JP5283065B2 - Motion-related potential signal detection system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、脳内の運動命令に応じて発生する運動関連電位の信号を検出し、例えばリハビリテーション装置やブレインコンピュータインタフェース等に広く応用可能な運動関連電位信号検出システムに関する。 The present invention relates to a motion-related potential signal detection system that detects a motion-related potential signal generated in response to a motion command in the brain and can be widely applied to, for example, a rehabilitation apparatus or a brain computer interface.
ヒトが随意的に筋を収縮させる「運動」を行うとき、その運動を引き起こしている「運動命令」は、大脳より発せられている。この運動命令は、脳内における運動関連電位(MRCP)として観察される。運動関連電位は、実際に身体を動かして運動したときや、身体を動かすことなく運動を想起したときに誘発され、身体部位ごとに、その部位に対応する特定の運動野付近に発生する。この運動関連電位の発生は、脳の電気的な活動を表す脳波に信号成分として含まれていることから、脳波から運動関連電位の信号(以下、運動関連電位信号と言う)を検出する技術は、リハビリテーション装置やブレインコンピュータインタフェース等、様々な分野での応用が期待されている。 When a human performs “exercise” that voluntarily contracts muscles, the “exercise command” that causes the exercise is issued from the cerebrum. This motor command is observed as a motor-related potential (MRCP) in the brain. The motion-related potential is induced when the user actually moves the body or recalls the motion without moving the body, and is generated for each body part in the vicinity of a specific motor area corresponding to the part. Since the generation of this motion-related potential is included as a signal component in the brain wave representing the electrical activity of the brain, the technology for detecting a motion-related potential signal (hereinafter referred to as a motion-related potential signal) from the brain wave is Applications in various fields such as rehabilitation devices and brain computer interfaces are expected.
その応用形態から考えると、脳波の測定は非侵襲的であることが好ましく、その一つとして、脳の神経細胞の電気活動を頭皮上の電極から記録する方法がある。しかし、この方法で測定された脳波には様々な信号が含まれており、微弱な運動関連電位信号を検出することは極めて困難である。そこで、従来から存在する脳波分析方法を用いることが考えられる。 Considering its application form, it is preferable that the measurement of the electroencephalogram is non-invasive, and one of them is a method of recording the electrical activity of the nerve cells in the brain from the electrode on the scalp. However, various signals are included in the electroencephalogram measured by this method, and it is extremely difficult to detect a weak motion-related potential signal. Therefore, it is conceivable to use a conventional electroencephalogram analysis method.
例えば、特許文献1には、脳波のパワースペクトルを用い、脳波の周波数領域内で形成されるピークの存否に基づいて脳波を分析する技術が開示されている。運動関連電位信号の検出は、対象となる運動野付近に電極を配置し、パワースペクトルのピークの存否により行うことが考えられる。
また、例えば特許文献2には、脳の各部位の活動は相互作用していることに基づいて、その各部位の相互作用を脳波から見つけ出し、脳波活動の検出を行う技術が開示されている。具体的には、時間周波数領域を小領域に分割し、その小領域間における相関、脳の三次元空間内での相関から脳活動のパターンを統計的に推定し、パターンマッチングにより脳波活動の検出を行う。運動関連電位信号の検出に応用する場合は、運動時における脳波データを統計的に処理し、各部位の相互作用に基づく脳活動のパターンを推定し、そのパターンとのパターンマッチングにより検出することが考えられる。
また、例えば非特許文献1〜3には、脳波と筋電図とのコヒーレンス関数を調べた研究が開示されている。ここで、コヒーレンス関数とは、二つの信号の周波数領域における比例関係を調べる手法である。脳波と全波整流した筋電図の周波数fにおけるオートスペクトルをそれぞれX(f)とY(f)とし、周波数ごとにコヒーレンス関数を求めると、β帯において有意なコヒーレンスが観測されることが知られている。そこで、脳波と筋電図のコヒーレンス関数を求めることにより、運動関連電位信号を検出することが考えられる。
しかしながら、上記従来技術を運動関連電位の検出に用いた場合、以下のような問題が生じる。特許文献1に記載のように、パワースペクトルのピークにより検出する場合、運動関連電位信号は非常に微弱であり、且つ、脳波には様々なノイズ(外来ノイズや他の脳活動にともなう脳信号)が含まれるため、ピークが観測されにくく、仮にピークが観測されたとしても、それが目的の運動関連電位に起因するものであるとは限らず、検出精度が極めて低くなる。
However, when the above prior art is used for detection of motion-related potentials, the following problems occur. As described in
また、特許文献2のように、脳内の各部位の脳活動の相関を解析する場合は次の問題が生じる。特許文献2の性質2としても記載されているように、脳波活動のパターンは脳の内部状態(例えば、注意の程度、課題に対する慣れ、疲労など)の影響を大きく受けることから、常に同一であるとは限らない。このため、統計的に導出できるパターンの数には限界があり、検出精度が低くなる。仮に、有意な数のパターンを導出できるとしても、そのためには多くの脳波データを前処理する必要がある(特許文献2の段落番号0076や図10参照)。義手や装具、ブレインコンピュータインタフェース等、運動機能を機械的に代償する技術には、運動命令に連動した制御が保証されるべきところ、これではリアルタイム性が損なわれ、実用性に欠ける。
In addition, as disclosed in
また、非特許文献1〜3に開示される脳波と筋電図のコヒーレンス関数を用いた技術では、検出精度は高いものの、運動部位の筋電図が必要となる。運動関連電位信号の検出は、麻痺や四肢切断等の患者を対象とした分野でも大いに利用が期待されるところ、かかる患者には筋電図の採取が困難若しくは不可能な場合も多く、利用が困難となる。
In addition, the techniques using the electroencephalogram and electromyogram coherence functions disclosed in
そこで、本発明は、筋電図を用いることなく、頭皮上に配置した電極から得られる脳波データのみから運動関連電位信号を高精度且つリアルタイムに検出可能な運動関連電位信号検出システムを提供することを目的とする。 Therefore, the present invention provides a motion-related potential signal detection system capable of detecting a motion-related potential signal with high accuracy and in real time only from electroencephalogram data obtained from electrodes placed on the scalp without using an electromyogram. With the goal.
本発明の理解を容易にするために、先ず発明者等による研究と本発明の基本となる技術的思想を説明する。 In order to facilitate understanding of the present invention, the research by the inventors and the technical idea underlying the present invention will be described first.
図1は、運動命令の伝達と脳波・筋電図を説明する説明図である。ヒト大脳aから発せられる運動命令は、脊髄bを下降し、筋cの収縮を促す。従来から、運動時の脳活動や筋活動の電気的な活動を、脳波(EEG)や表面筋電図(Surface EMG)から調べることで、その運動命令の伝達メカニズムが多く研究されてきた。その中の一つに、上記非特許文献1〜3に記載されるような、脳波と筋電図とのコヒーレンスに関する研究がある。
FIG. 1 is an explanatory diagram for explaining the transmission of exercise commands and electroencephalogram / electromyogram. The motion command issued from the human cerebrum a descends the spinal cord b and promotes the contraction of the muscle c. Conventionally, many studies have been conducted on the transmission mechanism of motor commands by examining the electrical activity of brain activity and muscle activity during exercise from the electroencephalogram (EEG) and surface electromyogram (Surface EMG). One of them is a study on coherence between an electroencephalogram and an electromyogram as described in
発明者等は、脳波―筋電図コヒーレンスについて、次の実験を行った。被験者の足の皮膚上、及び、頭皮上の足の運動野付近(国際10−20法のCz付近)に電極を配置し、足を運動させながら180秒分の脳波と全波整流した筋電図を採取した。そして、この脳波と筋電図間における周波数fごとのコヒーレンス関数を求めた。 The inventors conducted the following experiment on electroencephalogram-electromyogram coherence. Electrodes are placed on the skin of the subject's foot and on the scalp near the motor area of the foot (near Cz in the international 10-20 method), and the electroencephalogram and full-wave rectified myoelectric waves for 180 seconds while moving the foot. Figures were collected. Then, a coherence function for each frequency f between the electroencephalogram and the electromyogram was obtained.
