JP5580943B2 - 電極妥当性検証を備える個人用ｅｅｇモニタリング装置 - Google Patents

Description

この発明はＥＥＧ信号の測定（計測）に関する。より詳細にはこの発明は，人の頭部において持ち運ばれるように構成される個人装着（着用）可能ＥＥＧモニタに関する。上記ＥＥＧモニタは，人物の表皮（皮膚表面）に配置され，上記人物からの一または複数のＥＥＧ信号を測定する電極（複数）を有するＥＥＧセンサ部を備える。上記ＥＥＧモニタはさらに，上記ＥＥＧセンサ部から転送されるＥＥＧ信号を受け取るように構成され，かつ上記装置を装着している人物からのＥＥＧ信号をモニタリングする（監視する）ように構成されたＥＥＧ信号分析器（解析器）を備える。

個人用装着可能ＥＥＧモニタは，ＥＥＧを監視して著しい発作を検出するものと知られているが，長期間のＥＥＧ記録のために用いることもできる。

このような個人用装着可能ＥＥＧモニタは国際特許公開ＷＯ２００７／１５０００３から知られており，そこには埋込電極を備える長期間ＥＥＧモニタリング用システムが記載されている。国際特許公開ＷＯ２００６／０６６５７７には埋込電極を通じて取得されるＥＥＧ信号を分析することによって低血糖の発症を検出する個人用モニタリング装置が記載されている。国際特許公開ＷＯ２００７／０４７６６７には外耳道内の電極の適用による部分的ＥＥＧモニタリングが記載されている。聴覚誘発電位の適用も記載されている。

ＥＥＧ信号の長期間の測定のための装着可能個人用装置をユーザの耳の後ろまたは耳の中に配置することで，いくつかの利点が生じることが分かっている。この配置は，生理的理由，美容的理由および機械的理由において理想的である。また，外耳道内におけるＥＥＧ信号の計測は，上記外耳道がＥＥＧ電極を部分的にシールドする頭部に向けてのびているので外部電界に対して良好に保護される利点を持つ。電極を保持するイヤピースと上記外耳道の間の非常に良好なフィットを得ることができ，これによって皮膚と電極との間の接触が動きや皮膚歪み（skin strain）の影響を受けにくくなる。さらにこれにより耳それ自体またはその一部を機器の取り付けのために用いることができる。多くのＥＥＧ信号は上記耳領域（ear region）からも利用することができる。

装着可能ＥＥＧモニタの他の例としては，ＥＥＧフィードバック（たとえば，ＥＥＧ信号から抽出される情報にしたがって何らかのやり方で補聴器が調整される）を備える補聴器および個人用健康モニタリング装置がある。個人用健康モニタリング装置の例としては，糖尿病を持つ者のための低血糖警告装置やてんかんを持つ者のための発作警告装置がある。また診断や研究目的のためのＥＥＧ信号の連続モニタリングも関連する。

装着可能個人用機器におけるＥＥＧ測定用電極についての様々な特性における要件およびトレードオフは，臨床用途，たとえば病院内での患者の短期ＥＥＧモニタリング用電極についてのものとは異なる。装着可能個人用機器の電極の典型的な要件として，所定箇所に容易に配置されなければならないこと，肌になんらのストレスも与えるべきでないこと（たとえば肌の無歪），快適かつ小さいものでなければならないこと（たとえば補聴器のサイズ），美容上容認可能でなければならないこと，皮膚と電極との間の追加のジェルが避けられるべきであること（すなわちドライ電極），および一般には皮膚の手入れ（skin preparation）を不要とすべきであることがある。これらの要件は，皮膚と電極との間の良好な電気的接触を得ることをより難しくするために，信号取得特性および電極の信頼性を損なう。すなわち，この機器について設計される電極は，典型的にはかなり大きいインピーダンス（たとえば，数百キロオームの範囲）を有し，インピーダンスの大きな変動を有し，臨床用途用の電極よりも信頼性が低い。

