JP2735592B2 - 音楽に脳波を変換する装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 1.発明の分野 本発明は、この適用のために脳の音楽に対する心理音
響学的応答として限定された一般的な心理音響学的分野
に関する。特に、本発明は特別に構成された音楽に脳波
（EEG）信号を変換し、EEG信号が種々の心理学的および
生理学的状態を誘起し制御するように発生された耳を介
して脳の選択された領域にその音楽をフィードバックす
る方法および装置に関する。本発明は新しいタイプの生
理学的フィードバック音楽を使用する。この生理学的フ
ィードバックの発生を制御する原理はこれまで神経音響
学として知られている。

2.関連知識の説明 人間の脳は、ディスクリートな周波数範囲でのマイク
ロボルトレベルにおける脳波としても知られている周期
的な電気活動を呈する。この脳波活動は伝統的に次のよ
うに周波数により分類されている。アルファ波は８乃至
13Hzの周波数範囲に存在し、ベータ波は13乃至28Hzの周
波数範囲に存在し、シータ波は４乃至8Hzの周波数範囲
に存在する。脳はまた睡眠中に、比較的高い振幅および
非常に低い周波数を特徴とし、典型的に完全な１サイク
ル／秒より小さいデルタ波を呈する。ベータ波は比較的
低い振幅を有し、高レベルの刺激または不安に対応す
る。脳は人が安静および休息状態であるときに主にアル
ファ波を生じることが知られている。シータ波は、睡眠
前、瞑想状態および夢想と関連していることが多い。

EEG活動、筋肉活動その他の生理学的測定は、“バイ
オフィードバック”によって修正され得ることが知られ
ている。通常のバイオフィードバックは、聴覚または視
覚的な刺激を含むフィードバック信号に個々のある測定
可能な生理学的活動を変換することである。フィードバ
ック信号は個人に彼または彼女の生理学的活動を識別さ
せる。あるタイプのバイオフィードバック装置は、平均
レベルのアルファ波活動の対応した音量またはピッチを
有する可聴音程にアルファ波を変換する。幾人かはフィ
ードバック信号を変化させることを学習することによっ
て彼等の内部情緒状態を変えてリラックスすることがで
きる。

しかしながら、通常のバイオフィードバックは良く知
られた限界を有している。大部分の人は、フィードバッ
ク信号に応答して彼等の脳波活動を調節することを学習
するために熟練したセラピスト（therapist）による多
数の指導を必要とする。バイオフィードバックは、フィ
ードバック信号が面白みのない、または不快な性質を有
している場合には面倒で退屈なものになり得る。ある研
究において、通常のバイオフィードバックは非常に機械
的な作業であるため、セラピストがその経験に対して情
緒的な内容および方向を付加するために存在しない場
合、フィードバック信号は効果を誘起しないことが認め
られている。

フィードバック信号は通常適切な生理学的活動の時間
平均だけを示す。したがって、通常のバイオフィードバ
ックは脳が生理学的活動を意識的に認識させられること
によって情報通路を提供する。しかしながら、フィード
バック信号は進行中の生理学的活動に直接影響を与え
ず、それ故本当の実時間の人工頭脳学的フィードバック
ループを生成することができない。Fehmi氏他による米
国特許第3,978,847号および第4,031,884号明細書には、
音量がアルファバーストのような脳波列の後続サイクル
において電圧の上昇および下降により音量が上昇および
下降する音程を有するフィードバック信号を発生する多
数チャンネル位相集積バイオフィードバックコンピュー
タが記載されている。セラピストまたはバイオフィード
バックコンピュータを使用する個人は、個人の経験また
は個人的な好みにしたがって利用者の脳波活動に関して
フィードバック信号の位相をシフトするように位相シフ
トネットワークを調節する。しかしながら、このフィー
ドバック信号は脳波活動を活発に促進するように見え
ず、また、フィードバック音程は音楽的または情緒的内
容を持たない。したがって、脳波活動に対するフィード
バック信号の正確な位相関係は特定されず、バイオフィ
ードバックコンピュータの適切な機能への基準にならな
い。

通常のバイオフィードバックの不備を克服するために
種々の方法が提案されている。リラックスを促進する１
つの方法は、少なくとも否定的でない、生理学的に楽し
むことができる予め記録された複合音または色を再生す
ることである。予め記録された音または色はある測定さ
れた生理学的量によって制御されてもよいし、されなく
てもよい。しかしながら、フィードバックは現在進行中
の生理学的活動と連絡せず、またフィードバックは生理
学的応答を誘起または強化しない。フィードバック信号
は個人が彼または彼女の生理学的活動の調節を学習する
ことを可能にする学習用の補助にすぎない。

David RosenboomおよびAlvin Lucier氏のような作
曲者は音楽的構成にEEG信号を一体化させている。この
努力により美的な面から興味深い音楽が生成されてい
る。EEG信号はEEG活動を生成している脳の領域の生理学
的重要性に関わらず頭皮上に位置された電極から得られ
る。したがって、これらの音楽的作曲者は実時間生理学
的フィードバックループを実現しておらず、またこのよ
うな結果を実現するために作用可能な方法を進歩させて
もいない。

Thomas MullhollandおよびBenard Turskey両氏は、バ
イオフィードバック信号が学習情報を独占的に通信する
ため通常のバイオフィードバックを批判してきた。彼等
は、バイオフィードバック信号が技術および人口頭脳学
の原理を含んでいるべきであると主張している。特に、
フィードバック信号は多次元的であり、重要な生理学的
応答の多数の特性に関する情報を含んでいるべきであ
る。さらに、オリジナルの生物学的システムへのフィー
ドバック信号の復帰は所望の生理学的応答を励起して強
化するように制御されるべきである。通常のバイオフィ
ードバックのこの批判は良く行われている。しかしなが
ら、バイオフィードバック装置がMillhollandおよびTur
skey両氏によって提案された処理目的に一致した生理学
的応答を誘起することは全く知られていない。

神経生理学者は、外部刺激を使用して人間の脳におい
て神経活動をどのように誘起するかを知っている。音響
は、大脳皮質の大部分が聴覚的刺激に敏感であるため特
に有効な刺激である。大きいスケールの神経活動は種々
の音響に応答して誘起されてもよい。例えば、脳波は特
にドラムまたはベルによって生じたような不連続的な音
響に反応する。“潜在力の誘起”現象は脳を周期的に刺
激するために不連続的な音響を使用する。結局、脳は刺
激と同じ周波数で脳波活動を生じさせることによって刺
激に反応する。不連続的音響は、神経生理学者によって
選択された周波数で脳波活動を生じさせるために脳を
“ドライブ”する。点滅する光はときには刺激の代替形
態または聴覚刺激に対する補助として使用される。

潜在力の誘起に関連した生理学的刺激はある時間期間
連続されると不快になる。事実、潜在力の誘起は、興味
のない規則的に発生する刺激が特定の周波数でEEGを同
期的にドライブするために使用された場合は特に不快に
なる。この好ましくない心理学的反応は、脳が外部刺激
を制御できないために少なくとも部分的に生じるようで
ある。

音楽家は、聴衆にとって興味深く、感動を呼ぶ形、内
容および指向をどのように音響に与えるかを知ってい
る。このような音響は一般に音楽として知られている。
情緒的反応を生じさせる音楽の効力は世界中の文化にお
いて何世紀も前から知られている。しかしながら、近年
になって心理学者および音楽家が音楽に対する情緒的反
応を支配する原理を考慮し、或いは新しく開発された正
確な音楽合成方法によりこの知識を利用し始めた。

音楽は典型的に脳において制御された反応を誘起する
ために使用されておらず、また通常のバイオフィードバ
ック装置によって発生されたフィードバック信号は特に
音楽形態に構成されていない。音楽家が多数のレベルの
意味を音響に伝達させる方法を知っている故に、これは
驚くべきことである。さらに特定の選択可能な形態の神
経活動を誘起する音楽の効用を認識しなければならな
い。この失敗は、音楽と心理学的生理学の分野間の目的
において認められる非類似性のために少なくとも部分的
に生じる。さらに、実時間人工バイオフィードバックル
ープで系統的に使用されたときに音楽が誘起することが
できる特有の神経学的、生理学的および情緒的な結果を
支配する基本原理は技術的な先例がない。

