好ましくはスマートフォンであるが、一般的なコンピュータやタブレット型コンピュータなどとすることもできる。   The electronic device 120 is preferably a smartphone, but may be a general computer or a tablet computer.

処理部121は、電子装置120が備える各部を制御するプロセッサ(例えばCPU)を備えており、記憶部124(例えばメインメモリ)をワーク領域として各種処理を行う。表示部122は、処理部121の制御に従って、ユーザに対して画面を表示するものであり、例えば液晶ディスプレイから構成される。   The processing unit 121 includes a processor (for example, a CPU) that controls each unit included in the electronic device 120, and performs various processes using the storage unit 124 (for example, a main memory) as a work area. The display unit 122 displays a screen for the user according to the control of the processing unit 121, and is configured by a liquid crystal display, for example.

入力部123は、電子装置に対するユーザからの入力を受け付けるものであり、例えば、タッチパネル、タッチパッド、キーボード、又はマウスである。記憶部124は、ハードディスク、メインメモリ、及びバッファメモリを含む。ハードディスクにはプログラムが記憶される。ただしハードディスクは、情報を格納できるものであればいかなる不揮発性ストレージ又は不揮発性メモリであってもよく、着脱可能なものであっても構わない。また例えば電子装置120がスマートフォンである場合はROM及びRAMを含む。記憶部124には、プログラムや当該プログラムの実行に伴って参照され得る各種のデータが記憶される。   The input unit 123 receives an input from the user to the electronic device, and is, for example, a touch panel, a touch pad, a keyboard, or a mouse. The storage unit 124 includes a hard disk, a main memory, and a buffer memory. A program is stored in the hard disk. However, the hard disk may be any non-volatile storage or non-volatile memory as long as it can store information, and may be removable. For example, when electronic device 120 is a smart phone, ROM and RAM are included. The storage unit 124 stores a program and various types of data that can be referred to when the program is executed.

通信部125は無線通信を行い、脳電位センサからの脳電位信号を受信し、記憶部124に格納する。ただし、イーサネット(登録商標)ケーブル、USBケーブル等を用いた有線通信を行うこともできる。   The communication unit 125 performs wireless communication, receives a brain potential signal from the brain potential sensor, and stores it in the storage unit 124. However, wired communication using an Ethernet (registered trademark) cable, a USB cable, or the like can also be performed.

図3は本発明の第1の実施形態のストレス評価装置100の機能ブロック図である。ストレス評価装置100は、信号取得手段301と、演算手段302とを備える。   FIG. 3 is a functional block diagram of the stress evaluation apparatus 100 according to the first embodiment of this invention. The stress evaluation apparatus 100 includes a signal acquisition unit 301 and a calculation unit 302.

信号取得手段301は、被験者の頭部に取り付けられた電極を用いて脳からの脳電位信号を取得する機能を有するものであり、脳電位センサ110は1つの例示である。信号取得手段301は、好ましくは、被験者の前頭部に取り付けられた1つの電極から脳電位信号を取得する機能を有する。   The signal acquisition means 301 has a function of acquiring a brain potential signal from the brain using an electrode attached to the subject's head, and the brain potential sensor 110 is one example. The signal acquisition unit 301 preferably has a function of acquiring a brain potential signal from one electrode attached to the frontal portion of the subject.

演算手段302は、信号取得手段301により取得された脳電位信号に基づいてストレス状態を評価する機能を有する。演算手段302は、プログラムを電子装置120に実行させることで実現される。1つの例では、電子装置120がスマートフォンである場合、プログラムである専用のアプリがダウンロードされて起動されると、演算手段302の機能が実現される。   The calculation unit 302 has a function of evaluating a stress state based on the brain potential signal acquired by the signal acquisition unit 301. The computing means 302 is realized by causing the electronic device 120 to execute a program. In one example, when the electronic device 120 is a smartphone, the function of the computing unit 302 is realized when a dedicated application that is a program is downloaded and activated.

[情報処理]
図4は、本発明の第1の実施形態の電子装置120がストレス状態を評価する情報処理を示すフローチャートである。ここでは、脳電位センサ110はF7の部位に取り付けられる1つの電極111を有し、電子装置120は当該電極111において取得される脳電位信号を受信する。
[Information processing]
FIG. 4 is a flowchart illustrating information processing for evaluating the stress state by the electronic device 120 according to the first embodiment of this invention. Here, the brain potential sensor 110 has one electrode 111 attached to the site F7, and the electronic device 120 receives a brain potential signal acquired at the electrode 111.

ステップ401において、ストレス状態を評価する対象の時間(評価対象時間)内において脳電位センサから受信される脳電位信号を、評価対象脳電位データ(デジタルデータ)として記憶部124に記憶する。評価対象時間を分けることにより、評価対象時間に応じた複数の評価対象脳電位データを記憶することができるが、ここでは1つの評価対象脳電位データについて説明する。評価対象時間は2分以上とすることが好ましく、2分とすることもできるし、5分とすることもできる。   In step 401, the brain potential signal received from the brain potential sensor within the time to evaluate the stress state (evaluation target time) is stored in the storage unit 124 as evaluation target brain potential data (digital data). By dividing the evaluation target time, it is possible to store a plurality of evaluation target brain potential data corresponding to the evaluation target time. Here, one evaluation target brain potential data will be described. The evaluation target time is preferably 2 minutes or more, and can be 2 minutes or 5 minutes.

なお、本ステップにおいて、電子装置120は、脳電位センサ110から受信された脳電位信号から公知の方法により瞬き等による脳波以外の過大生体ノイズを除去した後で記憶する。好ましくは、これらのノイズ除去後に、所定の周波数帯域、例えば0〜50Hzを抽出し、評価対象脳電位データを記憶する。図5は、評価対象脳電位データの1つの例示であり、横軸は時間であり、縦軸は電圧である。   In this step, the electronic device 120 removes excessive biological noise other than brain waves due to blinking or the like from the brain potential signal received from the brain potential sensor 110 by a known method, and stores it. Preferably, after removing these noises, a predetermined frequency band, for example, 0 to 50 Hz is extracted, and evaluation target brain potential data is stored. FIG. 5 is one example of the brain potential data to be evaluated, the horizontal axis is time, and the vertical axis is voltage.

続いてステップ402において、評価対象脳電位データに対して離散フーリエ変換を行い、各離散フーリエ係数の2乗(2乗平均値)を計算することにより、パワースペクトルを算出する。   Subsequently, in step 402, a power spectrum is calculated by performing discrete Fourier transform on the evaluation target brain potential data and calculating the square (square mean value) of each discrete Fourier coefficient.

図6は、評価対象脳電位データから算出されたパワースペクトルの1つの例示であり、横軸は周波数であり、縦軸はパワーである。パワースペクトルにおいては、周波数分解能Δfの整数倍の周波数点ごとに、離散的に値(パワー)を有する。1つの例では、Δf=1.56Hzである。   FIG. 6 is an example of the power spectrum calculated from the brain potential data to be evaluated, where the horizontal axis is frequency and the vertical axis is power. In the power spectrum, a value (power) is discretely provided for each frequency point that is an integral multiple of the frequency resolution Δf. In one example, Δf = 1.56 Hz.

パワースペクトルは、δ波と、θ波〜β波領域の少なくとも一部を含む広帯域脳波とを含む周波数帯域において算出される。1つの例では、パワースペクトルは0〜20Hzで算出され、Δf=1.56Hzである場合、1.56Hz、3.12Hz、4.68Hz、…、及び18.72Hz(1.56Hz〜18.72Hz)においてパワーを有するパワースペクトルが算出される。   The power spectrum is calculated in a frequency band including a δ wave and a broadband brain wave including at least a part of the θ wave to β wave region. In one example, the power spectrum is calculated from 0 to 20 Hz, and when Δf = 1.56 Hz, 1.56 Hz, 3.12 Hz, 4.68 Hz,..., And 18.72 Hz (1.56 Hz to 18.72 Hz) ), A power spectrum having power is calculated.