従来，ＥＥＧといった電気生体電位測定用電極は，二つ以上の電極素子間の電気インピーダンスを測定することによって妥当性検証されている（validated）。このやり方は臨床用途およびたとえば数百キロオーム未満の合理的に低いインピーダンスを持つ電極に適している。電気インピーダンスの測定は，非常に大きな電気インピーダンスを持つ電極では十分な信頼性を持たないことが分かっている。これは，電気インピーダンスの測定が２つの電極間に電気的接続がある場合にだけ示されて，上記電極がＥＥＧ信号を測定している場合にはそうならないからである。上記電気的接続は上記電極を保持する部分における汚れ層（a layer of dirt）によって生じることもある。

装着可能個人用機器におけるＥＥＧ信号の長期測定では，電極によって測定されるＥＥＧ信号を妥当性検証することが必要であり，かつ上述した理由のために電気インピーダンス法に対する代替法が必要である。上記電極妥当性検証はユーザによって容易に実行されなければならない。さらに電極妥当性検証は好ましくは機器の集積能力（integrated capability of the device）とすべきである。

解決策は，少なくとも以下の一つを実行するように構成されるＥＥＧ刺激制御手段を備える個人用装着可能ＥＥＧモニタの形態で見いだされる。
−上記人物に刺激を与えること，
−上記人物に刺激生成行為（stimulus creating act）を実行することを要求すること，
−潜在的刺激生成周囲音（potentially stimulus-creating ambient sound）を識別すること。
上記ＥＥＧモニタはさらに上記刺激によって引き起こされるＥＥＧ信号からの誘発反応（induced response）を識別するＥＥＧ反応検出手段，および上記少なくとも一つの誘発反応に基づいて上記表皮電極が上記人物のＥＥＧ信号を受信しているかを（受信している場合を）（if said skin surface electrodes receive EEG signals of said person）決定（判定）する分類器を備えている。

誘発反応の用語は刺激によって誘発されるＥＥＧ信号を指すもので，自然発生的ＥＥＧ信号（spontaneous EEG signal）とは区別される。誘発反応の例は，後述する表１にリストされている。ここで説明するシステムにおいて考慮される可能な刺激は広い意味では聴覚刺激であり，測定される信号はたとえば聴覚誘発反応（auditory evoked response）とすることができる。

聴性誘発電位（auditory evoked potentials）を，上行聴覚信号経路（ascending auditory pathway）を通じた音によって生成される信号を追跡するために用いることができる。すなわち，測定される信号は，蝸牛（cochlea），蝸牛神経，蝸牛神経核，上オリーブ複合体（the superior olivary complex），外側毛帯（the lateral lemniscus），中脳の下丘（the inferior colliculus in the midbrain），内側膝状体（the medial geniculate body）において誘発される誘発反応，または皮質（外皮）（the cortex）から生成される誘発反応を含む。すなわち誘発される聴性反応は以下を反映する。
１）聴覚経路での上記刺激の処理における音響信号に対する直接的かつ自律的反応
２）脳の表皮における処理によって引き起こされる反応

前者のものは聴性誘発電位と呼ばれるもので，聴覚経路処理からの本来の反応であるのに対し，後者のものはユーザによる協力や特定の習得技能を必要とすることがある。

１番目の種類の誘発反応を活用するための音響信号は，一般的に，たとえば振幅変調やピッチスイープ（pitch sweep）のような特定のシンプルな音響特性を持つものである。

２番目の種類の誘発反応を活用するための信号は，典型的には，たとえば一連の音節（a series of syllables），単語（words），または指示を含む一様なセンテンス（even sentences containing instructions）もしくは構文誤りを含むセンテンス（sentences with syntactical errors）のような，より複雑な情報を持つものである。

聴性誘発反応の技法（methodology）は，たとえば聴覚経路の研究分野および診断使用の医学分野（the area of research of the auditory pathway and in medicine for diagnostic use）において既知である。以下において電極妥当性検証のための誘発反応の使用を所定反応が期待される設定に焦点を当てて説明し，期待される反応の存在によって，電極が有効ＥＥＧ信号を測定していることの妥当性検証が行われることを説明する。