コヒーレンス関数は一般的に下記数1で表される。
図2は、発明者等による実験結果をグラフ化した図である。ラインLは、95%有意差ラインである。およそ1/3〜1/2の健常者で14−30Hz(β帯)の有意なコヒーレンスが観測された。なお、手やその他の身体部位の運動についても同様である。この現象のメカニズムは完全に解明されていないが、大脳皮質よりも深部にある、視床や大脳基底核と呼ばれる神経の回路によって発信回路のような現象を作り出しているものと一般的には考えられている。 FIG. 2 is a graph of experimental results by the inventors. Line L is a 95% significant difference line. A significant coherence of 14-30 Hz (β band) was observed in about 1/3 to 1/2 healthy subjects. The same applies to movements of hands and other body parts. Although the mechanism of this phenomenon has not been fully elucidated, it is generally considered that a phenomenon like a transmission circuit is created by a neural circuit called the thalamus or basal ganglia deeper than the cerebral cortex. ing.
発明者等は、この実験から、運動命令、すなわち運動関連電位信号を、筋電図を用いることなく、脳波のみから高精度に検出することで、様々な分野に応用可能となるとの着想を得るに至った。更に、発明者等は、運動関連電位が、実際に運動したときだけでなく、運動を想起したときも誘発される現象に着目し、リアルタイム性を確保することで、身体の運動機能を機械的に代償する技術、例えば、義手や装具、ブレインコンピュータインタフェースなどへも広く応用可能であるとの見解を得た。 The inventors have obtained an idea from this experiment that it can be applied to various fields by detecting a motion command, that is, a motion-related potential signal with high accuracy only from an electroencephalogram without using an electromyogram. It came to. Furthermore, the inventors have focused on the phenomenon that the motion-related potential is induced not only when actually exercising but also when recalling exercise, and by ensuring real-time characteristics, the motor function of the body is mechanically It is said that it can be widely applied to technologies that compensate for the above, such as prosthetic hands, orthoses, and brain computer interfaces.
そこで、発明者等は、上記目的を達成するために鋭意研究を重ね、本発明の基本となる技術的思想を導き出すに至った。以下、説明の便宜上、足の運動命令を例に説明するが、手、腰、その他の身体部位についても同様である。図3は、本発明の基本原理における頭皮上の電極の配置を例示説明する説明図であり、図4は、その頭部のA−A´の一部断面図である。大脳皮質において足の運動を担っている領域(活動源S)は、大脳の最も大きい溝の内側に位置する。そこで、被験者Pの頭皮上の活動源Sの付近(国際10−20法のCz付近)に電極群Eを配置する。そして、電極群Eの各電極e1,,,e5を選択的に用い、近接する位置から空間感度分布図の分布形状が異なる方法にて、複数の脳波EEG1,EEG2の脳波データD1,D2を採取する。脳波データD1,D2は、脳波EEG1,EEG2を時間領域で表したディジタルデータであり、ディジタル脳波計等を用いて採取可能である。ここで、空間感度分布図とは、電極をセンサーとしたときの頭皮上における感度の分布を三次元空間に表した図であり、分布形状とは感度の分布を表す等高線の形状である。分布形状を大きく異ならせるには、脳波データD1,D2ごとに異なる導出方法を用いるか、又は、異なるレイアウトで配される電極を用いることが有効である。 Accordingly, the inventors have conducted intensive research to achieve the above object, and have derived the technical idea that is the basis of the present invention. Hereinafter, for convenience of explanation, an explanation will be given by taking an exercise command of a foot as an example, but the same applies to a hand, a waist, and other body parts. FIG. 3 is an explanatory view illustrating the arrangement of electrodes on the scalp according to the basic principle of the present invention, and FIG. 4 is a partial cross-sectional view of AA ′ of the head. The region (activity source S) responsible for foot movement in the cerebral cortex is located inside the largest groove of the cerebrum. Therefore, the electrode group E is disposed in the vicinity of the activity source S on the scalp of the subject P (in the vicinity of Cz in the international 10-20 method). Then, the electrodes e1, E2, e5 of the electrode group E are selectively used, and the electroencephalogram data D1, D2 of the plurality of electroencephalograms EEG1, EEG2 are collected by a method in which the distribution shape of the spatial sensitivity distribution diagram is different from the adjacent positions. To do. The electroencephalogram data D1 and D2 are digital data representing the electroencephalograms EEG1 and EEG2 in the time domain, and can be collected using a digital electroencephalograph or the like. Here, the spatial sensitivity distribution diagram is a diagram showing the distribution of sensitivity on the scalp when an electrode is used as a sensor in a three-dimensional space, and the distribution shape is a contour line shape representing the sensitivity distribution. In order to make the distribution shapes greatly different, it is effective to use different derivation methods for the electroencephalogram data D1 and D2, or use electrodes arranged in different layouts.
この脳波データD1,D2を用いて、脳波EEG1,EEG2間のコヒーレンス関数を周波数ごとに求めると、所定の周波数(ここでは約14−30Hzのβ帯)において、運動中、あるいは運動想起中に限り有意な相関が観測される。これは、発明者等により初めて確認された事象である。 Using the brain wave data D1 and D2, the coherence function between the brain waves EEG1 and EEG2 is obtained for each frequency. At a predetermined frequency (in this case, a β band of about 14-30 Hz), it is limited to during exercise or recalling motion. A significant correlation is observed. This is the first event confirmed by the inventors.