続いてステップ403において、δ波帯域を含む第1の周波数帯域内の各周波数のパワー(離散フーリエ係数の2乗)の合計値の、第1の周波数帯域より高い周波数帯域を含み第1の周波数帯域とは異なる第2の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値に対する比率を算出する。算出された比率からストレス状態評価のための指標値を決定(算出)する。例えば、算出された比率の値そのものを指標値とすることもできるし、算出された比率の百分率を指標値とすることもできるし、又は算出された比率の値の対数を指標値とすることもできる。   Subsequently, in step 403, the first frequency including the frequency band higher than the first frequency band of the total value of the powers of the respective frequencies (the square of the discrete Fourier coefficient) in the first frequency band including the δ wave band. A ratio with respect to the total power of each frequency in the second frequency band different from the band is calculated. An index value for stress state evaluation is determined (calculated) from the calculated ratio. For example, the calculated ratio value itself can be used as the index value, the percentage of the calculated ratio can be used as the index value, or the logarithm of the calculated ratio value can be used as the index value. You can also.

1つの例では、第1の周波数帯域はδ波帯域に対応する1〜4Hzであり、第2の周波数帯域はθ波〜β波領域の周波数帯域に対応する4〜20Hzである。この場合、1〜4Hzの各周波数のパワーの合計値の、4〜20Hzの各周波数のパワーの合計値に対する比率を算出する。例えば、Δf=1.56Hzである場合、第1の周波数帯域内の1.56Hz及び3.12Hzの周波数のパワーの合計値の、第2の周波数帯域内の4.68Hz、6.24Hz、7.8Hz、…、及び18.72Hzのパワーの合計値に対する比率を算出することにより、ストレス状態評価のための指標値を算出する。   In one example, the first frequency band is 1 to 4 Hz corresponding to the δ wave band, and the second frequency band is 4 to 20 Hz corresponding to the frequency band of the θ wave to β wave region. In this case, the ratio of the total power value of each frequency of 1 to 4 Hz to the total power value of each frequency of 4 to 20 Hz is calculated. For example, when Δf = 1.56 Hz, the sum of the powers of the frequencies of 1.56 Hz and 3.12 Hz in the first frequency band is 4.68 Hz, 6.24 Hz, 7 in the second frequency band. An index value for stress state evaluation is calculated by calculating a ratio to a total value of powers of .8 Hz,.

他の例では、第1の周波数帯域はδ波帯域及びθ波帯域とし、第2の周波数帯域はθ波帯域〜β波帯域とすることもできる。   In another example, the first frequency band may be a δ wave band and a θ wave band, and the second frequency band may be a θ wave band to a β wave band.

続いてステップ404において、算出された指標値と、基準指標値とに基づいてストレス状態を評価する。ここで、基準指標値は、本フローチャートが実行される前に予め設定され、記憶部124に記憶されているものであり、算出された指標値からストレス状態を評価する際に基準として用いる指標値である。   Subsequently, in step 404, the stress state is evaluated based on the calculated index value and the reference index value. Here, the reference index value is set in advance before the execution of this flowchart and is stored in the storage unit 124, and is used as a reference when evaluating a stress state from the calculated index value. It is.

1つの例では、ストレス評価装置100(電子装置120)は、以下のとおり、基準指標値を取得し、ストレス状態を評価する。   In one example, the stress evaluation device 100 (electronic device 120) acquires a reference index value and evaluates a stress state as follows.

まず基準指標値の算出について説明する。予め複数の被験者、例えば20名の被験者に対して、ストレス評価装置100を用いることにより、ステップ403に対応する指標値を取得する。本実施形態においては、基準指標値を取得するために、電子装置120は、ステップ401からステップ403に対応する情報処理を実行することができ、取得された指標値を記憶部124に記憶することができる。   First, calculation of the reference index value will be described. By using the stress evaluation device 100 for a plurality of subjects, for example, 20 subjects in advance, an index value corresponding to step 403 is acquired. In the present embodiment, in order to acquire the reference index value, the electronic device 120 can execute information processing corresponding to Step 401 to Step 403 and store the acquired index value in the storage unit 124. Can do.

指標値は、それぞれの被験者ごとに、ストレス時と安静時の2つのパターンにおいて取得する。ストレス時とは、例えば被験者が監視者の前で難読な漢字を大声で読むことを強制されているときであり、安静時とは、例えば目を開けて安静にしているときである。いずれの場合も、好ましくは、少なくとも2分間の脳電位信号を取得する。   The index value is acquired for each subject in two patterns of stress and rest. For example, when the subject is stressed, for example, when the subject is compelled to read a difficult-to-read Chinese character in front of the monitor, and when resting, for example, when the eyes are open. In either case, preferably, a brain potential signal for at least 2 minutes is acquired.

続いて、取得された脳電位信号を用いて算出された被験者の数量分のストレス時における複数の指標値(データ群1)の平均値AVE1と標準偏差SD1を算出する。同様にして、被験者の数量分の安静時における複数の指標値(データ群2)の平均値AVE2と標準偏差SD2を算出する。この場合、基準指標値は、AVE1、SD1、AVE2、SV2の4つである。   Subsequently, an average value AVE1 and a standard deviation SD1 of a plurality of index values (data group 1) at the time of stress corresponding to the number of subjects calculated using the acquired brain potential signal are calculated. Similarly, an average value AVE2 and a standard deviation SD2 of a plurality of index values (data group 2) at rest for the number of subjects are calculated. In this case, there are four reference index values, AVE1, SD1, AVE2, and SV2.

次に、ストレス状態の評価方法について説明する。電子装置120は、評価対象脳電位データに基づいてステップ403で算出された指標値(ストレス評価の対象の指標値)の、データ群1におけるZスコア(偏差値)Z1及びデータ群2におけるZスコアZ2を算出する。ストレス評価の対象の指標値をXとすると、Z1とZ2はそれぞれ、Z1=(X−AVE1)/SD1、Z2=(X−AVE2)/SD2と表される。   Next, a stress state evaluation method will be described. The electronic apparatus 120 uses the Z score (deviation value) Z1 in the data group 1 and the Z score in the data group 2 of the index value (index value of the stress evaluation target) calculated in step 403 based on the evaluation target brain potential data. Z2 is calculated. When the index value of the stress evaluation target is X, Z1 and Z2 are respectively expressed as Z1 = (X-AVE1) / SD1 and Z2 = (X-AVE2) / SD2.

電子装置120は、Z1とZ2の大きさの組み合わせから、被験者のストレス状態を評価する。この場合、Z1が0に近ければ近いほど被験者のストレスは大きく、Z2が0に近ければ近いほど被験者のストレスは小さい。例えば、電子装置120は、被験者のストレス状態を複数の段階やパーセンテージで判定し、判定結果を表示部122に表示する。このような構成とすることにより、本実施形態では、被験者のストレス状態を、他の被験者のストレス時及び安静時のストレス状態と比較して評価する。これにより、定量的なストレス評価を行うことが可能となる。   The electronic device 120 evaluates the subject's stress state from the combination of the sizes of Z1 and Z2. In this case, the closer the Z1 is to 0, the greater the subject's stress, and the closer Z2 is to 0, the less the subject's stress. For example, the electronic device 120 determines the subject's stress state in a plurality of stages and percentages, and displays the determination result on the display unit 122. By setting it as such a structure, in this embodiment, a test subject's stress state is evaluated compared with the stress state at the time of the stress of other test subjects, and a rest. This makes it possible to perform a quantitative stress evaluation.

本実施例における他の例では、基準指標値は、AVE1及びSD1のみ、又はAVE2及びSV2のみとすることもできる。この場合、電子装置120は、Z1又はZ2の大きさから、被験者のストレス状態を評価する。例えば、電子装置120がZ2の大きさから被験者のストレス状態を評価する場合、|Z2|≦0.25ならストレスレベル「0」、0.25<|Z2|≦0.52ならストレスレベル「1」、0.52<|Z2|≦0.84ならストレスレベル「2」、0.84<|Z2|≦1.28ならストレスレベル「3」、1.28<|Z2|ならストレスレベル「4」などと判定することができる。   In another example of this embodiment, the reference index value may be only AVE1 and SD1, or only AVE2 and SV2. In this case, the electronic device 120 evaluates the subject's stress state from the size of Z1 or Z2. For example, when the electronic device 120 evaluates the stress state of the subject from the magnitude of Z2, if | Z2 | ≦ 0.25, the stress level is “0”, and if 0.25 <| Z2 | ≦ 0.52, the stress level is “1”. , 0.52 <| Z2 | ≦ 0.84, stress level “2”, 0.84 <| Z2 | ≦ 1.28, stress level “3”, and 1.28 <| Z2 |, stress level “4”. Or the like.