発明の概要 本発明は、音楽フィードバック信号に進行するEEG信
号を変換し、制御可能な生理学的および心理学的反応を
誘起するために人間の脳またはそれ以外の脳に音楽フィ
ードバック信号を与える方法および装置に関する。信号
プロセッサは、音楽合成装置が音楽に変換する電気信号
に頭皮上の選択された位置からの進行するEEG信号を変
換する。脳は、音楽が記録電極の位置により決定される
脳の特定領域において特有の、または所望するEEG活動
を高めるように計算された時間の期間にそれが遅延され
た後で音楽的フィードバックを受ける。さらに、音楽は
特定のタイプのEEG活動を好ましく脳に生成させる心理
音響学的および音楽的特性を有するように構成される。
フィードバック音楽活動に対する脳の生理学的反応は実
時間生理学的フィードバックループを形成するように進
行するEEG活動をドライブして音楽と共振させる。フィ
ードバック信号の音楽的品質およびエンコードされた生
理学的情報は、生物学的に生成された脳波活動を選択的
に強化する。エンコードされる音楽プログラムと共に強
化される脳波活動のタイプは、セラピストの存在等の付
加的な刺激なしで情緒状態を促進するために使用される
ことができる。例えば、アルファ活動は臨床神経学の学
術用語でCZまたはP₃として知られる頭皮上の位置で頭皮
上に配置された電極により感知されるアルファ活動を音
楽的に強化することによってリラックスだけを誘起する
ように強化されることができる。

フィードバック音楽は、EEGの実時間の瞬間的な曲線
（contour）に従って強められる皮質音響活動を記録す
るために少なくとも１つの音声を含む。少なくとも１つ
以上の付加的な音楽的音声は、生理学および心理音響学
的内容を伝達する音楽的嗜好を提供する。音楽的嗜好と
いう用語は、EEGの瞬間的曲線を結合するために使用さ
れる音響から分離しており、それを補助するフィードバ
ック音楽の振幅エンベロープまたはハーモニックスペク
トルのいくつかの成分を意味する。音楽的嗜好はフィー
ドバックを活動的にし、延長された聴取期間それを楽し
いものにする。付加的な１つ以上の音声は進行するEEG
信号の曲線をさらに引出すが、強化されるEEG活動のタ
イプに関して依然として心理音響学的に正しい。この内
容における音響的な刺激に対して適用される心理音響学
的に正しいという用語は、共振フィードバックループに
応じて所望の生理学的反応を生じさせるように音楽の心
理音響学、音楽理論、音楽学および情緒的心理学の原理
にしたがって系統化される。このようにして系統化され
たフィードバック音楽は、人間の経験した共振フィード
バックが脳波パターンを制御することを学習することを
可能にする学習情報だけでなく従来のバイオフィードバ
ックにおいて通常セラピストによって通常与えられる情
緒的内容を生成する。

最も基本的なレベルにおいて、本発明は音楽的内容で
脳に実時間生理学情報を伝達するバイオフィードバック
装置である。共振ループは少なくとも２つのレベルの情
報を含んでいなければならない。第１のレベルは進行す
るEEG信号の瞬間的な振動に関する生理学的情報を含
む。生理学的情報は、音程のピッチが進行するEEG信号
の振幅に比例して変化するように進行するEEG信号によ
り音程またはコードを周波数変調することによって伝達
されることができる。周波数のフィードバックされた周
期的変化は、破壊的な妨害を生じさせるようにフィード
バック信号の位相関係を調節することによって目的が活
動を阻止しない場合には脳に進行するしている脳波活動
を認識させ、その連続性を活動的に強化する。第２のレ
ベルの情報は音楽的嗜好である。音楽的嗜好は独立的に
発生された疑似ランダム音調変調を含む。しかしなが
ら、音楽的嗜好はまた進行するEEG信号によりオーバー
トーンスイープを変調することによって音調変調のよう
な進行する脳波活動から生成された心理音響学的に正し
い音響であることが好ましい。

本発明の好ましい実施例は、生理学的フィードバック
ループを形成して維持する４つの異なる音楽的音声を含
む音楽的フィードバックを使用する。４つの音楽的音声
はEEG分析の階級を構成する。第１の音楽的音声は、EEG
の瞬間的曲線を脳に結合するように進行するEEG信号に
より音程コードを周波数変調することによって形成され
る。第２の音楽的音声は進行するEEG活動の特定された
特性を取出して強化する。第２の音声は脳波における頂
部（局部的な最大振幅）等のEEGの主な特性に反応して
発生される不連続的な音響を含む。不連続的な音響は脳
に影響を与え、これは通常の潜在力の誘起反応に類似し
ているが、自然にEEG活動だけを発生させるように強化
するように脳により直接制御されることが異なる。第３
の音声は、進行するEEG信号の特定の特性の発生の相対
的な周波数を示すために音調変調を使用する。第３の音
声はオーバースイープにより独立的に発生された音程コ
ード信号の上部オクターブをゆっくり変調することによ
って生理学的情報を生じさせる。各オーバートーンスイ
ープは、音調変調が脳波活動のバースト中でより明るく
されるようにこの脳波活動期間より大きい時間期間継続
する。したがって、音調変調は自然発生したEEG活動に
少し類似しており、一方瞬間的プロフィールの誘起がよ
り多くなる。第４の音声は予め定められたレベルを越
え、音調変調と同位相の進行するEEG信号の振幅に応答
して音調シーケンスをスローにし、再トリガーすること
によって生理学的情報を伝達する。

第１、第２、第３および第４の音声の相互作用は、４
つの音声が人間の変化している生理状態とダイナミック
に相互作用して進行するEEG信号を発生するポリフォニ
ック音楽を形成する。第４の音声は、一連の音調を急速
に連続して循環するシーケンスを含む。シーケンサが循
環する速度およびサイクル期間は進行するEEG信号の振
幅に関連して減少する。シーケンサは進行するEEG信号
の振幅の予め定められたしきい値レベルに応答する。し
たがって、シーケンサは、進行するEEG信号の振幅が第
１のしきい値レベルを越えるまでは循環速度を減少し始
めることはない。シーケンサは、進行するEEG信号の振
幅が第２のより高いしきい値レベルを越えたとき常にそ
のシーケンスに対してスタートする。第３の音声であ
る、オーバートーンスイープは第１のしきい値レベルを
越える進行するEEG信号だけに反応して音響を与える。
オーバートーンスイープによって生成される音調変調
の振幅は、進行するEEG信号において重要な予め定めら
れた特性の発生数に関連している。第２の音声である、
不連続的なベル音響は進行するEEG信号の振幅が第１の
しきい値レベルを越えたときにのみ音響を生じる。ベル
のピッチは進行するEEG信号の振幅に比例する。第１の
音声は連続的に変化する周波数変調音程コードである。
したがって、第４の音声は生理学的に享受でき、共振ル
ープによってドライブされる生理学的な現象に関して心
理音響学的に正しい豊富で一定して変化する音楽的パタ
ーンの形態でフィードバック信号音楽嗜好を与えるよう
に結合する。

フィードバック信号は知覚プロミネンスのポリフォニ
ック階級を形成する４つの音楽的音声に基づいた音楽的
“言語”により脳に心理音響学的情報を結合する。聴取
者に分かり易い音声は音楽の前景におけるものである。
依然容易に認められ得るが明瞭さの低い音声は中景音声
である。知覚フィールドにおいて容易に認められない音
声は背景音声である。好ましい実施例において、シーケ
ンサは顕著なEEG活動のないときに前景音声である。し
かしながら、進行するEEG信号の振幅が第１のしきい値
レベルを越えると、シーケンサのプロミネンスはベルの
音および音質変調によって結合される中景領域に下降す
る。シーケンサは背景に下降し、ベルは進行するEEG信
号の振幅がさらに増加したときでさえも前景に移動す
る。音質変調は中景音声のままであり、フィードバック
音楽に自然のハーモニック内容を付加する“ゴースト”
音響としてベル音響が続く。周波数変調された音程コー
ドは一定に変化する、かつて存在した音声として感知フ
ィールドの背景に存在している。しかしながら、周波数
変調は両音声が脳において進行するEEG活動を強化する
ようにベル音響と位相ロックされる。

知覚階級は、Shenker、LerdahlおよびJackendoff氏他
により進められた複合的な音楽構造の要素から構成され
ている。しかしながら、音楽は特有の心理音響学的特性
を有している。脳は実時間フィードバックループで特定
の生理学的活動を強化する音響的刺激として音楽に反応
する。フィードバック信号の音楽的属性は生理学的情報
が退屈または否定的になることを阻止し、延長された聴
取に対してフィードバックを心理学的に感情的に許容可
能にする。本発明の好ましい実施例を含む４つの音楽的
音声は音楽の構成を支配するしばしば対立する要件と実
時間フィードバックループに対して必要な要求を満足す
る適切な生理学的刺激との間の妥協点を表わす。

音楽的音声の特性はまた所望の心理学的および音楽的
情報を含むように調節されてもよい。例えば、シーケン
サにより発生された音調は徐々に一致しないパターンで
調整されてもよい。音響的フィードバックの音楽的品質
は所望のタイプのEEG活動がないときには不協和である
が、もっと多くの所望のタイプのEEG活動の生成と音楽
的に一致する。したがって、人間の経験した共振フィー
ドバックは好ましいタイプのEEG活動を生成するために
一致する音楽により心理学的に報いられる。第１の音声
の基本周波数は、音楽をもっと魅力的にすることによっ
て共振フィードバックの治療効果をさらに強化するため
に個人的嗜好にしたがって変化されてもよい。例えば、
幾人かの研究者は、個人が彼等自身の音声の周波数範囲
に近い音楽的調節を好むことを報告している。また、ベ
ル音響は個人の好みによりドラムまたはハープ等の任意
の数の他の不連続的音に置換されてもよい。