このメカニズムは次の通りと考えられる。活動源S付近に電極を近接配置して脳波データD1,D2を採取する際に、ケース1として、同一の導出方法と電極レイアウトとした場合、ケース2として、異なる導出方法とした場合、ケース3として、異なる電極レイアウトとした場合を考える。ケース1は、図5(a)に示すように、脳波データD1を縦方向にレイアウトされた電極e1,e2を用いて双極導出法により採取し、脳波データD2を同様のレイアウトの電極e3,e4を用いて同一の双極導出法により採取する場合を例とする。ケース2は、図5(b)に示すように、脳波データD1を斜めにレイアウトされた電極e2,e3を用いた双極導出法により採取し、脳波データD2を中央とその周囲にレイアウトされた電極e1〜e5を用いたラプラシアン導出法により採取する場合を例とする。ケース3は、図5(c)に示すように、脳波データD1を縦方向にレイアウトされたe1,e2を用いて、脳波データD2を横方向にレイアウトされた電極e3,e4を用いて、双極導出法により採取する場合を例とする。いずれも、電極群の中心の直下に活動源Sが位置するように配置する。
This mechanism is considered as follows. When collecting the electroencephalogram data D1 and D2 by arranging electrodes close to the activity source S,
ケース1,2,3ともに、活動源Sから発せられる運動関連電位の信号は、各脳波データD1,D2に共通して含まれる。しかし、ケース1では、各脳波データD1,D2は、同一の導出方法及び電極レイアウトにて採取するため、空間感度分布図の分布形状はほぼ同一である。すなわち、近接する位置からほぼ同一の感度分布にて脳波データを採取することとなるため、脳波データD1,D2はほとんど同じとなり、ノイズも含めて全体的に相関が高くなる。一方、ケース2,3では、各脳波データD1,D2は、異なる導出方法や電極レイアウトにて導出するため、空間感度分布図の分布形状は大きく異なる。採取する位置が近接していても、分布形状が大きく異なるため、様々な方向から混入するノイズは大きくひずみ、異なる波形として観測される。このため、ケース2,3においては、ノイズの相関は低く、活動源Sからの運動関連電位信号のみ相関が高くなる。
In both
そこで、発明者等は、この相関を利用することにより、運動関連電位信号を、筋電図を用いることなく、脳波データのみから高精度且つリアルタイムに検出できるとの技術的思想を導き出すに至った。本発明は、かかる研究の成果から完成されたものである。 Therefore, the inventors have derived a technical idea that by using this correlation, a motion-related potential signal can be detected with high accuracy and in real time from only brain wave data without using an electromyogram. . The present invention has been completed from the results of such research.
本発明の運動関連電位信号検出システムは、頭皮上に配される電極から採取された脳波データを用いて、特定の運動関連電位信号を検出するシステムであり、複数の前記脳波データを採取する位置に対応して複数の電極が近接配置されているヘッドセットと、当該ヘッドセットによって、近接する複数の位置から異なる導出方法及び異なる電極レイアウトで採取された複数の前記脳波データをそれぞれ周波数解析し各脳波データ間の相関値を周波数ごとに算出する相関値計算部を備え、少なくとも14〜30Hzの範囲の周波数帯における前記相関値に基づいて運動関連電位信号を検出し、その検出結果に応じて、身体の運動を補助する機能を備える運動補助システム、又は、操作コマンドを生成する機能を備える操作コマンド生成システムを制御することを特徴とする。
本発明は、前記ヘッドセットに配された二つの電極の電位差を用いる双極導出法と、前記ヘッドセットに配された一つの電極の電位とその周囲に配される電極の電位の差を用いるラプラシアン導出法により複数の前記脳波データが採取されることを特徴とする。
本発明は、前記ヘッドセットは、頭上から見て同一形状の電極が縦に3つ、横に3つ、斜めに2つ配されるように全部で5つの電極が近接配置されており、国際10−20法による頭皮上の位置Cz付近に対応する位置に電極群E(LF,RF)、位置C3付近に対応する位置に電極群E(RA)、位置C4付近に対応する位置に電極群E(LA)が配置されていることを特徴とする。
The motion-related potential signal detection system of the present invention is a system that detects a specific motion-related potential signal using brain wave data collected from an electrode arranged on the scalp, and a position at which a plurality of the brain wave data are collected. A plurality of electroencephalogram data collected by a different derivation method and different electrode layouts from a plurality of positions adjacent to each other by a headset in which a plurality of electrodes are closely arranged corresponding to A correlation value calculation unit that calculates a correlation value between electroencephalogram data for each frequency is detected, and a motion-related potential signal is detected based on the correlation value in a frequency band of at least 14 to 30 Hz, and according to the detection result, An exercise assistance system having a function of assisting body movement, or an operation command generation system having a function of generating operation commands And controlling.
The present invention is, Laplacian using the difference in the potential of the electrode that is disposed on the potential and surrounding the the bipolar derivation method using a potential difference between two electrodes arranged in a headset, one disposed on the headset electrode A plurality of the electroencephalogram data is collected by a derivation method.
The present invention, the headset, three vertically electrodes of the same shape when viewed from overhead, horizontal three, the five electrodes in total as two disposed are arranged close obliquely, International Electrode group E (LF, RF) at a position corresponding to the vicinity of position Cz on the scalp according to the 10-20 method, electrode group E (RA) at a position corresponding to the vicinity of position C3, and an electrode group at a position corresponding to the vicinity of position C4 E (LA) is arranged .
本発明によれば、近接する複数の位置から異なる導出方法及び異なる電極レイアウトで採取された複数の脳波データが処理される。上述した通り、これらの脳波データは、電極付近の活動源から発せられる運動関連電位との相関が高く、多方面から混入するノイズとの相関が低い。そこで、この脳波のデータを用いて、相関値計算部により、脳波データ間の相関値を周波数ごとに算出することで、所定の周波数帯における前記相関値に基づいて運動関連電位の信号を検出することができる。 According to the present invention, a plurality of electroencephalogram data collected from a plurality of adjacent positions with different derivation methods and different electrode layouts are processed. As described above, these EEG data has a high correlation with motion-related potential emanating from the activity source near the electrodes, have low correlation with noise mixed from various fields. Therefore, by using the electroencephalogram data, the correlation value calculation unit calculates the correlation value between the electroencephalogram data for each frequency, and detects the signal of the motion-related potential based on the correlation value in a predetermined frequency band. be able to.
本発明においては、目的の運動関連電位信号の相関値は高く、ノイズの相関値は低く算出されることから、目的の運動関連電位信号を高精度に検出することができる。筋電図は不要であるため、麻痺患者や四肢切断等の障害を有する患者へも適用でき、リハビリテーションや介護、診断、治療等の分野にも広く応用可能である。所定の周波数帯における相関値に基づいて検出するため、採取した脳波のデータを逐次処理することで検出可能であり、従来技術のようにパターン解析のために大量のデータを前処理する必要がなく、リアルタイム性が確保できる。たとえば、義手や装具、ブレインコンピュータインタフェース等、運動機能を機械的に代償する技術にも極めて好適である。 In the present invention, since the correlation value of the target motion-related potential signal is high and the correlation value of noise is low, the target motion-related potential signal can be detected with high accuracy. Since an electromyogram is unnecessary, it can be applied to paralyzed patients and patients with disabilities such as limb amputations, and can be widely applied to fields such as rehabilitation, nursing care, diagnosis and treatment. Since detection is based on correlation values in a predetermined frequency band, it can be detected by sequentially processing the collected brain wave data, eliminating the need for preprocessing a large amount of data for pattern analysis as in the prior art Real time can be secured. For example, the present invention is also extremely suitable for techniques for mechanically compensating for motor functions such as prosthetic hands, orthotics, and brain computer interfaces.
(第1の実施の形態)
以下、本発明を適用した具体的な実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。本実施の形態は、頭皮上に配置した電極から採取される脳波のデータを用いて、運動関連電位信号を検出する運動関連電位信号検出システムであり、筋電図を用いることなく、高精度且つリアルタイムに検出可能なものである。
(First embodiment)
Hereinafter, specific embodiments to which the present invention is applied will be described in detail with reference to the drawings. The present embodiment is a motion-related potential signal detection system that detects a motion-related potential signal using brain wave data collected from an electrode placed on the scalp, and is highly accurate without using an electromyogram. It can be detected in real time.