本実施例における他の例では、基準指標値は、AVE1及びAVE2のみとすることもできる。この場合、電子装置120は、X−AVE1及びX−AVE2の大きさから、被験者のストレス状態を評価する。ただし、これらの例示に限定されない。   In another example of the present embodiment, the reference index value may be only AVE1 and AVE2. In this case, the electronic device 120 evaluates the stress state of the subject from the sizes of X-AVE1 and X-AVE2. However, it is not limited to these illustrations.

他の例では、ストレス評価装置100(電子装置120)は予め基準指標値を取得せずに、ストレス状態を評価する。   In another example, the stress evaluation device 100 (electronic device 120) evaluates the stress state without acquiring the reference index value in advance.

この場合、被験者が所定回数(例えば5回)ストレス評価装置100を用いて初めて、すなわちストレス評価装置100が指標値の算出を所定回数行って初めて、電子装置120は、当該被験者の脳電位信号に基づいて算出された指標値から基準指標値を生成する。基準指標値は、例えば当該ストレス評価の直前5回に算出された指標値である。   In this case, the electronic device 120 uses the stress evaluation device 100 for a predetermined number of times (for example, five times), that is, only after the stress evaluation device 100 calculates the index value for a predetermined number of times. A reference index value is generated from the index value calculated based on the index value. The reference index value is an index value calculated, for example, five times immediately before the stress evaluation.

電子装置120は、ストレス評価の対象の指標値と、直前5回に算出された指標値とを比較することにより、被験者のストレス状態を評価する。例えば、徐々に指標値が上昇している場合は、ストレス状態が高まっていると評価することができる。このような構成とすることにより、本実施形態では、被験者のストレス状態を、当該被験者の過去のストレス状態と比較して評価する。これにより、ストレス評価装置100を用いる被験者のストレスの高まり具合又は緩和具合の評価を行うことが可能となる。   The electronic device 120 evaluates the stress state of the subject by comparing the index value of the stress evaluation target with the index value calculated five times immediately before. For example, when the index value gradually increases, it can be evaluated that the stress state is increasing. By setting it as such a structure, in this embodiment, a test subject's stress state is evaluated compared with the said test subject's past stress state. Thereby, it becomes possible to evaluate the degree of increase or relaxation of the stress of the subject using the stress evaluation apparatus 100.

本実施例における他の例では、基準指標値は、例えばストレス評価の対象の指標値を算出する前までに算出された指標値の一部又は全部におけるデータ群3における平均値及び標準偏差である。電子装置120は、ストレス評価の対象の指標値の、データ群3におけるZスコアの大きさから、被験者のストレス状態を評価する。   In another example of the present embodiment, the reference index value is, for example, an average value and a standard deviation in the data group 3 in a part or all of the index values calculated before calculating the index value to be subjected to stress evaluation. . The electronic device 120 evaluates the stress state of the subject from the magnitude of the Z score in the data group 3 of the index value to be stress evaluated.

[実施例]
以下の実験結果により、本発明の第1の実施形態によるストレス評価装置100を用いて、ストレス状態を評価できることを説明する。
[Example]
The following experimental result demonstrates that the stress state can be evaluated using the stress evaluation apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention.

本実験においては、被験者20名のそれぞれに対し、安静開眼1(120s)、タスク1(380s)、安静開眼2(120s)、タスク2(380s)、安静開眼3(120s)の状態に順次なってもらい、それぞれの状態における脳電位信号を取得した。このとき被験者に対しては図2に示す21電極を頭皮上に設置し、21電極から脳電位信号を取得した。本実験において用いた電極は、ストレス評価装置100における電極111と同等のものである。   In this experiment, for each of the 20 subjects, the states of resting eyes 1 (120 s), task 1 (380 s), resting eyes 2 (120 s), task 2 (380 s), and resting eyes 3 (120 s) sequentially. The brain potential signal in each state was obtained. At this time, 21 electrodes shown in FIG. 2 were placed on the scalp for the subject, and brain potential signals were acquired from the 21 electrodes. The electrode used in this experiment is equivalent to the electrode 111 in the stress evaluation apparatus 100.

ここで、タスク1、2とは、被験者が監視者の前で難読な漢字を大声で読むことを強制された状態(ストレス状態)であり、安静開眼1、2、3とは、被験者が目を開けて安静にしている状態(安静状態)である。   Here, tasks 1 and 2 are states in which the subject is forced to read out obscure kanji characters in front of the observer (stress state). It is the state (rest state) which has opened and is made to rest.

なお、取得された脳電位信号には(特に前頭部の電極から取得される脳電位信号には)瞬き等による脳波以外の過大生体ノイズが混入するため、脳電位信号の解析を行う前に、これらのノイズを除去し、更に0〜50Hzの周波数帯域を抽出した。   Note that the acquired brain potential signal (especially the brain potential signal acquired from the frontal electrode) is mixed with excessive biological noise other than brain waves due to blinking, etc. These noises were removed, and a frequency band of 0 to 50 Hz was further extracted.

ここで、ある1つの電極における脳電位信号の解析について説明する。以下では、1つの電極をF7の部位に配置するものとするが、他の部位に配置された電極についても同様である。上記の5つの状態のそれぞれにおいて、被験者ごとに、電極から取得された脳電位信号に対して離散フーリエ変換を行い、各離散フーリエ係数の2乗(パワー)を計算することにより、パワースペクトルを算出した。   Here, the analysis of the brain potential signal at one certain electrode will be described. In the following, one electrode is arranged at the site F7, but the same applies to the electrodes arranged at other sites. In each of the above five states, for each subject, a power spectrum is calculated by performing a discrete Fourier transform on the brain potential signal acquired from the electrode and calculating the square (power) of each discrete Fourier coefficient. did.

次に、各被験者のタスク1のパワーから安静開眼1のパワーを引いた値(パワー)を各周波数で算出し、算出された値の被験者20名の平均値と標準偏差をそれぞれの周波数において算出した。安静開眼2、タスク2、及び安静開眼3についても、タスク1と同様にして、それぞれのパワーから安静開眼1のパワーを引いた値を各周波数で算出し、算出された値の被験者20名の平均値と標準偏差をそれぞれの周波数において算出した。タスク1、安静開眼2、タスク2、及び安静開眼3のそれぞれのパワーから安静開眼1のパワーを引いた値を用いたのは、最初の安静開眼1を本実験の測定におけるベースラインとするためである。   Next, a value (power) obtained by subtracting the power of resting eye 1 from the power of task 1 of each subject is calculated at each frequency, and the average value and standard deviation of the calculated 20 subjects are calculated at each frequency. did. For the resting eyes 2, task 2, and resting eyes 3, the values obtained by subtracting the power of the resting eyes 1 from the respective powers are calculated at the respective frequencies in the same manner as in the task 1, and the 20 subjects having the calculated values are calculated. Average values and standard deviations were calculated at each frequency. The value obtained by subtracting the power of the resting open eye 1 from the power of each of the task 1, resting open eye 2, task 2, and resting open eye 3 is used to set the first resting open eye 1 as the baseline in the measurement of this experiment. It is.

図7は、上記のとおり算出された4つの状態(タスク1、タスク2、安静開眼2、安静開眼3)のパワーの周波数ごとの被験者20名の平均値と標準偏差を示す図である。図7は、平均値をプロットし、標準偏差をエラーバーで表示したものである。図7から、5Hz以下において、ストレス状態と安静状態において、大きく差が出ていることが確認できる。   FIG. 7 is a diagram showing an average value and standard deviation of 20 subjects for each frequency of power in the four states (task 1, task 2, resting open eye 2, resting open eye 3) calculated as described above. FIG. 7 plots the average values and displays the standard deviation with error bars. From FIG. 7, it can be confirmed that there is a large difference between the stress state and the rest state at 5 Hz or less.

次に、ストレス状態と安静状態の差を電極間で比較できるように、タスク1、2(ストレス状態)のパワーと安静開眼2、3(安静状態)のパワーの差を、標準偏差で割ることにより標準化した。具体的には、各被験者におけるタスク1とタスク2の平均値から安静開眼2と安静開眼3の平均値を引いた値を各周波数で算出し、算出された値の被験者20名の平均値と標準偏差をそれぞれの周波数において算出した。次に、周波数ごとに、それぞれの周波数で算出された平均値をそれぞれの周波数で算出された標準偏差で割ることにより標準化を行った。   Next, the difference between the power of tasks 1 and 2 (stress state) and the power of resting eyes 2 and 3 (rest state) is divided by the standard deviation so that the difference between the stress state and the rest state can be compared between the electrodes. Standardized. Specifically, a value obtained by subtracting the average value of the resting eyes 2 and 3 from the average value of the tasks 1 and 2 in each subject is calculated at each frequency, and the average value of the 20 subjects of the calculated values is calculated. Standard deviation was calculated at each frequency. Next, for each frequency, standardization was performed by dividing the average value calculated at each frequency by the standard deviation calculated at each frequency.