上記ＥＥＧセンサ部は，一つのユニット内に配置されるまたはワイヤによって接続される結合ＥＥＧ電極（combined EEG electrodes）として理解される。上記ＥＥＧセンサ部には上記電極からのＥＥＧ信号を集めて事前処理する信号取得手段を含めてもよいし，含めなくてもよい。ＥＥＧ信号中に誘発反応を検出することができない場合，一または複数の電極と表皮との間の電気的接続が無いか，または非常に劣悪であることが理由であることがある。この場合，上記人物に電極を再配置させるために通知を与えることができる。

潜在的刺激生成周囲音は，たとえば，比較的静かな期間の後の突発音（sudden sound）とすることができる。背景音における他の突然の変化であってもよい。潜在的（potentially）の用語は，識別される音がＥＥＧ反応を誘発するという確実性がないことを意味する。

ＥＥＧモニタの実施態様において上記電極はドライ電極（dry electrodes）であり，すなわち電極と皮膚との間のジェルのような皮膚の手入れ（skin preparation）をすることなく機能するように構成されるものである。ドライ電極は比較的高いインピーダンスを有しており，したがって上記電極の妥当性検証，すなわち電極が実際にＥＥＧ信号を受信することを確認すること（confirming that the electrodes actually receive an EEG signal）が特に重要になる。

ＥＥＧモニタの一実施態様において，少なくとも一つの電極は着脱可能（removable）に構成され，かつ上記人物の外耳道内に配置される。上述のように，外耳道はＥＥＧ信号の測定のためにいくつかの利点を持つ。さらなる実施態様では，２つ以上の電極が外耳道内に配置される。両方の外耳道内に少なくとも一つの電極を備えるＥＥＧモニタも可能である。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，ＥＥＧ刺激制御手段は，上記モニタにおけるレシーバまたはスピーカを通して上記人物に聴覚刺激を提供する。電極の妥当性検証をするために上記人物が起動行為を実行する必要性が無くなるという利点がある。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，上記ＥＥＧ刺激制御手段は，誘発反応を生じさせることが可能な周囲からの音を識別するように構成されている。上記ＥＥＧ電極が妥当性検証されていることを上記人物が気づきさえしないというさらなる利点を有する。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，上記ＥＥＧ刺激制御手段は，上記人物に両目を開くことおよび閉じることを要求するように構成されている。非常に明確な誘発反応が提供される。

ＥＥＧ刺激を提供するための上述した３つの異なる実施態様は組み合わせてもよく，たとえば両目を開きかつ閉じることを伴う実施態様は，上記電極を上記人物に配置するまたは再配置するときに適用することができ，周囲からの音を識別する実施態様は，上記電極が通常間隔で実際のＥＥＧ信号を受信することを制御するために適用することができる。上記人物が静かな音響環境にいる場合，聴覚刺激を提供する実施態様を上記ＥＥＧモニタに適用することができる。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，上記電極の妥当性検証のために上記刺激が少なくとも２回繰り返される。これによってより信頼性のある結果が提供される。

上記ＥＥＧモニタの一実施態様では，上記外耳道内に配置されるように構成される少なくとも一つの電極がイヤピース上に配置されており，上記イヤピースが上記人物の上記外耳道にフィットする恒久的形状（permanent shape）を備えている。特に，上記ＥＥＧモニタを装着する上記人物の外耳道の寸法に対して作られたイヤピースは，上記人物が使用するたびに正確に同じ位置に上記イヤピースを配置することを容易にする。上記モニタが使用されるたびに同じ位置からＥＥＧ信号が取得されることが保証される。これによって，上記イヤピースが取り外されてかつ再配置されるときに，２つの期間の間で，すなわち一の期間において入手されるＥＥＧ信号と，別の期間において入手されるＥＥＧ信号とが比較可能となる。恒久的形状を持つイヤピースの提供は，装着がより快適な弾性材料（resilient materials）で作られたイヤピースも含む。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，上記モニタは上記ＥＥＧセンサ部の外部（external）にパッド電極を備え，上記パッド電極がモニタされるべき上記人物の頭部に配置されるように構成されている。このパッド電極を，上記外耳道からは入手できない特定のＥＥＧ信号を入手するといった特別な目的のために利用することができる。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，上記モニタはグループとしての上記電極（複数）の妥当性検証を検査するように構成されている。変形例では，上記電極の妥当性検証は一対で（ペアワイズで）検査される（tested pair wise）。電極のすべての可能な組合せが一対で検査される場合，各個別電極の有効性を明らかにすることができる。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，誘発反応を識別することによる上記電極の妥当性検証が，表皮上に配置される電極間の電気インピーダンスを測定することと組み合される。上記電極妥当性検証の信頼性を向上することができる。