(第1の実施の形態の例1)
本実施の形態は、一つの運動部位の運動関連電位信号を検出するための、運動関連電位信号検出システム101である。図6は、運動関連電位信号検出システム101を概念的に説明するブロック図である。運動関連電位信号検出システム101は、相関値計算部1と検出部2を備え、例えば、マイクロコンピュータやパーソナルコンピュータ等により実現される。
(Example 1 of the first embodiment)
This embodiment is a motion-related potential
運動関連電位信号検出システム101には、複数の脳波EEG1,EEG2の脳波データD1,D2が入力されて処理される。脳波データD1,D2は、ヒトPの頭皮上に配置した電極から、ディジタル脳波計等を用いて採取されるディジタルデータであり、所定時間分の脳波EEG1,EEG2をディジタル変換して時間領域で表したものである。
The motion-related potential
脳波データD1,2は、対象運動野付近において互いに近接する位置から異なる方法、又は、異なる電極レイアウトで採取される。ここで、対象運動野付近とは、特定の運動を行ったとき、又は、その運動を想起したときの脳内における活動源Sの付近である。例えば、国際10−20法において、足はCz付近、右手はC3付近、左手はC4付近である。 The electroencephalogram data D1 and D2 are collected by different methods or different electrode layouts from positions close to each other in the vicinity of the target motor area. Here, the vicinity of the target motor area is the vicinity of the activity source S in the brain when a specific movement is performed or when the movement is recalled. For example, in the international 10-20 method, the foot is near Cz, the right hand is near C3, and the left hand is near C4.
導出方法は、(A−1)不活性部位付近に配される基準電極と頭皮上に配される関係電極との電位差を用いる単極導出法、(A−2)頭皮上の二つの電極の電位差を用いる双極導出法、(A−3)頭皮上の一つの電極の電位とその周囲に配される電極の電位の差を用いるラプラシアン(Hjorth)導出法、(A−4)頭皮上の複数の電極の平均電位と他の電極の電位との電位差を用いる導出法(ラプラシアン導出法を除く)があり、その他にもIB2など、様々な導出方法が挙げられる。 The derivation method is (A-1) a unipolar derivation method using a potential difference between a reference electrode arranged near the inactive site and a related electrode arranged on the scalp, and (A-2) two electrodes on the scalp. Bipolar derivation method using potential difference, (A-3) Laplacian derivation method using difference between potential of one electrode on scalp and surrounding electrode, (A-4) Multiple on scalp There are derivation methods (except for the Laplacian derivation method) using the potential difference between the average potential of the other electrode and the potentials of the other electrodes, and various other derivation methods such as IB2.
電極レイアウトは、電極の個数、配列、形状などが異なる様々なパターンが挙げられる。図7は、異なる電極レイアウトを例示的に説明する説明図である。(B−1)は電極を一つのみ配置したパターンである。(B−2)は同一形状の複数の電極を縦に配列、(B−3)は横に配列、(B−4)は斜めに配列、(B−5)は多角形の頂点に配列したパターンである。(B−6)は中心の電極の周囲に複数の電極を配列したパターンである。(B−7)(B−8)は特殊形状の電極を用いたものであり、(B−7)は三日月形状の電極の横に円形の電極を配置したパターン、(B−8)は円環形状の電極の中心に円形の電極を配置したパターンである。なお、上記電極レイアウトは頭皮上におけるチャネル単位でのレイアウトであり、単極導出法では別途不活性部位(耳朶等)に基準電極が配置される。 Examples of the electrode layout include various patterns in which the number, arrangement, and shape of the electrodes are different. FIG. 7 is an explanatory diagram illustrating different electrode layouts by way of example. (B-1) is a pattern in which only one electrode is arranged. (B-2) is a plurality of electrodes having the same shape arranged vertically, (B-3) is arranged horizontally, (B-4) is arranged diagonally, and (B-5) is arranged at the vertex of a polygon. It is a pattern. (B-6) is a pattern in which a plurality of electrodes are arranged around the center electrode. (B-7) (B-8) uses a specially shaped electrode, (B-7) is a pattern in which a circular electrode is placed beside a crescent-shaped electrode, and (B-8) is a circle. This is a pattern in which a circular electrode is arranged at the center of an annular electrode. The electrode layout is a channel unit layout on the scalp. In the unipolar derivation method, a reference electrode is separately arranged at an inactive site (such as an earlobe).
図8は、上記導出方法と電極レイアウトでの脳波データD1,D2の採取パターンの例を説明する説明図である。各電極群E1〜6は、対象運動野付近に配される。(a)〜(d)の電極群E1〜E4は異なる導出方法を採用した例である。なお、ここでは必然的に電極レイアウトも異なるが、異なる導出方法であることが重要である。導出方法が異なれば、空間感度分布図の分布形状が大きく異なるためである。(e)(f)の電極群E5,E6は同一の導出方法であるが、異なる電極レイアウトを採用した例である。以下、上記導出方法(A−1)〜(A−4),電極レイアウト(B−1)〜(B−8)を用いて表1に示す。
いずれの電極群E1〜E6も、脳波データD1,D2は近接した位置から採取されるが、異なる導出方法、又は、異なる電極レイアウトであるため空間感度分布図の分布形状が異なる。上述した通り、脳波データD1,D2間においては、活動源Sから発せられる運動関連電位信号の相関は高く、多方面から混入するノイズの相関は低くなる。 In any of the electrode groups E1 to E6, the electroencephalogram data D1 and D2 are collected from close positions, but the distribution shapes of the spatial sensitivity distribution diagrams are different because of different derivation methods or different electrode layouts. As described above, between the electroencephalogram data D1 and D2, the correlation of the motion-related potential signal emitted from the activity source S is high, and the correlation of noise mixed from many directions is low.