第４の音声は、人間が生理学的活動を変えることを学
習するように所望の脳状態に入る内容に関する複合情報
刺激を結合する。好ましい実施例は、速度、再トリガー
および音調シーケンスの感知されたプロミネンスにより
長期間の時間平均生理学的活動に関する学習情報を伝達
する。他の音声はまた相対活動および知覚プロミネンス
により学習工程に情報を与える。

学習情報および心理学的情報は共振フィードバックル
ープの生理学的内容を妨害しないことが本発明に重要で
ある。生理学的共振ループは、少なくともいくつかの音
楽的音声が心理音響的に正しく、残りの音楽的音声が生
理学的共振活動に対立する生理学的、心理学的または心
理音響学的反応に関して心理音響学的に正しくない限り
自然発生したEEG活動を強化する。音調シーケンサは進
行するEEG信号が第２のしきい値を越えたときにスター
トすることにより周辺だけの直接的な生理学的情報を提
供する音楽的音声の一例である。それにもかかわらず、
各音調の生成は進行するEEG信号の瞬間的な活動に関連
しておらず、シーケンスは概して他の音声を妨害しない
ので、音調シーケンサは生理学的共振と矛盾しない。不
協和なパターンに音調のシーケンスを配列することは、
学習情報の主要な伝達手段というだけでなく、刺激に関
連して音調シーケンサを心理学的に正しい音声にすると
いう付加的な利点がある。

フィードバック信号の音楽的構造は人間が意思の制御
下においてEEG活動をどのように伝達するかを学習する
ことを可能にする。実験は、人間が通常のバイオフィー
ドバックに関して一般に見られるよりも速い６分未満で
EEG活動を調節することを学習できることを示してい
る。事実、個人が音楽的パターンを反復するようにEEG
活動を修正できることが示されている。これらの音楽的
パターンは各個人に特有の複合的なメロディである。し
かしながら、このパターンは個人が生成する音楽が意思
にしたがって反復できる認識可能なメロディを構成す
る。フィードバック信号によって伝達された学習情報は
人間が認識制御により音楽を厳密に生成することを可能
にする。さらに、反復可能な音楽的パターンは楽器以外
の道具の制御信号として使用されることができる。した
がって、本発明は人間／機械インターフェイスの分野に
適用されることができる。

本発明の好ましい実施例のフィードバック信号は、実
時間共振フィードバックループを通して多数のレベルの
意味を同時に伝達することが理解されるであろう。音楽
的嗜好を形成する階級的方法は、心理学的および音楽学
的原理にしたがって感知反応を誘起するために使用され
ることができる文法を生成する。フィードバック音楽
は、通常のバイオフィードバックにおいてクライアント
とセラピストの相互作用により一般的に与えられるよう
な感知内容を提供する。

研究室の実験では、本発明による共振フィードバック
が静寂または進行するEEG活動に依存しないように再生
された同じフィードバック音楽に比較してアルファ波の
生成が増加することが示されている。さらに、共振フィ
ードバック音楽の強度を高めることによって、一度レベ
ルがこの信号対雑音比でほぼ86デシベルのしきい値を越
えると所望のタイプのEEG活動を生成する。この明細書
における“信号”および“雑音”という用語は、それぞ
れ進行する生理学的活動と直接関連している、またはし
ていない音響を意味する。非依存的フィードバック音楽
の音量を高めることは、実際に所望のEEG活動の生成を
阻止する。さらに、フィードバックループにおいて使用
される時間遅延は個人の脳が最も所望のEEG活動を生じ
させる傾向がある周波数に正確に整合することによって
脳波活動の生成を最大にすることができる。

周波数変調、ベル音響、オーバートーンスイープおよ
び音調シーケンスは、研究室の実験において生理学的共
振を促進することが示され、一方心理音響学的に正しい
音楽と関連した所望の音楽的形態、内容および指向性が
維持される４つの音声だけを含む。これら４つの音楽的
音声はリラックスを誘起するようにアルファ活動を高め
るために選択されている。他の音響はこの結果、並びに
この適用において与えられる神経音響学の原理による他
の生理学的および心理音響学的目的を実現するために合
成され得ると考えられている。

本発明は、アナログ素子を使用する音楽シンセサイザ
により実現されることができる。しかしながら、デジタ
ルEEG分析および音響合成を使用することが好ましいと
考えられる。このような構成は、遅延時間およびEEG特
性抽出に対する自動制御だけでなく高い信頼性および正
確な音程、ピッチおよび利得パラメータの自動調節とい
う利点を有している。これらの精巧さはフィードバック
音楽の信号対雑音比を減少させ、したがって共振フィー
ドバックのオンセットに対してしきい値を低下させる。
さらに、心理音響学的に正しい音響を生成する作業は音
響およびEEG分析がデジタルシンセサイザにより構成、
蓄積および試験され得る容易さのためにデジタル構造に
より非常に簡単化される。

本発明は多数の応用を有する。例えば、音楽的フィー
ドバックはそれ自身享楽できる音楽形態である。付加的
な音声は、おもしろさの効果を生じさせるためにフィー
ドバックループの内側または外側で音楽に加えられる。
例えば、ホワイト雑音信号は、進行するEEG信号の振幅
が予め選択されたしきい値を越えたとき雷状のドラマチ
ックな効果を生成するように付加されてもよい。本発明
は、特定の脳状態を強化または阻止することによって誘
起されるイメージのような種々の治療過程を容易にする
ために精神分析医によって使用されてもよい。精神分析
医は、誘起された潜在的反応を発生させるために音楽的
に含まれた制御された不連続的な刺激を導入することに
よって脳機能の音楽的に快適な試験として本発明を使用
することができる。さらに、本発明に対する他の可能な
使用は音楽が幾人かの集中的に生成された脳活動に反応
して発生される対人関係コミュニケーションの形態を形
成することである。その他多数の適用が可能であると考
えられる。

図面の簡単な説明 図１は１個人と共同して使用される本発明のブロック
図である。

図２は本発明を実現するための簡単化された回路構造
のブロック図である。

図３は、図２に示された装置のような本発明の簡単化
された実施例において使用される信号処理のステップを
示すフローチャートである。

図４は本発明の好ましい実施例に対する信号処理ユニ
ットのブロック図である。

図５は、図４に示された周波数変調ユニットのブロッ
ク図である。

図６は、図４に示されたベル装置のブロック図であ
る。

図７は、図４に示されたオーバートーンスイープユニ
ットのブロック図である。

図８は、図４に示されたシーケンサユニットのブロッ
ク図である。

図９は、図４乃至図８に示された信号処理ユニットに
おいて使用されるような本発明の好ましい実施例による
信号処理のフローチャートである。

図10は、人体におけるリラックスを誘起する本発明の
能力を示す。

図11は、生理学的共振フィードバックループを使用し
て高められたアルファ活動を誘起する本発明の音楽的フ
ィードバックの性能を示す。

図12は、アルファ活動が進行するEEG活動に依存しな
いように再生された同じタイプの音楽に比較して共振モ
ードで音響フィードバック信号の強度を高めることによ
って誘起されるしきい値を示す。

図13a、図13b、図14aおよび図14bは、アルファ波活動
の量は脳で生成させられる脳波活動の周波数と一致した
共振フィードバックループにおいて使用される遅延時間
を調節することによってどのように最大にされることが
できるかを示す。

好ましい実施例の詳細な説明 図１は本発明の簡単化された実施例のブロック図であ
る。金めっきされたガラスのEEGカップ電極３は人間１
の頭皮に設けられる。差動記録はモノポーラまたはバイ
ポーラのいずれかでよい。神経治療において通常使用さ
れる学術用語を用いると、電極３はアルファ活動を強化
し、リラックスを生じさせるためにCZまたはP₃の位置に
配置されることが好ましい。頭皮上の別の位置は別の脳
状態を誘起するために使用されることができる。テクト
ロニクスTM503増幅器およびクローンハイト3700フィル
タを含む脳波（EEG）チャンネル調整装置５は、EEGを1
0,000乃至50,000倍に増幅し、人間の脳における進行す
るEEG活動に対応して0.5Hz乃至35Hzの範囲で進行するEE
G信号を生成するために電極３からの電気信号をフィル
タ処理する。進行するEEG信号は遅延ライン７で表わさ
れ、以下詳細に論じられるた遅延ラインにおいて遅延さ
れる。EEG分析ユニット８は次の重要な波形までの最も
可能性の高い時間を決定し、それにしたがって遅延ライ
ン７を調節する。EEG信号分析プロセッサ９は、音響シ
ンセサイザ10が音楽を生成することができる電気信号に
進行するEEG信号を変換する。音響シンセサイザの理論
および機能はこの明細書の他の部分に詳細に示されてい
る。ヘッドホン11は音響シンセサイザ９から出力信号を
受信して人間の耳にフィードバック信号の音響表示を導
く。