一実施態様では，上記ＥＥＧモニタはさらにＥＥＧ信号が受信されない場合を上記人物に通知する通知手段を備えている。これにより上記人物は上記電極部の位置を改善することができる。さらなる実施態様では，上記ＥＥＧモニタは，上記ＥＥＧ信号が上記電極によって受信されていない事象中に，外部ユニットに無線通知を送信する手段を備えている。

第２の観点において，この発明は人物のＥＥＧ信号を，上記人物の頭部において持ち運ばれるＥＥＧモニタによって連続的にモニタリング（監視）する方法に関するもので，上記方法は，表皮電極を有するＥＥＧセンサ部によって上記人物から一または複数のＥＥＧ信号を測定し，ＥＥＧ信号処理手段を有する処理ユニットに上記ＥＥＧセンサ部からＥＥＧ信号を転送し，上記処理ユニットにおいて上記人物からのＥＥＧ信号をモニタリングするステップを含む。上記方法はさらに，上記人物に刺激を提供すること，上記人物に刺激生成行為を実行することを要求すること，または刺激生成周囲音を識別することのうちの少なくとも一つを実行することによって，上記ＥＥＧ信号中に誘発反応を引き起こすことを含む。上記方法はさらに，上記刺激によって引き起こされる上記ＥＥＧ信号からの誘発反応を識別し，上記誘発反応に基づいて上記表皮電極が上記人物のＥＥＧ信号を受信しているかを決定（判定）し，上記ＥＥＧ信号が上記電極によって受信されていない場合を上記人物に通知することを含む。

一実施態様において，上記方法は上記ＥＥＧ信号が上記電極によって受信されていない場合を上記人物に通知するステップを含む。

一実施態様において，上記方法はＥＥＧ信号を受信している特定電極を識別するステップを含む。すなわち上記ＥＥＧ信号はこれらの電極によってモニタすることができる。さらなる実施態様において，上記方法はＥＥＧ信号を受信している電極を用いることで，上記ＥＥＧ信号を測定するための上記ＥＥＧモニタを再構築する（reconfiguring）ステップを含む。

一実施態様において，上記方法は，上記ＥＥＧ信号中に誘発反応を生じさせるステップを繰り返し，上記電極がＥＥＧ信号を受信しているかの前回の決定にしたがって事前選択または調整される時間間隔で，上記ＥＥＧ信号から誘発反応を識別することを含む。上記人物の切迫発作を予測する緊急性を上記時間間隔の選択に影響させることもできる。

スピーカによって生成される音刺激によって引き起こされる聴覚誘発反応に基づく電極妥当性検証システムを含む装着可能個人用機器のブロック図を示す。 上記音刺激がユーザの音環境からである違いがある，図１のブロック図である。 イヤプラグ上に配置された電極を有する集積電極妥当性検証を持つ機器の一例を示す。 さらにパッド電極を有する，集積電極妥当性検証を持つ機器の他の例を示す。 完全耳内型機器を示す。 異なる期間の初期信号解析を示す。 図６の周波数解析ブロックについての３つの異なるブロック図の例を示す。 閉眼および開眼のそれぞれについてサンプリングされたＥＥＧについてのパワースペクトルの例を示す。 図８において解析された信号の時間周波数プロットを示す。 アルファ帯における周波数成分の平均値，すなわち図９の第２軸のサブサンプルの平均値を示す。 図８において解析された信号のアルファ帯パワーのヒストグラム，すなわち図１０における信号のヒストグラムを示す。 ２次元分類器の構成例を示す。