相関値計算部1は、この脳波データD1,D2を用いて周波数解析を行い、周波数fごとに脳波EEG1,EEG2の相関値C(f)を計算する。相関値C(f)は、二信号の相関を規格化できるものであれば良く、例えば、コヒーレンス、ウエーブレットコヒーレンス、ヒルベルト変換を用いた相関関数を用いることが可能である。ここでは、コヒーレンス関数Cxy(f)を用いた場合を例として、相関値計算部1を説明する。コヒーレンス関数Cxy(f)は上記数1と同じであり、X(f)は周波数fにおける脳波EEG1のスペクトル、Y(f)は周波数fにおける脳波EEG2のスペクトルである。
The correlation
図9は、相関値計算部1を概念的に説明するブロック図である。脳波データD1,D2は脳波EEG1,EEG2の時間領域の脳波データである。相関値計算部1は、所定時間分(例えば1s)の脳波データD1,D2が入力されると、セグメント分割部1aが各脳波データD1,D2を所定時間分(例えば500ms分)ごとに分割し、セグメントデータDx−tを作成する。ここで、DxはD1又はD2であり,tは時系列順のセグメント番号である。
FIG. 9 is a block diagram conceptually illustrating the correlation
作成されたセグメントデータは、周波数解析部1bに供給される。周波数解析部1bはFFT等を用いるものであり、セグメントデータDx−tを周波数解析し、周波数領域データDx−t−fを作成する。周波数領域データDx−t−fは、セグメントtにおける周波数fの振幅及び位相を表すデータである。ここでfは所定周波数帯における所定分解能での各周波数fである。本実施の形態では、運動関連電位信号の周波数帯(β帯:14〜30Hz)における分解能1Hzでの各周波数fとしたが、運動関連電位信号の周波数帯の少なくとも一部を含む範囲であれば任意である。
The created segment data is supplied to the
各周波数領域データDx−t−fは計算部1cに供給され、周波数fごとに数1で表されるコヒーレンス関数Cxy(f)が求められる。すなわち、周波数fごとに、脳波EEG1,EEG2のスペクトルs1,s2を時系列で比較し、全てのセグメントt(1)〜t(m)にわたって振幅及び位相が共通する場合は1、互いに無関係である場合は0となるように、規格化された相関値C(f)を算出する。なお、規格化の規則は記憶部に記憶されており、その規則に従って算出しても良い。また、相関値C(f)の計算には、周波数スペクトルの振幅と位相の両方を用いても良いし、一方のみを用いても良いし、パワースペクトルの強度を用いても良い。
Each frequency domain data Dx-t-f is supplied to the calculation unit 1c, and a coherence function Cxy (f) expressed by
こうして算出された各周波数fの相関値C(f)は、検出部2に供給される。検出部2は、規定の規則に従い、相関値C(f)に基づいて運動関連電位信号を検出する。規則は任意であるが、閾値判定であることが好ましい。例えば、各周波数の相関値C(f)のうち一つでも閾値Z1を超えている場合に運動関連電位信号有りとしても良く、又、閾値Z1を超える相関値C(f)の数が閾値Z2以上である場合に運動関連電位信号有りとしても良い。その他、相関値計算部1においてβ帯を含む広域(例えば1Hz〜50Hz)の相関値Cを算出する場合は、β帯におけるピークの存否でも良い。
The correlation value C (f) of each frequency f calculated in this way is supplied to the
検出結果の情報は、後続処理を行う処理部や、外部装置に供給される。外部装置としては、例えば、判定結果を表示する表示装置、義手、車椅子、リハビリテーション装置、ブレインコンピュータインタフェースなどの運動機能を代償する装置などである。これにより、運動命令を利用した様々な装置を実現可能となる。 Information of the detection result is supplied to a processing unit that performs subsequent processing or an external device. Examples of the external device include a display device that displays a determination result, a prosthetic hand, a wheelchair, a rehabilitation device, and a device that compensates for a motor function such as a brain computer interface. This makes it possible to realize various devices using exercise commands.
(第1の実施の形態の例2)
本実施の形態は、複数部位の運動に関わる運動関連電位信号の検出に好適な運動関連電位信号検出システム102である。図10は、運動関連電位信号検出システム102を概念的に説明するブロック図である。ここでは、説明の便宜上、検出対象を左足(LF)、右足(RF)、左手(LA)、右手(RA)の各運動関連電位信号を検出する場合を例に説明する。国際10−20法において、右足及び左足は位置Cz,右手は位置C3,左手は位置C4の付近に運動野が位置する。そこで、各電極群Eを各運動野付近に配置し、位置Cz付近の電極群E(RF,LF)からは右足関連の脳波データD1(RF),D2(RF)と左足関連の脳波データD1(LF),D2(LF)、位置C3付近の電極群E(RA)からは右手関連の脳波データD1(RA),D2(RA)、位置C4からは左手関連の脳波データD1(LA),D2(LA)を採取する。
(Example 2 of the first embodiment)
The present embodiment is a motion-related potential
ここで、左足関連の脳波データD1(LF),D2(LF)と右足関連の脳波データD1(RF),D2(RF)は同一の位置Cz付近から採取されるが、使用される電極eの組み合わせが異なる。図11に、その組み合わせを示す。右足用チャネルの電極は位置Cz付近の左側領域寄りに高感度となる組み合わせとし、左足用チャネルの電極は位置Cz付近の右側領域寄りに高感度となる組み合わせとする。たとえば、脳波データD2(RF),D2(LF)は電極e2〜d5の平均電位と電極e1の電位との差分とするが、右足の脳波データD1(RF)は電極e2と電極e3の差分とし、左足の脳波データD1(LF)は電極e4と電極e3との差分として採取する。 Here, the electroencephalogram data D1 (LF) and D2 (LF) related to the left foot and the electroencephalogram data D1 (RF) and D2 (RF) related to the right foot are collected from the same position Cz, but the electrode e used The combination is different. FIG. 11 shows the combinations. The right foot channel electrode has a combination with high sensitivity near the left region near the position Cz, and the left foot channel electrode has a combination with high sensitivity near the right region near the position Cz. For example, the electroencephalogram data D2 (RF) and D2 (LF) are the difference between the average potential of the electrodes e2 to d5 and the potential of the electrode e1, while the electroencephalogram data D1 (RF) of the right foot is the difference between the electrodes e2 and e3. The electroencephalogram data D1 (LF) of the left foot is collected as a difference between the electrode e4 and the electrode e3.
運動関連電位信号検出システム102は、右足(RF)、左足(LF)、右手(RA)、左手(LA)の各部位ごとに脳波データD1,D2を独立して並列に処理する。すなわち、検出対象ごとに、上記実施の形態の運動関連電位信号検出システム101とほぼ同じ機能を備える処理部3,,,3(相関値計算部1と検出部2)を備える。これにより、異なる部位(RF,LF,RA,LA)の運動関連電位信号を区別して並列に検出することが可能となる。特に、左足と右足については、共通の電極群E(RF,LF)を用いて同一位置Czから採取しても、右足と左足を区別して検出可能となる。
The motion-related potential
(第2の実施の形態)
本実施の形態は、運動関連電位信号検出システム102と組み合わせて用いられるヘッドセット200である。図12は、本実施の形態のヘッドセット200を概念的に説明する説明図である。ヘッドセット200は、頭部に装着されて使用されるものであり、装着状態において所望の脳波データD1,D2を採取する位置に対応して電極群Eが配置されている。ここでは、四肢(RF,LF,RA,LA)に対応する電極群E(RF,LF),電極群E(LA),電極群E(RA)が配された例である。各電極群Eには、複数の電極e,,,eが近接配置されている。各電極群Eの電極e,,,eは、図8に例示するように、脳波データD1,D2の導出方法が異なるか、又は、電極レイアウトが異なるように配置されていれば良い。なお、左右耳朶付近の電極e0は単極導出を採用する場合の基準電極である。