図8は、上記のとおりストレス状態のパワーと安静状態のパワーの差を標準化したパワースペクトルを示す図である。図7においても、5〜6Hz以下において、ストレス状態と安静状態において、大きく差が出ていることが確認できる。   FIG. 8 is a diagram showing a power spectrum in which the difference between the stress state power and the rest state power is standardized as described above. Also in FIG. 7, it can be confirmed that there is a large difference between the stress state and the rest state at 5 to 6 Hz or less.

本実験においては、上記の解析をすべての電極において実施した。図9は、図2に示す21電極において、各被験者におけるタスク1のパワーから安静開眼1のパワーを引いた値を各周波数で算出し、周波数及び電極配置位置ごとに、算出された値の被験者20名の平均値を示す図(トポグラフィー)である。図10は、図2に示す21電極における図7のパワースペクトルを、周波数及び電極配置位置ごとに示す図である。各図において、1.56、3.13等の数値は、1.56Hz、3.13Hz等を示し、トポグラフィーの色は、白く表示されるほど値が大きく、黒く表示されるほど値が小さい。   In this experiment, the above analysis was performed on all electrodes. FIG. 9 shows the calculated values obtained by subtracting the power of the resting eye 1 from the power of the task 1 in each subject for each of the 21 electrodes shown in FIG. It is a figure (topography) which shows the average value of 20 persons. FIG. 10 is a diagram showing the power spectrum of FIG. 7 for the 21 electrodes shown in FIG. 2 for each frequency and electrode arrangement position. In each figure, numerical values such as 1.56 and 3.13 indicate 1.56 Hz, 3.13 Hz, etc., and the topography color has a larger value as it is displayed in white, and a smaller value as it is displayed in black. .

図9、10から確認できるように、1.56Hz等の低周波数帯域の前頭部部分、特にF7の部位及びF7の部位の近傍半径30mm以内で、ストレス状態と安静状態において顕著な差が出ている。したがって、本実験から、第1の実施形態のストレス評価装置100を用いて、ストレス状態が評価できることが考えられる。   As can be seen from FIGS. 9 and 10, there is a significant difference between the stress state and the resting state within the front radius of the low frequency band such as 1.56 Hz, particularly within the radius of 30 mm in the vicinity of F7 and F7. ing. Therefore, it can be considered from this experiment that the stress state can be evaluated using the stress evaluation apparatus 100 of the first embodiment.

次に、第1の実施形態によるストレス評価装置100の作用効果について説明する。本実施形態では、前頭部に取り付けられた1つの電極111より取得される脳電位信号からパワースペクトルを算出し、θ波からβ波領域を含む広帯域(例えば4〜20Hz)の脳波のパワーの合計値に対する、δ波を含む低周波数帯(例えば1〜4Hz)の脳波のパワーの比率を算出することにより、被験者のストレス状態を評価する。これにより、被験者はストレス状態を評価したい場合に、後頭部よりも電極が取り付けやすい前頭部に電極を1つ取り付ければよいので、被験者への負担をより低減させることが可能となる。また、ストレスを定量的に評価することが可能となる。   Next, the effect of the stress evaluation apparatus 100 according to the first embodiment will be described. In this embodiment, a power spectrum is calculated from a brain potential signal acquired from one electrode 111 attached to the forehead, and the power of a wide-band brain wave (for example, 4 to 20 Hz) including a β wave region from a θ wave is calculated. The subject's stress state is evaluated by calculating the ratio of the power of the electroencephalogram in the low frequency band (for example, 1 to 4 Hz) including the δ wave to the total value. Thereby, when a test subject wants to evaluate a stress state, what is necessary is just to attach one electrode to the forehead which can attach an electrode rather than a back head, Therefore It becomes possible to reduce a burden on a test subject more. Moreover, it becomes possible to evaluate stress quantitatively.

[第2の実施形態]
本発明の第2の実施形態の技術的特徴の1つは、国際出願番号PCT/JP2016/057041に脳の深部の状態を観測する脳機能評価方法として開示されているdNAT法を用いることである。前頭部に配置した3つの電極により発生する前頭部の自己報酬系の抑制を表すδ波の強度を取得し、dNAT法により解析を行うことにより、ストレスに伴う脳内活性をより的確に捉えることが可能となる。以下に具体的な構成等を説明する。
[Second Embodiment]
One technical feature of the second embodiment of the present invention is to use the dNAT method disclosed in International Application No. PCT / JP2016 / 057041 as a brain function evaluation method for observing the deep state of the brain. . By acquiring the intensity of the δ wave that represents the suppression of the frontal self-reward system generated by the three electrodes placed on the frontal region and analyzing it using the dNAT method, the brain activity associated with stress is more accurately determined. It becomes possible to capture. A specific configuration and the like will be described below.

[装置概要]
本発明の第2の実施形態のストレス評価装置100の概略構成図は、第1の実施形態のストレス評価装置100と同様であるため、主として相違点について説明する。脳電位センサ110は、3つの電極111と、当該電極111で測定された脳電位信号を電子装置120へ送信する通信部(図示せず)とを含む。通信部は、3つの電極111のそれぞれから取得された脳電位信号と、基準電極から得られた信号とを電子装置120へ送信し、電子装置120が3つの電極111のそれぞれと基準電極との差分を計算し、3つの脳電位信号の入力とする。あるいは、通信部は、3つの電極111のそれぞれと基準電極との差分の信号3つを脳電位信号として電子装置120へ送信する。
[Device Overview]
Since the schematic configuration diagram of the stress evaluation apparatus 100 according to the second embodiment of the present invention is the same as that of the stress evaluation apparatus 100 according to the first embodiment, differences will be mainly described. The brain potential sensor 110 includes three electrodes 111 and a communication unit (not shown) that transmits a brain potential signal measured by the electrodes 111 to the electronic device 120. The communication unit transmits the brain potential signal acquired from each of the three electrodes 111 and the signal obtained from the reference electrode to the electronic device 120, and the electronic device 120 transmits the signal between each of the three electrodes 111 and the reference electrode. The difference is calculated and used as input of three brain potential signals. Alternatively, the communication unit transmits three signals of the difference between each of the three electrodes 111 and the reference electrode to the electronic device 120 as a brain potential signal.

本実施形態においては、前頭葉深部のδ波を観測するための3電極を用いるため、前頭部に3つの電極を配置111する。好ましくは、3つの電極は国際10−20法におけるFp1、Fp2、F8の部位に取り付けられる。例えば脳電位センサ110は、図1に示すように、被験者が頭部に装着したときにFp1、Fp2、F8の部位に電極が当接するように予め電極が配置されたヘッドギア型の脳電位センサである。   In the present embodiment, since three electrodes for observing δ waves in the deep frontal lobe are used, three electrodes 111 are arranged on the frontal region. Preferably, the three electrodes are attached to the sites of Fp1, Fp2, and F8 in the international 10-20 method. For example, as shown in FIG. 1, the brain potential sensor 110 is a headgear-type brain potential sensor in which electrodes are arranged in advance so that the electrodes come into contact with the parts Fp1, Fp2, and F8 when the subject wears the head. is there.

図11は、第2の実施形態の他の実施例によるストレス評価装置100の概略構成図である。ストレス評価装置100は、3つの電極111及び基準電極112を含む頭部装着部113と、3つの電極111と信号ケーブルで接続された3ch増幅器・帯域フィルタ130と、3ch増幅器・帯域フィルタ130と信号ケーブルで接続された電子装置120と、を有する。   FIG. 11 is a schematic configuration diagram of a stress evaluation apparatus 100 according to another example of the second embodiment. The stress evaluation apparatus 100 includes a head mounting portion 113 including three electrodes 111 and a reference electrode 112, a 3ch amplifier / band filter 130 connected to the three electrodes 111 via a signal cable, a 3ch amplifier / band filter 130, and a signal. And an electronic device 120 connected by a cable.