以下，図面を参照してこの発明を詳細に説明する。

図１は電極妥当性検証および測定設定用システム（a system for electrode validation and the measurement setup）を示している。破線枠は電極妥当性検証システムを備える装着可能個人用（パーソナル）機器（装置）１を示している。上記機器は，オーディオ発生器６からの電気信号を受信して音響信号を生成するスピーカ２を含む。上記音響信号は，上記音によって直接的に誘発ＥＥＧ電位を導くことを意図してこれによって聴性誘発電位を取得するか，または上記ＥＥＧ信号中に誘発電位を引き起こす行為（所作）を実行することを上記人物にガイドすることによって間接的に誘発ＥＥＧ電位を導くことを意図するものである。上記機器１はさらにユーザの脳10からのＥＥＧ信号を測定するための少なくとも２つの電極３を含む。上記電極妥当性検証システムは，上記電極３からのＥＥＧ信号を取得する信号取得手段４を備えている。上記電極３はＥＥＧセンサ部を形成する。上記信号取得手段４は上記ＥＥＧセンサ部の一部として配置することもできる。上記信号はＥＥＧ信号分析器５に送られ，そこでＥＥＧ信号の監視（調査）（surveillance）が実行される。電極妥当性検証コントローラ７は，上記オーディオ発生器６および上記スピーカ２によって与えられる音響信号のタイミングで上記電極３からの取得信号を比較する。これに基づいて，上記電極妥当性検証コントローラ７は，上記電極によって得られた信号がＥＥＧ信号であるかを決定（判定）する。電極３が誘発反応を検出してそれによってＥＥＧ信号を受信したかを決定するための分類器（classifier）が上記電極妥当性検証コントローラ７の一部とされている。

ＥＥＧ刺激制御手段は，図１の実施例においては上記オーディオ発生器６に対応する。ＥＥＧ反応検出手段が上記電極妥当性検証コントローラ７の一部とされており，上記ＥＥＧ信号分析器５から受信したＥＥＧ信号中の誘発反応を識別する。上記ＥＥＧモニタを装着している人物に通知をするかどうかの決定が上記電極検証コントローラ７において行われる。上記決定はあらかじめ選択された基準に基づいて行うことができる。この基準としては，刺激がＥＥＧ信号中に誘発反応をもたらさない場合に上記人物に対して通知を直接に与えるものとすることができる。その他，たとえば別のタイプの刺激の適用によって再びテストを実行するようにしてもよい。

誘発電位振幅（induced potential amplitudes）は自然電位振幅（spontaneous potential amplitudes）に比べて一般に低く，したがって通常は，いくつかの刺激からの信号を時間平均することが必要である。定義による自然ＥＥＧ信号（spontaneous EEG signal）は上記刺激と独立しているので，時間平均は，それぞれの刺激に同期した信号の複数の時間フレームを加算することによって得ることができる。信号の誘発反応部分のパワー（power of the induced response part of the signal）は，時間平均の数が２倍になるごとに３ｄＢ増加する。すなわち２つの時間平均では３ｄＢを得ることができ，４つの平均では６ｄＢを得ることができ，８つの平均では９ｄＢを得ることができる。

電極妥当性検証に適するＥＥＧ誘発反応スキームの例が表１にリストされている。表１における２つの例は，いわゆるミスマッチ陰性電位（mismatch negativity）（ＭＭＮ）またはオッドボール・パラダイム（oddball paradigm）に基づいている。上記ＭＭＮまたはオッドボール・パラダイムは，事象関連電位（event-related potentials）（ＥＲＰ）を探索するために一般に用いられている技術である。上記事象関連電位は一連の刺激における予期しない変化（unexpected change in a sequence of stimuli）によって誘発される。たとえば，低頻度（low probability）の逸脱音（ｄ）を高頻度の一連の標準音（ｓ）の中に組み入れることができる（たとえば，s s s s s s d s s s s s s d s s s . . .）。このためにシンプルな音，たとえば，単一のbob音（a single “bob” sound）によって中断される多くのbib音（a number of “bib” sounds）を適用することができる。このシーケンスがオッドボール・シーケンスと呼ばれている。上記逸脱音は，音の高低（ピッチ），音の長さ（duration）または音の大きさ（loudness）といった一または複数の知覚特徴において，標準音と異なるものとされる。上記事象関連電位は，被験者が上記シーケンスに注意を払っているかどうかにかかわらず誘発することができる。上記オッドボール・シーケンスの間，人は読書をしたり，サイレント字幕映画を見たりすることができ，それでも明確なＭＭＮが現れる。