(Second Embodiment)
This embodiment is a
ヘッドセット200は、脳波測定部10に接続されて使用される。脳波測定部10は、ディジタル脳波測定装置等であり、ヘッドセット200からの各電極e,,,eの電位を用いて部位ごとに脳波EGG1,EGG2を測定し、それをディジタル変換してディジタルデータを生成する機能を有する。脳波EEG1,EEG2は、増幅部10aにて増幅され、A/D変換部10bにてディジタルデータに変換され、脳波データとして記憶部10cに蓄積記憶される。
The
脳波測定部10に蓄積記憶された各部位(RF,LF,RA,LA)の脳波データは、所定のサンプリング周期で所定時間分だけ読み出され、時間領域の脳波データD1,D2として運動関連電位システム102に入力される。なお、サンプリング周期は、リアルタイム性を確保するために、好ましくは10ms〜20msとする。
The electroencephalogram data of each part (RF, LF, RA, LA) accumulated and stored in the
図13は、ヘッドセット200の一例であり、(a)は斜視図、(b)は上面図である。ヘッドセット200は、頭皮上の位置Cz付近に対応する位置に電極群E(LF,RF),位置C3付近に対応する位置に電極群E(RA)、位置C4付近に対応する位置に電極群E(LA)が配置されている。いずれの電極群Eも、図8(a)の電極群E1に示すレイアウトで電極eが近接配置されており、ラプラシアン導出方法と双極導出方法により脳波の導出が可能となっている。
FIG. 13 shows an example of the
このヘッドセット200によれば、ヘッドセット200を頭部に装着するだけで、所望の位置に電極が配置され、運動関連電位信号検出システム102の処理に適する脳波データD1,D2を簡単に採取することができる。なお、対象部位が一つの場合は、電極群Eを一つとし、運動関連電位検出システム101と組み合わせる。
According to this
(第3の実施の形態)
本実施の形態は、運動関連電位信号検出システムを備えるシステムユニットである。上記運動関連電位検出システム101,102は、制御対象となる制御対象システムと組み合わせられて用いられ、所望の目的に応じたシステムユニットを構成する。操作対象システムとしては、例えば、運動補助機器、演算処理装置、義手、車椅子、ゲーム装置、表示装置などである。以下に、制御対象システムとして、身体の運動を補助する運動補助機器、操作コマンドを生成する機能を備える操作コマンド生成システムを例に説明する。
(Third embodiment)
The present embodiment is a system unit that includes a motion-related potential signal detection system. The motion-related
(第3の実施の形態の例1)
本実施の形態のシステムユニット301は、身体の運動を補助するシステムである。本実施の形態では、説明の便宜上、左手麻痺患者のリハビリテーションに好適なシステムユニット301を説明する。手麻痺患者は、手関節において屈筋群優位の筋活動が認められるため、このシステムユニット301では、手の運動命令に連動させて手関節を屈曲伸展させるリハビリテーションを行う。
(Example 1 of the third embodiment)
The
図14は、システムユニット301を説明する説明図である。システムユニット301は、運動関連電位信号検出システム101と運動補助システム400とを備える。上記実施の形態と同一の構成要件は同一符号を用いて説明を省略する。
FIG. 14 is an explanatory diagram for explaining the
運動関連電位信号検出システム101は、上記実施の形態とほぼ同様である。電極群E(LA)は、左手の運動野C4付近に配されている。脳波データD1,D2は、脳活動とほぼ同時に処理され、運動関連電位信号検出システム101から検出結果の情報がリアルタイムに出力される。検出結果の情報は、信号変換部20にて、規定の変換規則に基づいて、運動補助システム400を制御する制御信号に変換される。制御信号は、例えば、モータを逆回転させる命令信号とする。
The motion-related potential
運動補助システム400は、対象の身体部位の運動を補助する機器であり、本実施の形態では、内蔵されるモータの回転により屈曲伸展動作を行う屈曲伸展部4aを備える。運動補助システム400は、信号変換部20からの制御信号に従ってモータを回転させると、回転軸4bを介して連結される屈曲伸展部4aが揺動動作し、屈曲又は伸展する。
The
なお、システムユニット301は、更に、ヘッドセット201を備えることが好ましい。ヘッドセット201には左手用の電極群E(LA)が配されており、採取された脳波データD1,D2は脳波測定部10を介して運動関連電位信号検出システム101に入力される。
The
リハビリテーションに際しては、患者Pの手関節付近がベルト等の固定部により屈曲伸展部4aに固定される。これにより、患者Pの脳内における手の運動命令に従って、ほぼリアルタイムに手関節の屈曲伸展運動が補助され、脳内の運動命令に連動したリハビリテーションが行われる。
During rehabilitation, the vicinity of the wrist joint of the patient P is fixed to the bending / extending
なお、運動補助システムとしては、上記に限定されるものではなく、足の運動を補助するものなど、いかなる運動をいかなる目的で補助するものでも良い In addition, as an exercise assistance system, it is not limited to the above, and may assist any exercise for any purpose, such as an assisting exercise of a foot.
(第3の実施の形態の例2)
本実施の形態のシステムユニット302は、いわゆるブレインコンピュータインタフェースに応用した例であり、特に、ゲーム装置やパーソナルコンピュータに搭載される演算処理システムを制御して、表示装置の画像表示を操作するものである。
(Example 2 of the third embodiment)
The
図15は、システムユニット302を説明する説明図である。システムユニット302は、運動関連電位信号検出システム102と操作コマンド生成システム500とを備える。上記実施の形態と同一の構成要件は同一符号を用いて説明を省略する。
FIG. 15 is an explanatory diagram for explaining the
運動関連電位信号検出システム102は、上記実施の形態とほぼ同様である。四肢の各部位の脳波データD1x,D2x(x=RA,LA,RF,LF)は並列処理され、各部位ごとの検出結果がリアルタイムに算出される。検出結果の情報は、操作コマンド生成システム500に供給される。
The motion-related potential
操作コマンド生成システム500は、判定結果に応じて所定の操作コマンドを生成する機能を備えるものであり、例えば、ゲーム装置やパーソナルコンピュータに内蔵される演算処理部や記憶部により実現される。記憶部には、各運動部位の脳波データD1x,D2x(x=RA,LA,RF,LF)と操作コマンド(スキャンコード)を対応付けたルックアップテーブルが格納されている。たとえば、ルックアップテーブルには、四肢の各運動電位信号の検出結果と、ゲームや仮想空間のキャラクタの四肢を操作する操作コマンドとの対応付けが規定されている。操作コマンド生成システム500は、検出結果の情報を受け取ると、ルックアップテーブルを参照し、運動関連電位信号が検出された脳波データD1x,D2x(x=RA,LA,RF,LF)に対応する操作コマンドを生成する。操作コマンドは、操作コマンドに応じた所定の処理を行う処理部に供給され、表示部30にはその操作コマンドに応じた画像が表示される。
The operation
このシステムユニット302を用いるときは、操作者は、実際に運動を行うか、又は、運動を想起する。たとえば、キャラクタChの右手を動かす場合は、右手を動かすか、又は、想起すると、運動関連電位信号検出システム102では、脳波データD1(RA),D2(RA)で運動関連電位信号が検出され、その検出結果に基づいて操作コマンド生成システム500にて操作コマンドが生成され、表示部30にてキャラクタChの右手が動かされる。したがって、操作者の脳内の運動命令に連動して、キャラクタChを操作することが可能となる。
When using this
(第3の実施の形態の例3)
本実施のシステムユニット303は、上記システムユニット302にモード切替機能を付加したものである。意識的な瞬き、歯軋り、顔部分の筋活動、首の傾斜などの頭部付近の運動により発生する筋電信号は、頭皮上の電極でも観測される。この筋電信号は脳波とは異なる特徴を有するため、脳波と区別しやすい。そこで、筋電信号を用いて制御モードの切り替えを行う。
(Example 3 of the third embodiment)
The
たとえば、意識的な瞬きの筋電信号は、頭皮上の広い範囲で脳波データに大きなノイズ(約3Hz付近において振幅大)として混入する。そこで、本実施の形態のシステムユニット303は、四肢の脳波データD1x,D2x(x=RA,LA,RF,LF)を用いて、すべての脳波(又はいくつかの脳波)に所定周波数帯(ここでは3Hz)において閾値Z3以上の振幅が観測された場合は、操作モードを切り替える。
For example, a conscious blink myoelectric signal is mixed as large noise (a large amplitude in the vicinity of about 3 Hz) into the electroencephalogram data in a wide range on the scalp. Therefore, the