基準電極112は、基準電位測定用の電極であり、不感電極として使用され、好ましくは耳朶接続用クリップ電極である。基準電極112は、3ch増幅器・帯域フィルタ130に接続される。   The reference electrode 112 is an electrode for measuring a reference potential, used as a dead electrode, and preferably a clip electrode for connecting the earlobe. The reference electrode 112 is connected to the 3ch amplifier / band filter 130.

3つの電極111は、固定具114によって固定される。頭部装着部113は、3つの電極111を固定する固定具114を含む。頭部装着部113は、例えばヘルメットから切り出したブーメラン状プラスティック製の装着部であってもよいし、図1に示すようなヘッドギア形状の装着部であってもよい。頭部装着部113は、好ましくは、被験者が頭部装着部113を装着した場合に、3つの電極が国際10−20法におけるFp1、Fp2、F8の部位に当接するように電極が配置されている。電極111は、好ましくは生理食塩水を含んだ多孔質ファイバー電極であり、電極111上部は導線接続用金属円筒で構成される。   The three electrodes 111 are fixed by a fixing tool 114. The head mounting portion 113 includes a fixture 114 that fixes the three electrodes 111. The head mounting part 113 may be, for example, a boomerang-shaped plastic mounting part cut out from a helmet, or may be a headgear-shaped mounting part as shown in FIG. The head mounting portion 113 is preferably arranged such that when the subject wears the head mounting portion 113, the three electrodes abut on the Fp1, Fp2, and F8 sites in the International 10-20 method. Yes. The electrode 111 is preferably a porous fiber electrode containing physiological saline, and the upper portion of the electrode 111 is constituted by a metal cylinder for connecting a conductive wire.

図12は、第2の実施形態の他の実施例によるストレス評価装置100の帽子装着型電極の外観概要図である。図13は、基準電位測定用の導電性ゴム電極の外観概要図である。頭部装着部113は、メッシュ状帽子に測定用の電極111が3つ取り付けられたものである。電極111はプリアンプ115と接続されたシールドケーブル116と接続され、好ましくは食塩水を含んだ多孔質導電性ゴムが使用される。   FIG. 12 is a schematic external view of a hat-mounted electrode of the stress evaluation apparatus 100 according to another example of the second embodiment. FIG. 13 is a schematic external view of a conductive rubber electrode for measuring a reference potential. The head mounting portion 113 is obtained by attaching three measurement electrodes 111 to a mesh hat. The electrode 111 is connected to a shielded cable 116 connected to the preamplifier 115, and porous conductive rubber containing saline is preferably used.

プリアンプ115は、3ch増幅器・帯域フィルタ130の増幅器の機能を有するものであり、帯域フィルタを経由して電子装置120に接続される。基準電極112は、プリアンプ115と電気的に接続された導電性ゴム電極117であり、これによって耳朶接続用クリップ電極は不要となる。ここで、導電性ゴム状の電位均一化と、プリアンプ115からのケーブル接続の際の接触抵抗の低減を図るため、円周状の導電性ゴム電極117と帽子の間には金属フィルム118が設置される。   The preamplifier 115 has the function of an amplifier of the 3ch amplifier / bandpass filter 130 and is connected to the electronic device 120 via the bandpass filter. The reference electrode 112 is a conductive rubber electrode 117 that is electrically connected to the preamplifier 115, thereby eliminating the need for an earlobe connection clip electrode. Here, a metal film 118 is installed between the circumferential conductive rubber electrode 117 and the cap in order to equalize the potential of the conductive rubber and to reduce the contact resistance when the cable from the preamplifier 115 is connected. Is done.

第2の実施形態のストレス評価装置100は、前述のとおり、前頭部(好ましくはFp1、Fp2、F8)からδ波帯域(1〜4Hz)を抽出した脳電位信号を取得し、取得された脳電位信号から3重相関値と指標値(dNAT値)を算出する。ストレス評価装置100は、算出された3重相関値と指標値を用いて、ストレス状態を評価する。次に測定原理について説明し、続いて3重相関値と指標値の算出するために実行するストレス評価装置100の情報処理について説明する。   As described above, the stress evaluation apparatus 100 according to the second embodiment acquires a brain potential signal obtained by extracting a δ wave band (1 to 4 Hz) from the frontal region (preferably Fp1, Fp2, and F8). A triple correlation value and an index value (dNAT value) are calculated from the brain potential signal. The stress evaluation apparatus 100 evaluates the stress state using the calculated triple correlation value and the index value. Next, the measurement principle will be described, and subsequently, the information processing of the stress evaluation apparatus 100 executed for calculating the triple correlation value and the index value will be described.

[測定原理]
本実施形態における測定においては、脳深部に等価ダイポール電源を仮定している。ここで、このダイポール電位活動を解析するための電位分布測定を、頭皮上に配置した3つの異なる場所に配置された電極に限定して行う場合を考える。脳深部に電源がある場合には、これら3つの電極で観測される電位波形には、強い位相関係が存在するという事実に基づいて、この位相関係を評価する。このようにして、脳深部に仮定した等価ダイポール電源の時間的な挙動を近似的に推定する。これは、地震波に例えれば、表層に震源を持つ地震波が観測地点ごとに大きく異なるのに比し、深部に震源を持つ地震波では、近い距離をおいて配置された地震計ではほぼ同じ振幅・位相のP波が観測されることと同等な現象である。
[Measurement principle]
In the measurement in this embodiment, an equivalent dipole power source is assumed in the deep brain. Here, a case is considered where the potential distribution measurement for analyzing the dipole potential activity is limited to electrodes arranged at three different locations on the scalp. When there is a power supply in the deep brain, this phase relationship is evaluated based on the fact that there is a strong phase relationship among the potential waveforms observed at these three electrodes. In this way, the temporal behavior of the equivalent dipole power source assumed in the deep brain is approximately estimated. Compared to seismic waves, the seismic waves with epicenters on the surface layer vary greatly from observation point to observation point. For seismic waves with deep epicenters, seismometers placed at close distances have almost the same amplitude and phase. This phenomenon is equivalent to the observation of the P wave.

本実施形態における測定においては、脳深部の活動に基づいて表面に現れる電位波形は近い距離離れた表面においてはほぼ同位相であることから、3つの電位の符号が同一であるデータのみを加算する方式を定義する。すなわち同一符号のデータのみを演算の対象とすることで、相関を有するデータを抽出することができる。ただし、すべてのデータを演算の対象とすることもできる。   In the measurement according to the present embodiment, since the potential waveform appearing on the surface based on the activity of the deep brain is substantially in phase on the surface that is a short distance away, only data with the same sign of the three potentials is added. Define the method. In other words, correlation data can be extracted by using only data with the same code as a calculation target. However, all data can also be the target of calculation.

具体的な情報処理としては、まず3つの電位信号が入力されると、3つの電位が同符号の信号を選択する。1つの例では、電位の符号を判定する際の基準電位は皮質活動を直接反映しない耳朶が用いられるが、帯域フィルタやデジタルフィルタで直流分が遮断される場合、それぞれの電極ごとの時間平均から見た正負の符号を判定する。   As specific information processing, first, when three potential signals are inputted, signals having the same sign as the three potentials are selected. In one example, an earlobe that does not directly reflect cortical activity is used as the reference potential when determining the sign of the potential, but when the direct current component is blocked by a bandpass filter or a digital filter, the time average for each electrode is used. Determine the sign of positive or negative.

続いて3重相関値を算出する。3重相関値は、3つの電極からの低周波帯域の電位信号をそれぞれEVA(t)、EVB(t)、EVC(t)としたとき、1つの電極の電位信号に対し、τ1、τ2の時間ずれのある信号との積を使用する。以下に示す式1は3重相関値Stの1つの例示である。ここでTは3重相関値の演算対象時間であり、Δtは各電位信号のデータサンプリング周期であり、Nは規格化するための定数であって、例えば3つの信号の積の計算回数である。
Subsequently, a triple correlation value is calculated. The triple correlation value is expressed as τ1 and τ2 with respect to the potential signal of one electrode when the low frequency band potential signals from the three electrodes are respectively EVA (t), EVB (t), and EVC (t). Use product with time-shifted signal. Formula 1 shown below is one example of the triple correlation value St. Here, T is a target time for calculating the triple correlation value, Δt is a data sampling period of each potential signal, N is a constant for normalization, and is, for example, the number of calculations of a product of three signals. .