図２は周囲音環境に基づく電極妥当性検証システムおよびこの電極妥当性検証のための測定設定を示している。破線枠は電極妥当性検証システムを備える装着可能個人用機器１’を示している。上記機器１’は，周囲音環境（ambient sound environment）を計測するマイクロフォン８’と，誘発反応を引き起こすことが可能な周囲における音を識別するためのオーディオ信号分析器ブロック９とを含む。上記機器１’はさらに，ユーザの脳からのＥＥＧ信号を測定する少なくとも２つの電極３とＥＥＧ信号分析器ブロックとを含む。上記電極妥当性検証システムは上記電極３からのＥＥＧ信号を取得する信号取得手段４を備えている。上記信号は信号分析器５’に送られる。電極妥当性検証コントローラ７’は，上記電極３からの取得信号と上記マイクロフォン８’によって記録される音響信号とを比較して，上記周囲からの音が誘発反応を引き起こすかを決定（判定）し，最終的に電極３によって取得された信号がＥＥＧ信号であるかを決定する。

ＥＥＧ刺激制御手段は，図２の実施例ではオーディオ信号分析器９に対応する。

図１に示す機器によってオーディオ刺激を生成するのに代えて，図２に示すように，上記電極妥当性検証を周囲音環境に基づくものとすることができる。このシステムでは，上記機器は，ユーザの脳からのＥＥＧ信号と，上記機器に統合されているマイクロフォンによって測定される周囲音環境の両方を測定する。上記ＥＥＧ信号分析器５’および上記オーディオ信号分析器ブロック９は，たとえばエンベロープスペクトル推定用アルゴリズム（algorithms for envelope-spectrum estimation）を備え，上記電極妥当性検証ブロックはＥＥＧエンベロープスペクトルとオーディオエンベロープスペクトルの間の依存性（dependencies）を利用するアルゴリズムを備えることができる。このシステムの利点は，電極検査をいつでも実行することができ，オーディオ信号を使用することでユーザを邪魔することがないということである。

電極妥当性検証に適する誘発反応スキームの複数の例を，各スキームを詳細に記載する表１に示しておく。

図３はＥＥＧモニタ機器の実施例の図である。上記機器は補聴器からよく知られている耳掛けスタイルの機器である。典型的には，上記機器は電池，電子回路およびマイクロフォンを備える耳掛け部12を備えている。上記機器１はさらにイヤピース15，および耳掛け部12とイヤピース15の間の接続ワイヤ14を備えている。電極（複数）がカスタムメイドのイヤピースの表面に配置されている。上記イヤピース上に示されている音出力口16が，上記機器によって生成されてユーザに向かう音響刺激を提供する。上記機器のスピーカ（レシーバ）を上記耳掛け部12に設けて音チューブを通じて耳部材に接続してもよいし，上記スピーカを上記イヤピース内に設けてもよい。上記音出力口16は耳の閉塞をしないようにするための音響フィードスルー（ベント）も提供する。上記ワイヤ／音チューブは，上記スピーカが耳掛け装置内に設けられている場合の音ガイド（sound-guide）となる。上記スピーカが上記イヤピース内に設けられている場合には，上記ワイヤ／音チューブは電気ワイヤとされる。音取得，すなわち前段増幅器およびアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ’ｓ）は上記イヤピース15内に設けてもよいし上記耳掛け部内12に設けてもよい。上記耳掛け部12はユーザの環境（周囲）の音圧レベルを測定する目的でマイクロフォンを備えることができる。このようにすることで，上記機器からの音レベルを上記ユーザの環境の音圧レベルに適合させることができる。これは，上記電極検査のためのオーディオ刺激および上記機器からユーザへのオーディオメッセージの両方について利点となる。

図４はＥＥＧモニタ機器１の他の実施例を示している。上記機器は図３の実施例のように上記イヤピース15上に電極３を備えているが，ワイヤ21を通して上記耳掛け部12に接続されたパッド電極20も備えている。このパッド電極は外耳道の外側箇所（a point outside of the ear canal）において頭部の表皮上に配置することができる。これは，脳の特定の領域からのＥＥＧ信号が適切であってかつ外耳道から得られる信号が十分でない，そのような条件の監視に適切である。