図16は、システムユニット303を概念的に説明する説明図である。意識的な瞬きによる筋電信号の発生を監視する監視部40と、モード切替を行うモード切替部50を備える。監視部40は、脳波測定部10からの脳波データD1x,D2xを監視する。そして、周波数領域において所定周波数(3Hz)の振幅が閾値Z3を超えた場合は、運動関連電位信号検出システム102への脳波データD1x,D2xの供給を一時停止し、モード切替部50にモード切り替えの命令信号を出力する。
FIG. 16 is an explanatory diagram for conceptually explaining the
モード切替部50は、監視部40からの命令信号に従って、モードの切り替えを行う。具体的には、記憶部に異なるモードのルックアップテーブルT1,T2が記憶されており、操作コマンド生成システム500が参照するルックアップテーブルT1,T2の切り替えを行う。たとえば、ルックアップテーブルT1には、検出結果に対応してキャラクタChの四肢を動かす操作コマンド、ルックアップテーブルT2には、背景を上下左右に移動させる操作コマンドが記述されている。
The
モード切替部50によるモード切り替えが完了すると、監視部40は脳波データD1x,D2xの供給停止を解除する。これにより、モードが切り替わった状態にて後続の処理が行われる。
When the mode switching by the
従来のブレインコンピュータインタフェースでは、身体動作を併用する場合は身体の皮膚上に電極を配置して、筋電信号を採取する必要があった。このモード切替機能によれば、脳波用に配置された頭皮上の電極を用いるため、別途、身体の皮膚上に電極を配置する必要がなく、頭皮上の電極だけで操作のバリエーションを増やすことができる。なお、モード切り替えは、これに限られるものではなく、例えば、カーソルの移動や、電源のON/OFFなどでも良い。 In the conventional brain computer interface, it is necessary to collect myoelectric signals by arranging electrodes on the skin of the body when using body motion together. According to this mode switching function, since electrodes on the scalp arranged for brain waves are used, there is no need to separately arrange electrodes on the skin of the body, and operation variations can be increased only with electrodes on the scalp. it can. Note that mode switching is not limited to this, and may be, for example, movement of a cursor or power ON / OFF.
(実施例1)
下記の実験1〜4を行い、従来の脳波―筋電図コヒーレンスを用いた方法との比較において、本発明の有効性を確認した。被験者は2人である。
Example 1
The following
実験1:従来の脳波―筋電図コヒーレンスの実験を行った。頭皮上の足の運動野付近Czと左足の皮膚上に電極を配置し、左足を動作させたときの脳波−筋電図間のコヒーレンス関数を求めた。 Experiment 1: A conventional electroencephalogram-electromyogram coherence experiment was performed. The coherence function between the electroencephalogram and the electromyogram when the left foot was moved was determined by placing electrodes on the skin of the left foot and Cz near the motor area of the foot on the scalp.
実験2〜3:各被験者の頭皮上に電極群Eを配置した。配置箇所は足の運動野付近Czである。図3に示される電極群Eのレイアウトとし、脳波データD1は双極導出法、脳波データD2はラプラシアン導出法により採取した。双極導出法は電極e3とe4の電位の差分、ラプラシアン導出法は電極e1の電位と電極e2〜e5の平均電位の差分とした。被験者を下記実験2〜4の状態とし、脳波D1,D2の周波数領域でのコヒーレンス関数を求めた。
実験2:左足を動作させた。
実験3:左足を動作させることなく、想起だけさせた。
実験4:動作及び想起無しとし、安静状態とさせた(コントロール実験)。
Experiments 2-3: An electrode group E was placed on the scalp of each subject. The location is the vicinity Cz of the motor area of the foot. With the layout of the electrode group E shown in FIG. 3, the electroencephalogram data D1 was collected by the bipolar derivation method, and the electroencephalogram data D2 was collected by the Laplacian derivation method. The bipolar derivation method is the difference between the potentials of the electrodes e3 and e4, and the Laplacian derivation method is the difference between the potential of the electrode e1 and the average potential of the electrodes e2 to e5. The subject was put into the states of the following
Experiment 2: The left foot was moved.
Experiment 3: Recollected without moving the left foot.
Experiment 4: There was no movement or recall, and the patient was resting (control experiment).
図17は、実験1〜4の結果をグラフ化した図である。Subject1,2は異なる二人の被験者のデータであり、(1−a)(2−a)は実験1、(1−b)(2−b)は実験2、(1−c)(2−c)は実験3、(1−d)(2−d)は実験4の結果である。各々の実験では、同じ条件にて複数回のトライアルEXfoot1〜6を行い、グラフには各トライアルについてコヒーレンス関数をプロットした。緑色で示されるプロットは、各トライアルのコヒーレンス関数の平均である。
FIG. 17 is a graph of the results of
実験1(1−a)(1−b)では、14〜30Hzの周波数帯において明らかなピークが観測され、足を動作させたときの運動関連脳電位信号の周波数はβ帯であることが確認された。実験2(1−b)(2−b)及び実験3(1−c)(2−c)では、実験1とほぼ近似した周波数帯で明らかなピークが観測されたことから、実験2,3の方法によっても、運動関連電位信号を検出できることが確認された。また、実験1の脳波―筋電図コヒーレンスを用いた方法では、運動関連電位信号を高い精度で検出可能であることが従来の研究においても知られている。実験2,3の方法では、筋電図を用いなくとも、実験1の方法を用いたときと遜色のない程に高精度に検出可能であることが確認された。
In Experiment 1 (1-a) (1-b), a clear peak is observed in the frequency band of 14 to 30 Hz, and it is confirmed that the frequency of the motion-related brain potential signal when the foot is moved is in the β band. It was done. In Experiment 2 (1-b) (2-b) and Experiment 3 (1-c) (2-c), a clear peak was observed in a frequency band approximately similar to
なお、上記実施例においては、ラプラシアン導出と双極導出による場合を例示したが、その他の導出方法を用いても同様に有効性が確認され、また、同一の導出方法であっても異なる電極レイアウトとすること(例えば図8(e)(f))によっても同様の有効性が確認された。 In the above embodiment, the case of Laplacian derivation and bipolar derivation has been illustrated, but the effectiveness is confirmed in the same manner even when other derivation methods are used, and different electrode layouts can be obtained even with the same derivation method. The same effectiveness was confirmed by doing (for example, FIGS. 8E and 8F).