遅延ライン７は、音響刺激が人間１の脳において生じ
る進行するEEG活動に対して予め定められた位相関係を
有するように周期的フィードバック信号の位相をシフト
する。したがって、遅延は音響シンセサイザとヘッドホ
ンとの間に配置されたヤマハSPX90デジタル遅延装置中
でのようにセンサ３とヘッドホン11との間のどこかで生
じる。適切な位相シフトを生成するために遅延ライン７
は音響を処理するために脳に必要な時間、EEGを分析す
るために必要な時間、音響を実際に生成するために音響
シンセサイザに必要な時間、音響が空気中を聴取者に伝
播するために必要な時間、並びに次の重要なEEG波形ま
での時間の近似期間を補償する。人間の耳から聴覚皮質
までの神経伝達時間は35ミリ秒の範囲である。したがっ
て、例えば典型的にほぼ100ミリ秒の期間を有するアル
ファ波活動を促進するためには、音響刺激が次のアルフ
ァ波とほぼ同位相であり、生物学的に生成されたアルフ
ァ活動を活発に強化するようにほぼ65ミリ秒のライン７
における付加的な遅延が必要とされる。反対に、ライン
７における15ミリ秒だけの遅延は音響刺激がアルファ波
活動の生成による位相から90゜ずれてシフトされるよう
に50ミリ秒の合計遅延を生成する。この最後の例におい
て、音響フィードバックはアルファ波活動の生成を破壊
的に妨害し、それによって他の脳状態に関連した他のタ
イプのEEG活動の生成を行うと予測される。電極の極性
を反転する等の破壊的妨害を生じさせる別の方法が利用
できる。

遅延ライン７における位相シフトの程度は、測定され
るEEG活動のタイプ、EEG活動の位置、並びにフィードバ
ックが特定の形態の脳波活動を建設的または破壊的に妨
害することを利用者が所望するのか否かおよびその程度
により変化する。本発明は、音響フィードバックが遅延
される時間の期間を変化することによって種々の行動状
態および意識状態に関連したEEG活動を選択的に励起ま
たは減衰する。

EEG分析ユニット８はデジタル信号にEEGを変換するア
ナログデジタル変換器およびデジタル化されたEEG信号
に関して交差点分析を行うようにプログラムされたIBM
PCを具備している。交差点分析プログラムは、進行す
るEEG信号における各波形がベースラインを交差するた
めに必要な時間をカウントし、ディスクリートな周波数
範囲内で生じる波形数を合計することを含む。最も多く
発生する周波数範囲はその被験者の好ましい周波数であ
る。遅延ラインは、次のEEG波形までの時間期間を近似
するために好ましい周波数の逆数に関して調節される。
FFTのような交差点分析以外の他のタイプの分析が使用
されてもよい。次の脳波の予測された到達が先行する脳
波の期間に対応するように瞬間ベースで遅延ラインを調
節することが好ましいと考えられている。

図１に示されたスピーカ13はスイッチ15によって音響
シンセサイザ10の出力に接続されている。スピーカは、
付加的な個人が音響シンセサイザから出力された音響を
聞くことを可能にする。スピーカ13は、遅延ライン７が
音響がスピーカから人間に伝わるために必要なより長い
時間期間を考慮するために調節された場合ヘッドホン11
を置換して人間１にフィードバックする。しかしなが
ら、スピーカ13およびヘッドホン11は、スピーカおよび
ヘッドホンからの音響出力が互いに妨害することを阻止
されない場合には同時に使用されてはならない。さら
に、音響シンセサイザ10その他の素子からの出力は後続
する編集、処理または再生用の記録装置のような付加的
な信号処理装置に導かれてもよい。

本発明は、脳自身の進行するEEG活動を表す音響フィ
ードバック信号との反応を活発に誘起することにより他
のバイオフィードバックまたは潜在力誘起装置と異なっ
ていることが理解されるであろう。音響フィードバック
は実際に脳に直接現在のEEG活動を追従させる。さら
に、音響フィードバック信号においてエンコードされた
生理学的情報は、音響フィードバックが脳において誘起
する反応が脳自身により生成される進行するEEG活動に
関連しているため所望の方法で脳活動に影響を与えるよ
うに最適に適合される。本発明の効果は、被験者におけ
る所望の反応を誘起するのに十分な形態、内容および指
向性をフィードバック音響に与えることに依存する。実
験によれば、この適用において説明されるように有効な
共振フィードバックが音響、音楽的理論、音楽学の原理
および音楽の情緒心理学にしたがって構成された音楽の
タイプの生理学的情報をエンコードせずに得られないこ
とが認められる。

短縮モデル 図２は本発明にしたがって音楽的フィードバック信号
に進行するEEG信号を変換する短縮モデルの機能的ブロ
ック図である。短縮装置は最小の音楽的処理により生理
学的共振を行い、迅速な設定および限定された実験に特
に有効である。遅延ライン７は図面を簡単化にするため
に省略されている。音程（トーン）発生器23は、75Hz、
115Hzおよび225Hzの基本周波数をそれぞれ有する３つの
モーグ921B電圧制御発振器（VCO）23a,23bおよび23cを
具備している。921B発振器はそれぞれ三角波出力信号を
生成する。モーグ921A発振器21の制御装置は、信号調整
装置５からの進行するEEG信号で振幅で１ボルト増当り
周波数で１オクターブ増の比率でVCOの周波数スイング
を決定する。VCOの感度は、EEG信号調整装置５からの入
力にモーグCP3A電圧利得／減衰装置を配置することによ
って調節されてもよい。モーグCP3Aミキサ25は、ミキサ
25の出力信号がコード（chord）音程を発生することが
できるようにそれぞれ10:6:5の比で３つのVCOからの出
力を結合する。

ミキサ25からの出力信号は、モーグ904A高共振電圧制
御ローパスフィルタ（VCLPF）27に入力信号として供給
される。信号調整装置５からの進行するEEG信号の電圧
の値は、それが電圧信号の振幅に比例して発振器のミキ
サ25からVCOの高い周波数を通過させるようにVCLPF27を
変調する。換言すると、VCLPFはさらに強いEEG活動に応
答してミキサ29に高い周波信号のほとんどを供給する。
モーグCP3Aミキサ29は1:10の比でミキサ25およびVCLPF2
7からの出力信号を結合する。ミキサ29からの出力信号
は音響フィードバック信号に変換され、図２に示されて
いないがヘッドオンを通して人間に導かれる。したがっ
て、音楽的フィードバックは主としてVCLPF27によって
発生されたオーバートーンスイープから成る。EEGにお
ける瞬間的な発振はさらに、高周波音程の相対的な強度
がVCOの発振周波数が増加するにしたがって高まるよう
にVCO23とVCLPF27との間の位相関係を維持することによ
って強調される。

本発明の別の実施態様は、電気的に生成された音響の
規則性をオフセットするようにVCLPF制御ラインに疑似
ランダムに時間的に変化する信号を付加することであ
る。図２に示されたように、モーグCP3A音響ミキサ24は
疑似ランダム信号発振器22から出力信号を発生するよう
に３つのモーグ921B電圧制御発振器の出力を結合する。
VCOはほぼ1Hz程度の発振の異なった比較的低い周波数を
有するように調節される。VCLPF27はミキサ24およびEEG
信号調整装置５からの制御信号を1:1の比で結合する。

VCLPF27は、音楽的フィードバックが長時間にわたっ
て聞き易いように音調変調の形態で音響周波数発生器23
からの出力ピッチに音楽的嗜好を付加する。比例して同
位相で音調を変調すると進行するEEG信号はリスナーに
生理学的情報を提供し、したがって共振フィードバック
を誘起するのに効果的である。疑似ランダム電圧信号は
バイオンリのような楽器によるビブラートと同様にして
出力音響の音調または“カラー”に作用する。疑似ラン
ダム信号はリスナーに心理学的に快適な音調変調を行な
わせるようにオーバートーンスイープの速い瞬間的な発
振および周波数変調コード音程に対して識別できる静か
なリズムのランダムさを付加する。

図３は、図２に示された装置により実行される信号処
理ステップのフローチャートである。進行するEEG信号
は増幅されフィルタされた後ステップ５において入力を
形成し、ステップ７で遅延される。時間遅延は信号処理
通路に沿ったいずれで行われてもよく、図１と一致する
ように入力信号に対して生じるものとして示されてい
る。生理学的情報は、聴取者の脳が反応する音響に変換
することができる信号に音響スピーカが進行するEEG信
号の瞬間的な発振を変換することによって生理学的内容
のステップ31において生じる。生理学的内容ステップ
は、人間の脳が振幅（ラウドネス）の変化よりピッチの
変化に対して30倍以上敏感であるため進行するEEG信号
に応じて信号発生器33からの音程コードのピッチの周波
数変調を含んでいることが心理音響学的に好ましい。生
理学的内容ユニット31の出力の部分は、延長されたリス
ニングに適した音楽にハーモニックベースを付加する嗜
好ステップ37を提供する。付加的な嗜好は疑似ランダム
信号発生器32によって与えられるか、或いは疑似ランダ
ム信号がステップ37で入力信号だけを供給する。嗜好ス
テップ37および生理学的内容ステップ31からの出力は、
音楽的フィードバック信号への変換に適したステップ40
で出力信号を形成するためにステップ39で混合される。