この発明の実際の実施形態において，上記電極を，たとえば電子回路用ハウジング，たとえば耳掛け部12の表面にも配置してもよい。

図５は完全耳内型のＥＥＧモニタ機器の実施例を断面図で示している。上記機器は耳内型補聴器から知られるようなカスタムメイドのイヤピース25内に収納されている。上記イヤピースの外側表面（outer surface）26の輪郭は，ユーザの外耳道および耳介の少なくとも一部の輪郭に沿うようにつくられている。電極３がイヤピース25の一部に埋め込まれており，外側表面26はユーザの耳に沿うように適合されている。上記機器は，たとえば図１または２と異なるブロックを含む電子回路モジュール27，マイクロフォン８，およびスピーカまたはレシーバ２を備えている。この図には電極３，マイクロフォン８およびスピーカ２を電子回路モジュール27に接続する電気ワイヤ（複数）も示されている。上記電子回路モジュールは，データ取得，信号解析および電極妥当性検証のための手段を備えている。上記イヤピースはユーザの外耳道の音響閉塞，すなわち外耳道のブロッキングを避けることを目的とするベンチレーション・チャンネル24を有している。さらに上記イヤピースはマイクロフォン８のための開口13およびレシーバ２のための開口16を有している。

図６はアルファ帯検出スキーム用のレイアウト（layout for the alpha-band detection scheme）を示している。上記電極妥当性検証が開眼／閉眼スキーム（open/closed eye scheme）に基づく場合にこれを適用することができる。スピーカ（レシーバ）２を通じて人物に指示が与えられる。上記指示は，両目を閉じ，所定時間経過後に両目を開けることとすることができる。これが複数サイクルにわたって繰り返される。各サイクルについて上記ＥＥＧ信号の周波数解析が別々に実行される。

ＥＥＧ中のアルファ波は，両目を閉じた状態で覚醒安静しているとき（during wakeful relaxation with closed eyes），主として脳から発せられる。ユーザに両目を「開く」または「閉じる」ことを指示することで，指示によって誘発される簡単なパラダイム（a simple induced by instruction paradigm）が確立される。したがって，開眼時と閉眼時の間の周波数分布を比較することによって，信頼性の高いロバストな電極検査を行うことができる。

図７は，図６における周波数解析ブロックについての３種類のブロック図の例を示している。図７ａのアルファ帯の帯域通過フィルタは８〜12Ｈｚの周波数範囲の通過帯域を有している。図７ａの二番目のブロックは信号の第１ノルムまたは絶対値である。図７ａの低域通過フィルタは信号を平均化する。この低域通過フィルタは１次または２次の再帰フィルタとすることができる。

図７ｂには２つの分岐があり，上側分岐は上記アルファ帯のエネルギーを検出し（見つけ），下側分岐はアルファ帯の外側（outside）のエネルギーを検出する。上側分岐の最初のブロックはアルファ帯周波数の通過を許す帯域通過フィルタである。下側分岐の最初のブロックはアルファ帯周波数を阻止し，他の周波数の通過を許す帯域阻止フィルタである。図７ｂの両分岐の２番目のブロックは，信号の二乗平均平方根（Root Mean Square）を算出する。

図７ｃは短時間フーリエ分析（Short Time Fourier Analysis）の実施例を示している。最初のブロックであるワープ遅延線（Warped Delay Line）は，周波数スケールを変更して低周波数においてよりよい分解能を得るための既知の方法である。

図８は耳内タイプの銀電極からのパワースペクトル（Power Spectrums）を示している。信号は512Ｈｚでサンプリングされている。最初の30秒間人物は両目を閉じており，次の30秒間上記人物は両目を開けている。２つの曲線は最初および２番目の30秒の時間窓についてのパワースペクトルを示している。上記パワースペクトルは，窓長が512サンプルで，窓間に50％のオーバーラップを持つハミング窓を用いたウェルチ法を使用して計算する。アルファ帯のパワースペクトルにおいて，「開眼」および「閉眼」の間には明らかな相違が存在する（８〜１２Ｈｚの周波数範囲）。