ここで、上述の演算で得られる遅延パラメータ空間上の3重相関プロットが、脳深部の等価ダイポール電源の挙動とどのような関係にあるかを、均一媒質からなる球状モデルを用いて説明する。以下では、説明の便宜上、球モデル各部の呼称を地球になぞらえ、北極(NP)、南極(SP)、赤道等と記載する。   Here, the relationship between the triple correlation plot in the delay parameter space obtained by the above calculation and the behavior of the equivalent dipole power source in the deep brain will be described using a spherical model made of a uniform medium. In the following, for convenience of explanation, the names of each part of the sphere model are compared to the earth and described as the North Pole (NP), the South Pole (SP), the equator, and the like.

脳深部の活動は、等価的に、深部に微小電流源があるように脳の表面上で観測されることから、球の中心部に、南極から北極に向かう方向に微小電流源を仮定する。この電流源が球表面上につくる電位分布は、図14に示すように、北半球では+、南半球では−、赤道上ではゼロ電位となる。また、この電流源は、赤道上180度経度の異なる点P1、P2と、NP、SPを含む面内で、周期T秒で時計方向に回転する。回転角度90度ごとに各時点での球表面電位分布は、図15、図16、図17のように逐次変化する。この電位変化を球の表面上に、面P1、NP、P2、SPに平行な三角形の頂点に、3つの電極A、B、Cを配置する。各電極から測定された電位波形は、式1により相関値が計算され、計算結果が図18の遅延パラメータ空間上にプロットされる。   Since the activity of the deep brain is equivalently observed on the surface of the brain so that there is a minute current source in the deep part, the minute current source is assumed in the direction from the south pole to the north pole at the center of the sphere. As shown in FIG. 14, the potential distribution generated by the current source on the sphere surface is + in the northern hemisphere,-in the southern hemisphere, and zero on the equator. In addition, this current source rotates clockwise in a period T seconds within a plane including points P1 and P2 having different longitudes of 180 degrees on the equator and NP and SP. The spherical surface potential distribution at each time point changes every 90 degrees of rotation angle as shown in FIG. 15, FIG. 16, and FIG. Three electrodes A, B, and C are arranged on the vertices of triangles parallel to the planes P1, NP, P2, and SP on the surface of the sphere. For the potential waveform measured from each electrode, the correlation value is calculated by Equation 1, and the calculation result is plotted on the delay parameter space of FIG.

A、B、Cの各電極の電位の時間発展は図19のグラフのようになり、各電極は位相差1/3Tの関係で周期Tの正弦波で変化をする。電極Aを基準にみるとこれらの電極の符号が最も一致するτ1、τ2の値はそれぞれ1/3+kと2/3+k(kは整数)であり、結果として図5における縦横方向に黒丸のプロットで示されるような、周期Tでピークを持つ特性が得られる。またこれらのピークからいずれかの電極が半周期ずれるような位置は、1つの電極が必ず他の2つの電極と逆位相になるため電極の符号が一致することはない。そのため白丸のプロットで示されるような位置は値がプロットされない。 The time evolution of the potentials of the electrodes A, B, and C is as shown in the graph of FIG. 19, and each electrode changes with a sine wave having a period T in a relationship of the phase difference 1 / 3T. When the electrode A is taken as a reference, the values of τ 1 and τ 2 with which the signs of these electrodes are the same are 1/3 + k and 2/3 + k (k is an integer), respectively. A characteristic having a peak at the period T as shown in the plot is obtained. In addition, the position where one of the electrodes deviates from the peak by a half cycle does not match the sign of the electrode because one electrode always has the opposite phase to the other two electrodes. For this reason, values are not plotted at positions indicated by white circles.

上述のように、脳深部の等価ダイポール電源の回転を2次元の遅延パラメータ空間上のプロットとして観測することができる。図19などは、単一の等価ダイポール電源が球状の脳深部で滑らかに回転した場合について記載する。しかしながら、ダイポールが複数ある場合や回転が滑らかでない場合には、図18上のプロットは、同符号条件を満たす個々のケースが複雑に分布し、遅延パラメータ空間上に細かい凹凸となって現れる。   As described above, the rotation of the equivalent dipole power supply in the deep brain can be observed as a plot on the two-dimensional delay parameter space. FIG. 19 and the like describe a case where a single equivalent dipole power supply rotates smoothly in a spherical deep brain. However, when there are a plurality of dipoles or when the rotation is not smooth, the plots in FIG. 18 have individual cases satisfying the same sign distributed in a complicated manner and appear as fine irregularities in the delay parameter space.

[情報処理]
ここでは、図1に示すような概略構成を有する第2の実施形態のストレス評価装置100を用いるものとする。
[Information processing]
Here, it is assumed that the stress evaluation apparatus 100 of the second embodiment having a schematic configuration as shown in FIG. 1 is used.

頭部に取り付けられた3つの電極をEA、EB、ECとすると、電子装置120は、各電極から取得される脳電位信号と、基準電極との差として、電位信号VA(t)、VB(t)、VC(t)を取得する。続いて、電子装置120は、デジタルフィルタ等のバンドパスフィルタにより特定の周波数帯(好ましくはδ波帯域)を抽出する。電子装置120は、抽出された電位信号に対して、図20のフローチャートに示す情報処理を実行する。   Assuming that the three electrodes attached to the head are EA, EB, and EC, the electronic device 120 uses the potential signals VA (t) and VB () as the difference between the brain potential signal acquired from each electrode and the reference electrode. t), VC (t) is acquired. Subsequently, the electronic device 120 extracts a specific frequency band (preferably a δ wave band) by a band pass filter such as a digital filter. The electronic device 120 performs information processing shown in the flowchart of FIG. 20 on the extracted potential signal.

図20は、本実施形態による電子装置120が3重相関値Sを算出する情報処理を示すフローチャートである。図20は、i秒からi+1秒における3重相関値Si(i=1、2、…、T)を算出する処理のフローチャートを示す。なお本フローチャートは、趣旨を逸脱しない範囲において変更することができる。   FIG. 20 is a flowchart showing information processing for calculating the triple correlation value S by the electronic apparatus 120 according to the present embodiment. FIG. 20 shows a flowchart of processing for calculating the triple correlation value Si (i = 1, 2,..., T) from i seconds to i + 1 seconds. This flowchart can be changed without departing from the spirit of the present flowchart.

ステップ2001において3つの信号が入力されると、ステップ2002において、それぞれの電極の電位ごとに標準偏差(σA、σB、σC)で割って規格化(EVA(t) =VA(t)/σA、EVB(t) =VB(t)/σB、EVC(t) =VC(t)/σC)する。この規格化処理は1秒ごとに行うのが好ましいが、これに限定されない。また上記3つの信号は、電極EAに対し、電極EBはτ1、電極ECはτ2の時間のずれを有している。 When three signals are input in step 2001, in step 2002, each potential of each electrode is divided by the standard deviation (σ A, σ B, σ C ) and normalized (EVA (t) = VA (t) / σ A , EVB (t) = VB (t) / σ B , EVC (t) = VC (t) / σ C ). This normalization process is preferably performed every second, but is not limited thereto. The above three signals to the electrodes E A, electrode E B is .tau.1, electrode E C has a time lag of .tau.2.

なお前述の周波数抽出処理は、規格化処理後に行われてもよい。また規格化処理の前には、ノイズ処理を行うのが好ましい。ノイズ処理は、例えば、1)±100μV以上のセグメントを除く、2)フラットな電位(25msec以上一定の電位だった場合)を除く、3)±1μV以内の電位が1秒以上続く場合は除く、という処理から構成される。   The frequency extraction process described above may be performed after the normalization process. Moreover, it is preferable to perform noise processing before the normalization processing. Noise processing, for example, 1) Excluding segments of ± 100 μV or more 2) Excluding flat potentials (when the potential is constant for 25 msec or more) 3) Excluding cases where a potential within ± 1 μV continues for 1 second or more, It consists of the process.

続いてステップ2003において、3つの信号の符号がすべて正(EVA(t)>0、EVB(t-τ1)>0、EVC(t-τ2)>0)、又はすべて負(EVA(t)<0、EVB(t-τ1)<0、EVC(t-τ2)<0)の信号のみを計算対象とする処理をする。   Subsequently, in step 2003, the signs of the three signals are all positive (EVA (t)> 0, EVB (t-τ1)> 0, EVC (t-τ2)> 0), or all negative (EVA (t) < Only the signal of 0, EVB (t−τ1) <0, EVC (t−τ2) <0) is processed.