図３に示されたフローチャートの機能的短縮は、本発
明の技術にしたがって機能するようにデジタル音響合成
の技術を使用する装置を含む多数の異なる装置を使用し
て多数の方法で行われることが理解されるであろう。

強化モデル 図４は本発明の好ましい実施例のアナログ構造のブロ
ック図である。信号バス６はEEG信号調整装置５から進
行するEEG信号を受信する。遅延ライン７は説明を簡単
にするために省略されている。周波数変調ユニット41
0、ベル装置420、オーバースイープユニット430および
シーケンサユニット440は、図４に示されていないTasca
m M512ミキサのような技術的に良く知られた手段により
混合されて４つの音楽的音声に変換される４つの信号に
バス６上の進行するEEG信号を変換する。

周波数変調ユニット410は、進行するEEG信号の振幅変
化によって変調された音程コードを発生する。FMユニッ
トは、他の音声との所望のハーモニック関係を形成する
ように結合された３つの位相ロックされた電圧制御発振
器を含む。周波数変調ユニットは、他の３つの音楽的音
声によって形成された複合音楽上部構造に対するハーモ
ニック背景だけでなくライン６上の進行するEEG信号の
振幅曲線に対応した瞬間的音響フィードバックの形態で
生理学的情報を提供する。

ベル装置420は、叩かれたベル音響のような不連続的
な音響インパルスの形態で第２の音声を発生する。ベル
装置は、出力信号が最終的に変換されるベル音響の振幅
およびピッチをそれぞれ制御するために２つの制御信号
入力420aおよび420bを受ける。ベルの発生は進行するEE
G信号の電圧の振幅に関係して決定される。EEG信号が第
１のしきい値レベルを越えた場合、モーグ912シュミッ
トトリガーのような第１のしきい値検出器421は入力422
aにおいてサンプルおよび保持ユニット422に電圧制御信
号を供給する。サンプルおよび保持ユニットは入来した
EEGサンプリングし、ベル装置420において音程発生器を
調節することによって電圧制御信号に応答する。

第１のしきい値検出器421からサンプルおよび保持ユ
ニット422への電圧制御信号は、局部的最大値で高まる
ために進行するEEG信号に必要な時間を近似する時間の
期間遅延ライン424において遅延される。遅延時間の値
は、進行するEEG信号の周波数および振幅だけでなくし
きい値レベルの値に依存する実験的に決定された各被験
者に対して計算されたパラメータである。音程発生器か
らの音程の周波数は、サンプルおよび保持ユニットがト
リガーされる時間における進行するEEG信号の相対的な
瞬間的振幅に対応した制御入力422bにおける電圧の値に
比例する。したがって、音程発生器のピッチは脳波の頂
点における進行するEEG信号の（近似の）振幅に比例す
る。

エンベロープ発生器423からの出力は、ベルの振幅エ
ンベロープを考慮するようにベル装置からの信号の振幅
を変調する。EEG信号が第１のしきい値レベルを越えな
い場合、ベル装置420は出力信号を発生せず、ベル音響
は生じない。

オーバートーンスイープユニット430は音楽的フィー
ドバックに対する第３の音楽的音声を形成する出力信号
を発生する。オーバートーンスイープユニットは複数の
音程発生器を含む。高い共振電圧制御ローパスフィルタ
は、進行するEEG信号の大きい振幅に応答してさらに高
い周波数の音程を通過させるように進行するEEG信号に
関して変調される。オーバートーンスイープは、エンベ
ロープ発生器432からの信号によって示されたように第
１のしきい値レベルを越えた進行するEEG信号の振幅だ
けに反応してトリガーされる。エンベロープ発生器432
は、最大音調変調がベル音響の後に生じるようにスロー
アタックにより構成される。したがって、音調変調はフ
ィードバック信号の音楽に心理音響学的に正しい嗜好を
付加するベルに対して“ゴースト”音響として機能す
る。

さらに、エンベロープ発生器は進行するEEG信号が第
１のしきい値レベレルより下に低下した直後に完全に遮
断されないことが好ましい。このヒステレシスは、エン
ベロープ発生器の出力の振幅を第１のしきい値レベルよ
り大きい振幅を有する脳波の発生する周波数の増大と共
に増大させる。したがって、オーバートーンスイープは
進行するEEG信号から生じるフィードバック信号を生成
し、一方EEGに含まれる生理学的情報とのある程度の対
応を依然として保つ。

シーケンサユニット440からの出力信号は音楽的フィ
ードバックに対する第４の音楽的音声を形成する。シー
ケンサは連続した24の音調を発生することができる。シ
ーケンサは進行するEEG信号から２つの制御信号を受信
する。シーケンサがそのシーケンスにおいて循環する速
度を制御する１つの制御信号はインバータ431を通過す
ることによってエンベロープ発生器432の負の出力に対
応する。エンベロープ発生器432からの信号の負の電圧
は第１のしきい値を越える進行するEEG信号の発生に比
例してシーケンサ440の循環速度を低下させる。モーグ9
12シュミットトリガーのような第２のしきい値検出器44
1は進行するEEG信号から第２の制御信号を直接導出す
る。第２のしきい値は、第１のしきい値検出器421より
大きい電圧レベルに設定されることが好ましい。第２の
制御信号はその音調のシーケンスの始めにシーケンサを
リセットする。したがって、シーケンサは進行するEEG
信号が第１のしきい値を越えたときは常に低速になり、
第２のしきい値を越えたときは常にスタートする。

図５は、図４に示された周波数変調ユニット410のさ
らに詳細な機能ブロック図である。モーグCP3A利得制御
ユニット51は、モーグ921A発振制御装置53に供給される
ライン６からの進行するEEG信号の振幅を制御する。発
振制御装置53は、75Hz、158Hzおよび225Hzの基本周波数
をそれぞれ有する３つのモーグ921B電圧制御発振器55a,
55bおよび55cの発振周波数をそれぞれ制御する出力信号
を発生する。周波数発振器からの出力は三角波形のよう
なハーモニィの多い構造を含む。モーグCP3A音響ミキサ
57はモーグミキサ上のセッティングによって示されるよ
うにそれぞれ10:6:5の比率でVCOからの出力信号を結合
する。

図６は、図４に示されたベル装置420とサンプルおよ
び保持ユニット422と、エンベロープ発生器423とのさら
に詳細な機能ブロック図である。図４から、モーグ902
電圧制御増幅器621はライン６からモーグ1528サンプル
および保持ユニット422に進行するEEG信号を導入する。
サンプルおよび保持ユニットは、信号バス６からの進行
するEEG信号の電圧に比例する出力電圧を生成するよう
に第１のしきい値検出器421によってトリガーされる。
一度トリガーされると、サンプルおよび保持ユニット42
2は10.7KHzの中心周波数を有するモーグ921電圧制御発
振器623の発振周波数を決定する。モーグ902電圧制御増
幅器625は三角波の形態で電圧発振器623から入力信号を
受信する。モーグ911エンベロープ発生器423は、結果的
な音響出力がベルのように音響し、したがって結果的な
音響出力に音楽的嗜好を与えることができるようにVCA6
25からの電圧出力信号の振幅を変調する。エンベロープ
発生器は、しきい値検出器421によりトリガーされた４
ミリ秒後に最大振幅に達する。ベル音響およびFM音響を
位相整列させるために、FM音響は付加的な４ミリ秒だけ
遅延され、この遅延は遅延時間を計算するときに考慮さ
れるべきである。しかしながら、FMユニットはそのよう
に遅延されるものとして示されていない。この比較的シ
ャープな立上り時間は、叩かれたベルの特性であるシャ
ープなアタック時間に対応する。その後振幅エンベロー
プは200ミリ秒後に最大振幅の60％に低下する。発生器
はベル音に近似するように付加的な200ミリ秒後に遮断
される。

図７は、図４に示されたオーバートーンスイープユニ
ット430のさらに詳細な機能的ブロック図である。モー
グCP3A音響ミキサ73は75Hz、144Hzおよび257Hzの基本周
波数をそれぞれ有するモーグ921電圧制御発振器71a、71
bおよび71cからの三角波出力信号を10:3.5:5の比で混合
する。モーグ904A電圧制御ローパスフィルタ75はその音
調スペクトル内容が図４のエンベロープ発生器432によ
って変調された後、主ミキサに音響ミキサ73の出力信号
を導く。エンベロープ発生器432は、しきい値検出器421
によってトリガーされた500ミリ秒後に最大値に達する
出力信号を生成する。出力エンベロープの振幅はその後
次の400ミリ秒の間にピーク値の70％に降下し、付加的
な500ミリ秒後に完全に遮断される。したがって、エン
ベロープ発生器432の合計処理時間はアルファ波の予測
された期間より大きい。したがって、後続するアルファ
波は制御信号の振幅を増加または最大に維持し、オーバ
ースイープの振幅を維持または増加する。エンベロープ
発生器はアルファバーストの終りに最終的に遮断する。