(実施例2)
下記の解析方法1,2による実験を行い、従来のパワースペクトルを用いた方法との比較において、本発明の有効性を確認した。被験者は1人である。
(Example 2)
Experiments by the following
被験者の頭皮上に電極群Eを配置した。配置箇所は足の運動野付近Czである。図8(a)に示すように、電極はE1のレイアウトとし、被験者に、運動イメージを4秒、安静を9秒おこなうトライアルを、左右の足について交互に30回ずつ繰り返させた(Phasicタスク)。トライアルごとに、右足用の脳波データD1(RF),D2(RF)、左足用の脳波データD1(LF),D2(LF)を採取した。各脳波データは、図11に示すように、右足用の脳波データD1(RF)は電極e2と電極e3の電位の差分(双極導出法)、左足用の脳波データD1(LF)は電極e4と電極e3の電位の差分(双極導出法)、脳波データD2(RF)(LF)は電極e1の電位と電極e2〜e5の平均電位の差分(ラプラシアン導出法)により採取した。
Electrode group E was placed on the scalp of the subject. The location is the vicinity Cz of the motor area of the foot. As shown in FIG. 8 (a), the electrode has an E1 layout, and the subject was allowed to repeatedly perform a trial of 4 seconds of motion image and 9 seconds of rest on the left and
右足用の脳波データD1(RF),D2(RF)と左足用の脳波データD1(LF),D2(LF)を用い、次の解析方法にて片足ごとに脳波データの解析を行った。
解析方法1:時間周波数領域におけるパワースペクトルの強度を調べた。
解析方法2:本発明の原理に基づいて各脳波EEG1,EEG2間のパワースペクトルのコヒーレンス関数を調べた。
なお、FFTの窓幅1秒、hamming窓、94%オーバーラップ、コヒーレンスをトライアル方向に加算平均とした。
Using the electroencephalogram data D1 (RF) and D2 (RF) for the right foot and the electroencephalogram data D1 (LF) and D2 (LF) for the left foot, the electroencephalogram data was analyzed for each leg by the following analysis method.
Analysis method 1: The intensity of the power spectrum in the time frequency domain was examined.
Analysis method 2: Based on the principle of the present invention, the coherence function of the power spectrum between the brain waves EEG1 and EEG2 was examined.
The FFT window width was 1 second, the hamming window, 94% overlap, and coherence were added and averaged in the trial direction.
図18は、解析方法1の結果であり、時間周波数領域にてパワースペクトルの強度分布を示した図である。図19は、解析方法2の結果であり、時間周波数領域にてコヒーレンス関数の分布を示した図である。Channel1は、脳波データD1(RF),D2(RF)のデータ、Channel2は脳波データD1(LF),D2(LF)のデータである。LeftIM,RightIMの矢印で示される時間帯は想起状態の時間帯(4秒)を示し、その前後は安静状態の時間帯(合計9秒)を示す。
FIG. 18 shows the result of the
図18に示されるように、解析方法1によっては、左右の足の運動を想起した時間帯LeftIM,RightIMにおいて、いずれの周波数帯においても特徴的な変化は観測されなかった。
As shown in FIG. 18, depending on the
図19に示されるように、解析方法2によると、Channel1では、RightIMの時間帯にβ帯において高い相関性が観測された(矢印箇所)。すなわち、右足の運動を想起したときに、脳波データD1(RF),D2(RF)のβ帯において高い相関が観測され、この相関を用いることで右足に関わる運動関連電位信号が検出できることが確認された。また、同様に、Channel2では、LeftIMの時間帯にβ帯において高い相関が観測された(矢印箇所)。すなわち、左足の運動を想起したときに、脳波データD1(LF),D2(LF)のβ帯において高い相関が観測され、この相関を用いることで左足に関わる運動関連電位信号が検出できることが確認された。
As shown in FIG. 19, according to the
さらに、Channel1では高い相関が確認されたRightIMの時間帯において、Channel2では相関が低いままであり、同様に、Channel2では高い相関が確認されたLeftIMの時間帯において、Channel1では相関が低いままであった。すなわち、足の運動野Cz付近に配した同一の電極群E(RF,LF)を用いて、右足と左足の運動関連電位信号を区別して検出可能であることが確認された。
Furthermore, in
以上から、従来のパワースペクトルの強度を用いた方法では検出不可能な場合であっても、本発明によれば検出可能であり、運動関連電位信号を高精度に検出できることが確認できた。また、本発明によれば、右足と左足の運動関連電位信号を区別して検出可能であることも確認できた。 From the above, it has been confirmed that even if the conventional method using the power spectrum intensity cannot be detected, it can be detected according to the present invention, and the motion-related potential signal can be detected with high accuracy. Further, according to the present invention, it was confirmed that the motion-related potential signals of the right foot and the left foot can be detected separately.
以上、本発明によれば、筋電図を利用することなく、頭皮上の電極から採取した脳波データのみから運動関連電位信号を高精度且つリアルタイムに検出することができ、リハビリテーション、診断・治療、ブレインコンピュータインタフェースなど、様々な分野に広く応用可能となる。 As described above, according to the present invention, it is possible to detect a motion-related potential signal with high accuracy and in real time only from electroencephalogram data collected from an electrode on the scalp without using an electromyogram, rehabilitation, diagnosis / treatment, It can be widely applied to various fields such as brain computer interface.
なお、本発明は、上述した実施の形態に限定されるものではない。例えば、上記実施の形態では、二つの脳波データD1、D2の相関値を用いたが、三つ以上の脳波データの相関値を用いることも可能である。 The present invention is not limited to the embodiment described above. For example, in the above embodiment, the correlation value of the two electroencephalogram data D1 and D2 is used, but the correlation value of three or more electroencephalogram data can also be used.
また、脳波データの採取位置は、上記国際10−20法におけるCz,C3,C4付近としたが、検出目的とする運動関連電位信号が得られる位置であれば良い。 In addition, the collection position of the electroencephalogram data is set to the vicinity of Cz, C3, and C4 in the international 10-20 method, but may be any position where a motion-related potential signal for detection purposes can be obtained.
また、上記実施の形態では、システムユニットとして、手関節のリハビリを行う運動補助システムとの組み合わせ、及び、操作コマンド生成システムとの組み合わせを例に説明したが、その他、車椅子、義手、義足、ゲーム装置など、様々なシステムと組み合わせ可能である。また、運動補助システムとしては、上腕、足関節、上肢、腰、首など、様々な身体部位の運動を補助するシステムにも応用可能である。また、検出結果を用いて外部システムを制御することなく、相関値や検出結果を表示装置に表示し、診断や治療に役立てることも可能である。 In the above-described embodiment, the combination with the exercise assist system that performs rehabilitation of the wrist joint and the combination with the operation command generation system have been described as examples of the system unit, but in addition, a wheelchair, an artificial hand, an artificial leg, a game It can be combined with various systems such as devices. Moreover, as an exercise assistance system, it is applicable also to the system which assists the exercise | movement of various body parts, such as an upper arm, an ankle joint, an upper limb, a waist, and a neck. Further, the correlation value and the detection result can be displayed on the display device without using the detection result to control the external system, which can be used for diagnosis and treatment.
このように、本発明は、その趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更が可能であることは言うまでもない。 Thus, it goes without saying that the present invention can be modified as appropriate without departing from the spirit of the present invention.
P ヒト,被験者
e,e1〜e5 電極
E,E1〜E6,E(RF,LF,RA,LA) 電極群
S 活動源
EEG1,EEG2 脳波
D1,D2 脳波データ
101,102,103 運動関連電位信号検出システム
1 相関値計算部
1a セグメント分割部、1b 周波数解析部、1c 計算部
2 検出部
3 処理部
200 ヘッドセット
10 脳波測定部
301〜303 システムユニット
400 運動補助システム
20 信号変換部
500 操作コマンド生成システム
30 表示装置
40 監視部
50 モード切替部
P human, subject e, e1 to e5 electrode E, E1 to E6, E (RF, LF, RA, LA) electrode group S activity source EEG1, EEG2 EEG D1,
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