ステップ2004において、時間ずれのある3つの電位信号の積を加算することで、3重相関値(3重相関値の1要素)を算出する。3重相関値の算出は、tがt=i+1秒となるまでΔt秒ずつずらして行う(S2006,S2007)。例えば、電位データサンプリング周波数をfs(Hz)とすると、fs=200Hzの場合はΔt=1/fs=0.005秒ずつずらして、3つの電位信号の積を算出する。本フローチャートにおいては3重相関値を算出するとともに3つの信号が正または負になった時の回数Nを求め(S2005)、最後に割る(S2008)。   In step 2004, a triple correlation value (one element of the triple correlation value) is calculated by adding the products of three potential signals having a time lag. The triple correlation value is calculated by shifting by Δt seconds until t reaches t = i + 1 seconds (S2006, S2007). For example, assuming that the potential data sampling frequency is fs (Hz), when fs = 200 Hz, Δt = 1 / fs = 0.005 seconds and the product of three potential signals is calculated. In this flowchart, a triple correlation value is calculated, and the number N of times when three signals become positive or negative is obtained (S2005), and finally divided (S2008).

ステップ2003〜ステップ2007では、3つの信号の符号がすべて同符号である場合のtについて、以下に示す式2を計算することにより、3重相関値Siを算出する。
(i=1、2、…、T、τ1=Δt、2Δt、…、1(秒)、τ2=Δt、2Δt、…、1(秒))
In steps 2003 to 2007, the triple correlation value Si is calculated by calculating the following equation 2 for t when all the codes of the three signals have the same sign.
(I = 1, 2,..., T, τ1 = Δt, 2Δt,..., 1 (second), τ2 = Δt, 2Δt,..., 1 (second))

このようにして、1秒ごとにSiを全データT秒まで算出する(S1、S2、・・・、ST)。T(秒)は好ましくは10(秒)である。上記のとおり、3重相関値は、全データ(T秒)について一度に算出されるのではなく、所定時間ごとに、例えば1秒ごとに算出される。最終的に算出される3重相関値Sは、T個の3重相関値Siの平均値である。 In this way, Si is calculated every second up to the total data T seconds (S 1 , S 2 ,..., S T ). T (seconds) is preferably 10 (seconds). As described above, the triple correlation value is not calculated at once for all data (T seconds), but is calculated every predetermined time, for example, every second. The finally calculated triple correlation value S is an average value of T triple correlation values Si.

時間ずれτ1、τ2についても、Δt秒ずつずらして3重相関値Sを算出する。τ1及びτ2の取りうる値はΔtの整数倍に等しい1秒以下の時間であるが、これらの値の大きさの最大値は1秒に限定されない。なお3重相関値は、3つの信号の符号判定を行わずに、式2によって算出することもできる。   The triple correlation value S is also calculated for the time shifts τ1 and τ2 by shifting by Δt seconds. Possible values of τ1 and τ2 are a time of 1 second or less equal to an integer multiple of Δt, but the maximum value of these values is not limited to 1 second. The triple correlation value can also be calculated by Equation 2 without performing the code determination of the three signals.

更に電子装置120は、遅延時間τ1、τ2をそれぞれ、Δt秒、2Δt秒、…、1秒ずつずらして算出された3重相関値Sを、2つの遅延パラメータ(τ1、τ2)が形成する特徴空間上にプロットする機能を有する。これにより、2つの遅延パラメータ(τ1、τ2)が形成する特徴空間上にプロットされた3重相関値分布の疑似3次元表示をすることができる。   Further, the electronic device 120 is characterized in that two delay parameters (τ1, τ2) form a triple correlation value S calculated by shifting the delay times τ1, τ2 by Δt seconds, 2Δt seconds,. It has a function to plot in space. Thereby, a pseudo three-dimensional display of the triple correlation value distribution plotted on the feature space formed by the two delay parameters (τ1, τ2) can be performed.

図21は、被験者Aから取得される脳電位信号に基づく3重相関値分布の疑似3次元表示であるが、相関を有しないデータの影響を排除するため、予め定められたtの値、例えばt=i+1、においてEVA(t)、EVB(t−τ1)及びEVC(t−τ2)のすべてが同符号であったSi(τ1,τ2)のみをプロットしたものである。プロットするSiをこのように限定することにより、ノイズを除去し、より良い精度で3重相関値分布の疑似3次元表示を示すことができる。   FIG. 21 is a pseudo three-dimensional display of a triple correlation value distribution based on a brain potential signal acquired from the subject A. In order to eliminate the influence of data having no correlation, a predetermined value of t, for example, In t = i + 1, only Si (τ1, τ2) in which EVA (t), EVB (t-τ1), and EVC (t-τ2) all have the same sign is plotted. By limiting the Si to be plotted in this way, noise can be removed and a pseudo three-dimensional display of the triple correlation value distribution can be shown with better accuracy.

図22は、図21と同様にして、被験者Bから取得される脳電位信号に基づく3重相関値分布の疑似3次元表示である。図21の特徴空間内の3重相関分布は滑らかであるのに対して、図22の特徴空間内の3重相関分布は細かいピークが複雑に分布する場合が多いことが確認できる。   FIG. 22 is a pseudo three-dimensional display of a triple correlation value distribution based on a brain potential signal acquired from the subject B in the same manner as FIG. While the triple correlation distribution in the feature space in FIG. 21 is smooth, it can be confirmed that the triple correlation distribution in the feature space in FIG.

更に電子装置120は、上記の3重相関値分布の疑似3次元表示を用いて、指標値SDを算出する機能を有する。図21及び図22で示したように、2つの遅延時間パラメータ空間内で、被験者Aのデータでは樹木状の分布が規則的に並ぶのに対し、被験者Bのデータでは樹木状の分布の不規則性が大きい。この差を定量的に表現するために、図23に示すように、樹木の列がτ1、τ2軸に平行となるように、座標軸を回転する。図23は、図21に示す3次元表示を上から見た図で、3つの波形が同符号をとる領域を白で表示し、3信号のどれか1つ符号が異なる領域を黒で表す。このような表示をすると、被験者Aの場合には規則的な格子縞となるのに対して、被験者Bの場合には、図24に示すように、格子縞が乱れることが確認できる。この乱れを定量化した指標が指標値SDである。   Furthermore, the electronic device 120 has a function of calculating the index value SD using the pseudo three-dimensional display of the triple correlation value distribution. As shown in FIGS. 21 and 22, the tree-like distribution is regularly arranged in the data of the subject A in the two delay time parameter spaces, whereas the tree-like distribution is irregular in the data of the subject B. The nature is great. In order to express this difference quantitatively, as shown in FIG. 23, the coordinate axes are rotated so that the rows of trees are parallel to the τ1 and τ2 axes. FIG. 23 is a view of the three-dimensional display shown in FIG. 21 as viewed from above. The region where the three waveforms have the same sign is displayed in white, and the region where any one of the three signals has a different sign is represented in black. When such a display is made, it becomes a regular checkered pattern in the case of the subject A, whereas in the case of the subject B, it can be confirmed that the checkered pattern is disturbed as shown in FIG. An index quantifying this disturbance is an index value SD.

図23及び図24に示すように白い四角形の領域は、隣接する白い四角形の領域と、縦横方向にそれぞれ間隔を有する。その間隔を図25に示すように、dxi(i=1,2、…、m)、dyj(j=1,2、…、n)とする。このdxiとdyjがτ1方向とτ2方向において、それぞれ白い四角形の縦横が均等に並んでいるか、又は白い四角形が乱れて並んでいるかを判断することで乱れ具合を定量化することができる。   As shown in FIGS. 23 and 24, the white square area has a space in the vertical and horizontal directions from the adjacent white square area. As shown in FIG. 25, the intervals are dxi (i = 1, 2,..., M) and dyj (j = 1, 2,..., N). The degree of the disturbance can be quantified by determining whether the white squares are arranged evenly in the τ1 direction and the τ2 direction, or whether the white squares are distorted in the directions of dxi and dyj.

具体的には式3、式4に示すように、m個のdxiの標準偏差Std_dxとn個のdyjの標準偏差Std_dyを算出する。
Specifically, as shown in Equation 3 and Equation 4, m dxi standard deviations Std_dx and n dyj standard deviations Std_dy are calculated.

指標値SDは、式5に示すように、2つの標準偏差の平均値である。
The index value SD is an average value of two standard deviations as shown in Equation 5.