図８は、図４に示されたシーケンサユニット440のさ
らに詳細なブロック図である。エンベロープ発生器432
の出力は、シーケンス発生器82にクロック信号を供給す
るモーグ960シーケンスクロック制御装置81をトリガー
するために図４に示されるようにインバータ431によっ
て反転される。シーケンス発生器は合計24の音調に対し
てそれぞれ３行の８つの音調を有する。シーケンス発生
器は固定された速度で24の音調を循環し、モーグ901B電
圧制御発振器83からの方形波出力信号の周波数をシフト
するボード（Bode）1630ハーモニック周波数シフタ84を
変調する。周波数シフタ84からの出力信号は、シーケン
スクロック制御装置81からのトリガー信号に応答してモ
ーグ911エンベロープ発生器87からの出力信号により振
幅変調されたモーグ902電圧制御増幅器85を通過する。

シーケンス発生器82の循環速度は、第１のしきい値検
出器421からのエンベロープ発生器制御信号の電圧値に
比例するシーケンス制御装置81からの制御信号の振幅に
比例して減少する。シーケンスクロック制御装置81はま
たモーグ961CPインターフェイスユニット86を介してエ
ンベロープ発生器87をトリガーする。エンベロープ発生
器は任意の所望の楽器に対応するように出力振幅エンベ
ロープを変化することによってハーモニック周波数シフ
タ84からの出力信号に音楽的嗜好を付加する。

シーケンス発生器はまた第１の行にシーケンスを再ト
リガーするために制御信号入力を具備している。シーケ
ンス発生器82は、３列の任意のものにシーケンス制御装
置を再トリガーする３つの制御ポートを有するモーグ96
2シーケンススイッチを具備している。しきい値検出器4
41からの出力信号は、進行するEEG信号が第２のしきい
値レベルを越えるたびに第１の行に出力スイッチを、ま
た第１の列にシーケンス発生器をトリガーするためにモ
ーグ961CPインターフェイスを使用する。

図９は、図４乃至図８に示された装置によって行われ
るような信号処理ステップのフローチャートである。ス
テップ90で受信された進行するEEG信号は、制御に無関
係な発生音響に進行するEEG信号中の後続的な瞬間的変
化を制限する連続した信号処理路を設ける。種々の中間
信号処理路は、特に音楽的フィードバック信号に多数の
情報路を含むようにして構成された進行するEEG信号の
特有の特徴または特性に対応する。したがって、音楽は
実時間共振ループにおいて使用されたときに脳の生物学
的活動に影響を与えることができる心理音響的に正しい
形態で進行するEEG信号の実時間分析を伝達する。

図９を参照すると、進行するEEG信号における瞬間的
な変化はステップ91で伝達される。瞬間的な変化を示す
好ましい方法は進行するEEG信号により音程コードを周
波数変調することである。その代わりとして、振幅（強
度）は進行するEEG信号の振幅により変調される。周波
数変調は、人間の聴覚系が周波数の変化に対して30倍以
上敏感であるため好ましい。ステップ91からの出力信号
は混合ステップ92に入力信号を供給する。この第１のレ
ベルの信号処理は現在のEEG活動の最も瞬間的に可能な
表示を提供する。

別のレベルのEEG信号処理および分析はEEGの主な特徴
を抽出し、EEG信号が状態試験94で感知された予め定め
られた特性を生じたときに常に音響を発生することによ
ってそれらを強化する。重要な特性のないときに生じる
出力はない。いくつかの音響はいずれも特定の特徴を強
化するように発生され得る。しかしながら、そのアタッ
ク時間のピーク強度が、長期間を有する音響が先行した
特徴が同じ特徴の後続した発生を不明瞭にすることを可
能にするために強化されるEEG特徴の期間を越えた場
合、絶対的に生理学的に正しい音響はない。例えば、ほ
ぼ10Hzの周波数を有するアルファ活動に対して各ピーク
を強化するには100ミリ秒より短いアタック時間を有す
る音響が必要である。ベル、チャイムまたはハープ音
は、著しく短いアタック時間を有するために好ましく、
またリスナーにとって心理学的に音楽的に快適であり、
したがってフィードバック音楽に音楽的嗜好を付加す
る。

進行するEEG信号の別のレベルの信号分析および処理
は進行するEEG信号の現在の嗜好の表示を生成すること
を含む。現在の嗜好は、進行するEEG信号の頂点のよう
な特徴に応答してステップ97でオーバートーンスイープ
を生成することによって示されることができる。したが
って、進行するEEG信号は進行するEEG信号が好ましい活
動を最初に呈したときにフィードバックのハーモニック
内容を増加することによってフィードバック音楽の音楽
的嗜好を変化し、その後好ましい活動の反復時によりハ
ーモニィを連続的に送る。オーバートーンスイープは、
生成が瞬間的な反応を誘起しないように構成されている
ため進行するする生理学的活動から得られた表示を提供
する。しかしながら、オーバートーンスイープは進行す
るEEG活動の相対的な表示および特定のタイプのEEG活動
の生成範囲である。

進行するEEG信号のさらに別のレベルの信号分析およ
び処理は、通常のバイオフィードバックと同様に音楽的
嗜好の時間平均の表示を生成する。時間平均嗜好は、そ
の相対的振幅等の進行するEEG信号のある特性に応答し
てステップ98で一連の音調を修正することによって示さ
れることができる。さらに、音調のシーケンスは、延長
された時間期間フィードバック音楽を心理的に快適にす
るように進行するEEG信号と関係なく音響出力に著しい
音楽的嗜好を提供することができる。

図９に示されているように、特徴抽出、現在の嗜好お
よび平均嗜好信号処理レベルは全て調節ステップ94で検
出された進行するEEG信号の共通の特徴に応答する。し
たがって、多数の情報路は進行するEEG信号における瞬
間的な変化の導関数であっても異なる方法で同じ生理学
的活動を強化する傾向がある。さらに、付加的な音楽的
嗜好は調整試験99により示されるように進行するEEG信
号の別の特性に応答してトリガーされる。音楽的嗜好は
現在の生理学的情報および人間がそのEEG活動を制御す
ることを学習することを可能にする知覚的に識別できる
時間平均学習情報との両者を提供する。

特有の有効性は音楽的形態で情報路を構成することに
よって得ることができることが認められる。例えば、現
在の音楽的嗜好および特徴抽出音響、並びに長時間の嗜
好音響はフィードバックに音楽的内容を付加するように
互いのカウンタメロディとして機能させられることがで
きる。各音声の相対的な知覚プロミネンスは、本発明の
一部の要約において示されたように所望の脳状態の相対
的な大きさを示すように変化させられることができる。

図９に示されたフローチャートにおいて行なわれる信
号処理ステップは、本発明の技術にしたがって動作する
装置を形成するためにデジタル音響合成の技術を使用す
る装置を含んでいることが好ましい異なる装置で構成さ
れる。種々の付加的な音楽的音声は出力に付加されても
よい。他の音楽的関係は永久的にまたは時間的変化手段
のいずれかにより音楽的音声の間において構成されるこ
とができる。

代替実施例 図１に示された本発明の実施例に対する修正は頭皮上
の付加的な位置から進行するEEG信号を測定し、いくつ
かの位置でそれを同時に強化し、或は１つの位置でそれ
を強化し、一方別の位置におけるその生成を低下させる
ように音響フィードバックを修正することである。例え
ばP₃位置で電極によりアルファ波活動を強化することに
対して、生理学的情報すなわち右耳に周波数変調音程コ
ードおよびベル音響を、左耳にオーバートーンスイープ
および音調シーケンスを導入することが好ましいと考え
られる。したがって、２等分の聴取では生理学的刺激は
右耳により聞かれる音響は脳の左側を刺激するため脳の
左側に限定される。したがって、脳の右耳はベータ波の
ような別のタイプのEEG活動を自由に発生させる。文献
において、右脳の一時的なローブにおける対応したベー
タ活動を伴うP₃でのアルファ活動は正の情緒イメージを
持つ内側に集中された注意の状態に対応することが示唆
されている。さらに右脳は音調シーケンサおよびオーバ
ートーンスイープによって伝達された学習情報を全体的
に良好に処理し、その変化する音楽的構造に応答するこ
とができる。

図２および図４に示された信号処理ステップは、デジ
タル音楽装置により構成されてもよいことが理解される
であろう。事実、デジタル音響合成技術は広範囲の音声
が進行するEEG信号に存在する広範囲の現象に応答して
構成されてもよいため好ましいと考えられる。音声およ
び音声の音楽的構造を生成するために使用された特定の
EEG現像は、所望の生理学的反応を生成するために実験
ベースで選択されてもよい。さらに、デジタル装置は、
フィードバック音楽がセッションを通して人間がEEGの
パラメータが変化するように人間の適切な反応を誘起す
るように連続し、彼が所望の状態に深く入るように使用
中にトリガーするしきい値の自動的スケーリングだけで
なく、もっと正確な特徴抽出を可能にする。その代わり
として、または付加的に、音楽的音声は純粋に審美的考
慮に基づいてコンポーザによって構成されてもよい。デ
ジタル分析および合成装置は、生理学的および心理音響
学的に“正しい”音響を実験的に発見する際に費やされ
る量および時間を減少することによって音響フィードバ
ックの複合化および構成を非常に簡単にする。

付加的な音声は興味深く生理学的に適切な効果を生成
するように与えられてもよい。両タイプの生成された音
楽的音響および音響の品質が脳波活動を強化する本発明
の能力に直接影響する。適切な音響を選択するために使
用される基準は上記に示されている。フィードバック音
楽の音楽的品質は共振フィードバック効果が進行するこ
とを可能にするように現在まだ定まらない最小しきい値
を越えなければならない。

本発明により得られた１つの特有の結果は、共振フィ
ードバックにおける種々の音楽的音声に応答した合成効
果の生成、すなわち光およびカラーの観察である。特有
のカラーまたはカラーパターンは音楽における特定の音
声に続くことが観察される。合成効果は本発明の原理を
使用して試験された個々のほぼ1/3だけ経験される。こ
の結果は、視覚フィードバックの付加が音響フィードバ
ックにより得られた効果を増大することを示唆する。

応用 本発明は楽しむことができる音楽を生成するのに有効
である。例えば、第２の音声はベル音響、チャイムまた
はその他所望の音程を含むことができる。同様に、シー
ケンサは任意のタイプのメロディを生成するために任意
の所望のタイプの楽器から24の音調を再生することがで
きる。本発明は、人間が物理的に構成を行うことを必要
とせずに識別制御によって音楽を学習し演奏することが
できる楽器として使用されてもよい。

本発明は、アルファ波活動のような高い振幅、低い周
波数のEEG活動を共振するように強化することによって
動作するリラックス装置として使用されてもよい。この
ようなバイオフィードバックはまた個人が種々の内部状
態を得るために脳波パターンを監視して変化することを
可能にする。精神分析医は特定の脳状態を強化または減
少させることによって導入されたイメージ等種々の治療
方法を容易にすることができる。神経学者は、誘起され
た潜在反応を発生させるようにフィードバック音楽内に
含まれた不連続的な音響のような制御された信号を導入
することによって脳機能の音楽的に快適な試験として本
発明を使用することができる。さらに別の応用は、物理
学者または麻酔専門医のような研究者がオシロスコープ
上に形成された可視画像の規則的に見張り続けることを
必要とせずにラウドスピーカに対して患者または被験者
の脳の状態を監視することを可能にする治療監視装置で
ある。

実験において、本発明は約数分内の個人の脳波活動を
制御する快適な方法を彼に提供する。さらに、本発明に
よるバイオフィードバック共振を経験した個人は不安が
統計的に著しく減少することを示す。本発明は、アルフ
ァ活動量が無音または偶発的でないが別の点において類
似している音響刺激に比べてフィードバック中に増加す
るためアルファ波活動を活発に促進する。反対に非共振
バイオフィードバック技術は不適当なフィードバック信
号によりアルファ波活動を妨害する。

本発明は、心理学的および神経学的な状態を診断する
ために使用されることができる。フィードバック音楽に
含まれる個人の情緒的および機能状態のドラマチックな
表現は人間の心理状態を直接的に示す。実験的なガイド
ラインは、開業医が批判的および分析的にフィードバッ
ク音楽を聞いて、個人に関する診断意見を形成すること
を可能にする。さらに本発明は、フィードバック音楽お
よびフィードバックの効果を生成するために使用される
EEG信号源が正確に限定されることができるため、発作
または頭部外傷等の精神的衝撃後の不調を聞いて評価す
る診断方法を形成するために使用されることができる。
本発明はまた音楽または言語の生成または知覚に関連し
た脳活動をマッピングするのに有効である。

本発明の付加的な応用は、人間の脳とコンピュータ間
等の人間／機械インターフェイスの一般分野に対するも
のである。実験において、本発明は個人が音響パターン
を反復するように彼等のEEG活動を制御することを可能
にすることを示す。人間の脳はメロディのような非常に
多数の音楽パターンを容易に記憶し、それらを区別す
る。個人は、非常に多数の異なる制御信号を記憶し確実
に再生することができなければならない。したがって、
図１を参照するとスピーカ５は所望の音楽的パターンを
認識した後、音楽的装置とは限らない装置に対する適切
な制御信号を発生するパターン認識装置により置換され
てもよい。

本発明はまた個人間通信を可能にする。当業者は、種
々の音声が１人以上の個人間の特定の合成または精神状
態を示すフィードバック信号に加えられることを容易に
理解し得る。したがって、音楽的フィードバックは例え
ばデュエットを演奏しているバイオリンとチェロとの間
に生じる伝達のタイプに類似した通信形態を含む。しか
しながら、この例にはこれまで知られていなかった同質
の“集団思考”および情緒的伝達の形態が含まれる。

例１ リラックスを誘起する本発明の性能は、図10に与えら
れた実験結果によって示されている。15人の被験者のサ
ンプル群が選択された。被験者は治療中の患者ではな
く、精神病の兆候を呈するものはいなかった。各被験者
は音響なしで静かに座っている10分間の制御期間を経験
し、続いて10分間の共振フィードバックが行われた。各
被験者の不安状態はシュピールベルガー（Spielberge
r）自己報告不安スケールを使用して10分間の前および
後に測定された。シュピールベルガースケールは当業者
に良く知られている。図10の縦座標はシュピールベルガ
ースケールで測定されたときの相対的不安スコアを示
す。45乃至50の範囲のスコアは不安の明瞭な兆候に対応
する。中間の30におけるスコアは適度に高いレベルの不
安を示す。スケール上の最低の可能なスコアは20であ
る。

図10に示されるように、静寂はその期間の前および後
にそれぞれ得られるブロックＡおよびＢに対するスコア
を比較することによって認められるように不安のレベル
を変化しない。測定値は中間の30に位置している。しか
しながら、共振フィードバックの前および後にそれぞれ
得られるスコアに対応する共振フィードバックブロック
ＣおよびＤによって示されるように、共振フィードバッ
クの後には不安は中間の30台から中間の20台に著しく減
少した。共振フィードバックの結果としての不安の減少
は統計学的な意味で顕著であるＰ＜0.05レベルである。

例２ 図11は共振フィードバック中の１人の被験者における
アルファ活動の増加を例示する。縦座標は頭皮上のCZ位
置で30秒間にカウントされるアルファ波の数に対応す
る。FBは共振フィードバックを経験する単一で表した個
人から得られた波カウントに対応する。反対に、NSは音
響なしに匹敵する期間に対応する制御状態に対するアル
ファカウント数を表す。NCは彼自身の脳波活動に対応し
ているが、進行するEEG信号に依存しないように数分だ
け遅延される音楽を聞いている同じ個人に対するアルフ
ァカウントに対応する。図11は、共振フィードバックが
静寂だけから得られるより多くのアルファ波数を生成す
ることを明瞭に示す。さらに、進行するEEG信号に依存
しない音楽とは反対に共振フィードバックにより得られ
たアルファ波の数はEEG活動の所望の形態を誘起したと
きの共振フィードバックの重要性を示す。

例３ 図12は１人の被験者に対する種々のデシベル強度レベ
ルにおける共振フィードバックの影響の表示比較に対応
する。垂直スケールは、頭皮上のCZ位置に結合された電
極（400単位＝13.6マイクロボルト）により測定される
ようなアルファ波信号中に存在する相対的なパワーに対
応する。水平軸はデシベルにおけるフィードバックの強
度に対応する。図12を参照すると、曲線130で表され
る、共振フィードバックと共に存在するアルファ活動量
は曲線131により表されるような非依存的な音響と同じ
タイプの演奏された音楽により生成されたものから実質
的にほぼ86デシベルにおいて分離している。さらに、共
振フィードバックおよび非依存的フィードバックにより
測定されたアルファ活動の量は、強度がほぼ82デシベル
で低下するにしたがって集中し始める。86デシベルの強
度は、適度に高いリスニングレベルで動作する家庭用ス
テレオシステムによって生成された音量にほぼ対応す
る。さらに、共振フィードバックにより生じたアルファ
活動の量は86デシベル以後強度と共に増加する。反対
に、非依存的フィードバックによって生成されたアルフ
ァ波活動の量は、最大強度で曲線131における最小によ
り示されるような強度の増加と共に減少する。数人に関
して行われた実験は、この信号対雑音比の内容において
86デシベルのしきい値が共振フィードバックの開始の基
準であることを示す。