ストレス評価装置100は、指標値SDを3重相関値Sで割ることにより算出される値により、被験者のストレス状態を評価する。例えば、算出されるSD/Sが小さいほど被験者のストレスが大きいと判断する。   The stress evaluation apparatus 100 evaluates the stress state of the subject based on a value calculated by dividing the index value SD by the triple correlation value S. For example, it is determined that the subject's stress is greater as the calculated SD / S is smaller.

他の例では、電子装置120は、式2で算出された1秒ごとの3重相関値の変動の度合いを定量化することにより、指標値Ssを算出する機能を有する。   In another example, the electronic device 120 has a function of calculating the index value Ss by quantifying the degree of fluctuation of the triple correlation value calculated by Equation 2 per second.

ここでは、式2の標準偏差をstd_Siとし、i=1、2、…、10までの10個の標準偏差を算出する。更に、この10個の標準偏差の標準偏差std_Sと10個の標準偏差の平均値ave_Sを算出する。
Here, the standard deviation of Equation 2 is set to std_Si, and 10 standard deviations up to i = 1, 2,. Further, the standard deviation std_S of the ten standard deviations and the average value ave_S of the ten standard deviations are calculated.

指標値Ssは、式9に示すように、標準偏差と平均値の比である。
The index value Ss is a ratio between the standard deviation and the average value as shown in Expression 9.

次に、第2の実施形態によるストレス評価装置100の作用効果について説明する。本実施形態では、前頭部に取り付けられた3つの電極111より取得される脳電位信号から3重相関値及び指標値を算出することにより、被験者のストレス状態を評価する。これにより、被験者はストレス状態を評価したい場合に、後頭部よりも電極が取り付けやすい前頭部に電極111を3つ取り付ければよいので、被験者への負担をより低減させることが可能となる。また、ストレスを定量的に評価することが可能となる。   Next, functions and effects of the stress evaluation apparatus 100 according to the second embodiment will be described. In this embodiment, a subject's stress state is evaluated by calculating a triple correlation value and an index value from brain potential signals acquired from three electrodes 111 attached to the frontal region. As a result, when the subject wants to evaluate the stress state, it is only necessary to attach three electrodes 111 to the forehead where the electrodes are easier to attach than the occipital region, so the burden on the subject can be further reduced. Moreover, it becomes possible to evaluate stress quantitatively.

以上に説明してきた各実施例は、本発明を説明するための例示であり、本発明はこれらの実施例に限定されるものではない。各実施例は、矛盾が生じない限りにおいて、適宜組み合わせて本発明の任意の実施形態に適用することができる。すなわち本発明は、その要旨を逸脱しない限り、種々の形態で実施することができる。   Each Example described above is an illustration for explaining the present invention, and the present invention is not limited to these Examples. As long as no contradiction arises, the examples can be combined as appropriate and applied to any embodiment of the present invention. That is, the present invention can be implemented in various forms without departing from the gist thereof.

100 ストレス評価装置
110 脳電位センサ
111 電極
112 基準電極
113 頭部装着部
114 固定具
115 プリアンプ
116 シールドケーブル
117 導電性ゴム電極
118 金属フィルム
120 電子装置
121 処理部
122 表示部
123 入力部
124 記憶部
125 通信部
126 バス
130 3ch増幅器・帯域フィルタ
301 信号取得手段
302 演算手段
DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 Stress evaluation apparatus 110 Brain potential sensor 111 Electrode 112 Reference electrode 113 Head mounting part 114 Fixing tool 115 Preamplifier 116 Shield cable 117 Conductive rubber electrode 118 Metal film 120 Electronic device 121 Processing part 122 Display part 123 Input part 124 Storage part 125 Communication unit 126 Bus 130 3ch amplifier / band filter 301 Signal acquisition means 302 Calculation means

Claims (6)

被験者のストレス状態を評価するためのストレス評価装置であって、
前記被験者の前頭部に取り付けられた1つの電極から脳電位信号を取得する信号取得手段と、
前記信号取得手段により所定時間内において取得された脳電位信号からパワースペクトルを算出し、δ波帯域を含む第1の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値の、該第1の周波数帯域より高い周波数帯域を含み該第1の周波数帯域とは異なる第2の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値に対する比率を計算することによりストレス状態評価のための指標値を決定し、当該指標値と、予め設定された基準となる指標値である基準指標値とに基づいて前記被験者のストレス状態を評価する演算手段と、
を備えるストレス評価装置。
A stress evaluation device for evaluating a subject's stress state,
Signal acquisition means for acquiring a brain potential signal from one electrode attached to the frontal portion of the subject;
A power spectrum is calculated from the brain potential signal acquired within a predetermined time by the signal acquisition means, and the total value of the power of each frequency within the first frequency band including the δ wave band is calculated from the first frequency band. An index value for stress state evaluation is determined by calculating a ratio to a total value of power of each frequency in a second frequency band that includes a high frequency band and is different from the first frequency band, and the index value And a calculation means for evaluating the stress state of the subject based on a reference index value that is a preset index value,
A stress evaluation apparatus comprising:
前記基準指標値は、複数の被験者の安静時及びストレス時の脳電位信号に基づいて決定された前記指標値の安静時及びストレス時のそれぞれの平均値及び標準偏差であり、
前記演算手段は、安静時及びストレス時のそれぞれの平均値及び標準偏差を用いて、前記被験者の脳電位信号に基づいて決定された前記指標値のZスコアをそれぞれ算出し、それぞれのZスコアの大きさの組み合わせから前記被験者のストレス状態を評価する、請求項1に記載のストレス評価装置。
The reference index value is the average value and standard deviation of the index value at rest and stress determined based on brain potential signals at rest and stress of a plurality of subjects,
The calculation means calculates the Z score of the index value determined based on the brain potential signal of the subject using the average value and the standard deviation at rest and stress, respectively. The stress evaluation apparatus according to claim 1, wherein the stress state of the subject is evaluated from a combination of sizes.
前記基準指標値は、過去に前記被験者の脳電位信号に基づいて算出された複数の前記指標値であり、
前記演算手段は、前記被験者の脳電位信号に基づいて決定された前記指標値を、過去に前記被験者の脳電位信号に基づいて決定された複数の前記指標値と比較することによりストレス状態を評価する、請求項1に記載のストレス評価装置。
The reference index value is a plurality of the index values calculated in the past based on the brain potential signal of the subject,
The computing means evaluates the stress state by comparing the index value determined based on the brain potential signal of the subject with a plurality of the index values previously determined based on the brain potential signal of the subject. The stress evaluation apparatus according to claim 1.
前記第1の周波数帯域は1〜4Hzであり、前記第2の周波数帯域は4〜20Hzである、請求項1から3のいずれか1項に記載のストレス評価装置。   The stress evaluation apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the first frequency band is 1 to 4 Hz and the second frequency band is 4 to 20 Hz. 前記信号取得手段は、前記被験者の国際10−20法におけるF7の部位又は該部位の半径30mm以内に取り付けられた1つの電極から脳電位信号を取得する、請求項1から4のいずれか1項に記載のストレス評価装置。   The said signal acquisition means acquires a brain potential signal from one electrode attached within the site | part of F7 in the said subject's international 10-20 method, or the radius within 30 mm of this site | part. The stress evaluation apparatus described in 1. 被験者のストレス状態を評価するためのストレス評価方法であって、
前記被験者の前頭部に取り付けられた1つの電極から脳電位信号を取得するステップと、
前記信号取得手段により所定時間内に取得された脳電位信号からパワースペクトルを算出するステップと
δ波帯域を含む第1の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値の、該第1の周波数帯域より高い周波数帯域を含み該第1の周波数帯域とは異なる第2の周波数帯域内の各周波数のパワーの合計値に対する比率を計算することによりストレス状態評価のための指標値を決定するステップと、
前記指標値と、予め設定された基準となる指標値である基準指標値とに基づいて前記被験者のストレス状態を評価するステップと、
を有するストレス評価方法。
A stress evaluation method for evaluating a subject's stress state,
Obtaining a brain potential signal from one electrode attached to the forehead of the subject;
A step of calculating a power spectrum from the brain potential signal acquired within a predetermined time by the signal acquisition means; and a first frequency band of a total value of powers of the respective frequencies in the first frequency band including the δ wave band Determining an index value for stress condition evaluation by calculating a ratio to a total value of power of each frequency in a second frequency band that includes a higher frequency band and is different from the first frequency band;
Evaluating the subject's stress state based on the index value and a reference index value that is a preset index value;
A stress evaluation method.
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