例４ 図13および図14は共振フィードバックを最大にする遅
延期間の重要性を示す。図13aは図示された個人の頭皮
上のP₃の位置における周波数を持つアルファ波の分布を
示す。縦座標は30秒間隔中に観察されたEEG波の数に対
応し、水平軸は交差点分析を使用することによって得ら
れた周波数の範囲を示す。この特定の個人は10HZで最大
アルファ波活動を呈する。図13bにおいて、垂直軸はア
ルファ波カウントを表し、水平軸は本発明を使用した共
振フィードバック中に得られた合計遅延時間をミリ秒で
表す。アルファ波活動の最適量は100ミリ秒の期間を有
する10Hzの周波数に対応した100ミリ秒の遅延時間によ
り得られた。したがって、最適遅延時間はこの被験者の
好ましいアルファ周波数に正確に対応する。

図14は、第２の被験者に対する類似した結果を示す。
図14aに示されるように、この個人は125ミリ秒の期間に
対応した8Hzの好ましいアルファ周波数を有する。図14b
は、本発明を使用して得られたアルファ波活動の最大量
が好ましいEEGアルファ周波数に再び対応する125ミリ秒
の合計遅延時間により生じることを示す。したがって、
任意の特定の個人に対して所望のEEG活動の好ましい周
波数は共振フィードバックループ中に存在する最適遅延
時間を決定する。共振は脳が重要なEEG活動を生成する
ことを好む周波数にフィードバック時間遅延を整合する
ことによって最大にされる。

次の研究に関する提案 上記において本発明の多数の可能な適用が示されてき
た。特に有望な適用は、通常の侵入的な脳刺激技術に代
わる共振フィードバックの使用である。

この脳刺激方法は、刺激されるべき脳の領域に電極を
外科的に埋込むことを含む。脳に対する結果的な影響は
電極の位置および刺激の周波数に依存する。例えば、脳
の領域は高周波の刺激により付勢されることができ、一
方抑制および消勢は低周波の刺激の結果として生じる。
しかしながら、電極の外科的埋込み方法は非常に侵入的
であり、脳刺激への研究および診断または治療器具とし
ての有効性の両者をかなり制限する。

反対に、共振フィードバックは頭皮上に位置される非
侵入的電極を使用する。電極の位置はフィードバック音
楽によって“刺激される”脳の領域を決定する。さら
に、建設的および破壊的干渉を使用した選択的フィルタ
処理および遅延時間の慎重な処理は異なる周波数の“刺
激”を生成することができる。したがって、共振フィー
ドバックは脳の選択された領域を組織的に刺激する可能
性を生む。

共振フィードバックを使用する脳刺激に対する１つの
可能な適用は神経運動に関わる。脳障害を持つ人間のリ
ハビリテーションプログラムは本質的に神経運動の概念
に関して構成され、損傷を受けた領域を包囲する脳の領
域は、損傷された脳細胞の機能を代行するように組織的
に刺激される。共振フィードバックは脳の選択された領
域において神経活動を刺激する際に効果的であり、した
がって神経運動の１形態として機能すると考えられる。
共振フィードバックは、音楽および言語障害に関わる場
合に特別の効果を提供すると考えられる。

最近の超伝導における発達およびマグノメータによる
脳波記録に関する研究は、向上した分解能および選択性
が脳の任意の領域の共振刺激を助けるためにすぐに利用
できることを示す。マグノメータは、進行するEEG活動
に関連した磁界における振幅の半周期的変化に対応した
入力信号を発生するように図１に示された頭皮電極３を
置換する。マグノメータは、脳内の完全に限定された領
域の深部において生じたEEG活動を示す信号を発生する
ように半周期的な磁気活動を三角測量することができ
る。フィードバックループに挿入された遅延は、マグノ
メータがまた音響刺激に対する脳の領域の反応を決定す
るために使用されることができるため、フィードバック
信号と進行するEEG活動との間の所望の位相関係を得る
ために調節することができる。

さらに、フランクダフィ氏により開発されたBEAMのよ
うなEEGコンピュータ分析方法は、脳の領域が特定の情
緒、認識および意識の状態と関連するのはどのEEG活動
かを示す脳の拡大したマップを提供している。この情報
は共振フィードバックプロトコールの設計のガイドおよ
び共振刺激に対して脳の領域を選択する際のガイドとし
て使用されることができる。

本発明の原理、好ましい実施例および動作モードは上
記のように明細書中に説明されている。しかしながら、
ここで保護される発明は、限定のためではなく単なる説
明に過ぎないここに示された特定の態様または与えられ
た特定の例に限定されるものではない。当業者は本発明
の技術的範囲を逸脱することなく変形および変更を行う
ことができる。したがって、上記の詳細な説明は本質的
に例示であって、添付された請求の範囲に示された発明
の技術的範囲を限定するものではない。

Claims (12)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】生物学的エンティティの脳の少なくとも１
   つの領域からEEG信号を受信する手段と、ここで、前記
   脳の少なくとも１つの領域は聴覚的刺激に反応し、前記
   EEG信号は電圧振幅で表現される変化を有し、音楽に前
   記EEG信号を変換する手段と、脳によって受信されるよ
   うに前記音楽を導びく手段とを具備する音楽を生成する
   バイオフィードバック装置において、 前記変換手段は前記EEG信号における変化の聴覚的表現
   を生成する手段と、音楽的嗜好を発生し、そして前記音
   楽を生成するために前記聴覚的表現にこの音楽的嗜好を
   付加する手段とを具備し、前記導く手段は前記音楽に対
   する脳の反応が前記脳の少なくとも１つの領域から受信
   されたEEG信号に関し予め定められた位相関係で生ずる
   ように決定された時間の期間だけ脳に送られた音楽を遅
   延する手段を具備し、前記位相関係はEEG信号を強化す
   るためあるいは妨げるための選択を可能とすることを特
   徴とするバイオフィードバック装置。
2. 【請求項２】さらに、前記EEG信号における前記変化の
   発生を予測する手段を特徴とする請求項１記載のバイオ
   フィードバック装置。
3. 【請求項３】前記予測手段は、前記脳が予め定められた
   時間期間にわたって前記変化を生成する好ましい周波数
   を決定する手段を具備していることを特徴とする請求項
   ２記載のバイオフィードバック装置。
4. 【請求項４】前記予測手段は、最も新しい先行した変化
   に対する期間を決定する手段を具備していることを特徴
   とする請求項２記載のバイオフィードバック装置。
5. 【請求項５】さらに、前記EEG信号における前記変化の
   前記予測された発生に対応するように前記遅延手段を修
   正する手段を特徴とする請求項２、３または４記載のバ
   イオフィードバック装置。
6. 【請求項６】さらに、脳によって受信された前記音楽に
   おける予め定められた音楽パターンに反応して制御信号
   を生成する手段を具備することを特徴とする請求項１記
   載のバイオフィードバック装置。
7. 【請求項７】生物学的エンティティの脳の少なくとも１
   つの領域からEEG信号を抽出するステップと、ここで、
   脳の前記少なくとも１つの領域が聴覚刺激に反応し、前
   記EEG信号は電圧振幅で表現される変化を有し、音楽に
   前記EEG信号を変換するステップを含む音楽を創造する
   のに有効なバイオフィードバック信号を生成する方法に
   おいて、 前記EEG信号における変化の聴覚表現を生成し、音楽的
   嗜好を生成し、前記音楽を形成するために前記聴覚的表
   現に音楽的嗜好を付加し、脳によって受信されるように
   前記音楽を導入し、 前記音楽に対する脳の反応が前記脳の少なくともある領
   域から抽出されたEEG信号に関する予め定められた位相
   関係で生ずるように決定された時間の期間脳に対する前
   記導入を遅延するステップを有することを特徴とする方
   法。
8. 【請求項８】さらに、前記EEG信号における次の特有の
   変化の発生を予測するステップを特徴とする請求項７記
   載の方法。
9. 【請求項９】前記予測ステップは、前記脳が予め定めら
   れた時間期間にわたって前記変化を生成するのに好まし
   いあるいは特有の周波数を決定するステップを含むこと
   を特徴とする請求項８記載の方法。
10. 【請求項１０】前記予測ステップは、最も新しい先行し
    た変化に対する期間を決定するステップを含むことを特
    徴とする請求項８記載の方法。
11. 【請求項１１】さらに前記EEG信号における前記特有の
    変化の前記予測された発生に対応するように前記遅延時
    間期間を修正するステップ特徴とする請求項８記載の方
    法。
12. 【請求項１２】脳により受信された前記音楽における予
    め定められた音楽パターンに反応して制御信号を生成す
    るステップを含むことを特徴とする請求項９記載の方
    法。