図９は，64Ｈｚのサンプリングレートで再サンプリングされた，図８と同じ信号についての時間周波数プロットを示している。このスペクトログラム（spectrogram）は，短時間フーリエ変換（Short Time Fourier Transform）（ＳＴＦＴ）を用いて，各窓におけるサンプルを512とし，各ＳＴＦＴにおいて64の新しいサンプルで計算する。閉眼シーケンスと比較して，開眼シーケンスのアルファ帯では信号レベルの明確な増加が存在する。

図１０は図８および図９と同じ信号を示している。曲線は，図９に示すスペクトグラムからの上記ＳＴＦＴの対応タップ（the corresponding taps）から計算されるアルファ帯（８〜12Ｈｚ）のパワーを示している。この曲線は，両目が開けられた30秒のところでアルファ帯のパワーの大きな落ち込みを示している。

図１１は，アルファ帯検出スキーム用のシンプルな一次元バイナリ分類器（simple one dimensional binary classifier）を示している。灰色のバーは「開眼」データについてのアルファ帯におけるパワーのヒストグラムを表しており，黒のバーは「閉眼」データについてのヒストグラムを表している。図示されている破線は，図１１の左部分において小さい表で示されている分類パフォーマンスの結果である区分レベル（discrimination level）である。この表から，仕様および正確性が比較的良好で，２つの測定で通常は十分であることを意味することが分かる。

図１２はアルファ帯検出スキームについての２次元バイナリ分類器の描写（depiction of a two dimensional binary classifier）を示している。プロットは散布プロットであり，そこではドット（複数）が特徴空間におけるデータポイントを表しており（次元１対次元２）（dimension 1 versus dimension 2），実線は区分直線である。黒色および灰色のドットはクラス１および２のそれぞれからのデータポイントを表している。図１２は，検出器が２つの入力を有している場合のシミュレーション例であり，たとえば次元１がアルファ帯からのパワーであり，次元２が他のすべての周波数帯域からのパワーである。これは図７ｂのブロック図によって取得することができ，図７ｂにおける上側分岐が次元１を提供し，図７ｂにおける下側分岐が次元２を提供する。この例では，「クラス２」が「閉眼」データであり，「クラス１」が「開眼」データである。これは，非線形分類器およびより高次の線形または非線形の分類器にさらに一般化することができる。

電極妥当性検証を，異なる方法の組合せによって実行することもできる。たとえば，生成されるオーディオ刺激に基づく方法と周囲音に基づく方法を組み合わせることができる。このような組合せシステムの一例では，生成されたオーディオ信号に基づく電極検査が，上記機器がスイッチオンされたとき，またはユーザが電極検査を要求するたびに実行されるようにすることができる。上記周囲音環境に基づく電極検査は上記装置が使用されている間連続して起動することができる。誘発反応に基づく方法を，電気インピーダンス測定と組み合わせてもよい。異なる測定方法を組み合わせる利点は，信頼性，ロバスト性，様々な障害原因を区別する能力等の観点において，電極妥当性検証を向上させることができることである。

電気インピーダンス測定に基づく電極妥当性検証を，ＥＥＧ信号を計測するときと同時に，連続して起動させるように実行することもできる。これは，インピーダンスを計測するために電極に与えられる電気信号が，注目ＥＥＧ信号の周波数範囲外の周波数範囲にある場合に可能である。典型的には，上記電気信号は，注目ＥＥＧ信号の周波数範囲よりも高い，500Ｈｚ以上の周波数を持つものとすることができる。

インピーダンス測定のために異なる周波数を選択することに代えて，上記ＥＥＧモニタリングを，インピーダンス測定が実行されている間の短い時間だけ中断することもできる。このケースにおいてインピーダンス測定の周波数は典型的には10〜30Ｈｚの範囲とすることができる。

上記電極妥当性検証システムが，上記電極がＥＥＧ信号を受信することを確立することができない場合に，ＥＥＧモニタを装着している人物に通知を与えることもできる。これにより上記人物はＥＥＧモニタ電極の位置を調整して，電極と皮膚との間の良好な電気的接続を有することを確認することができる。上記通知は音メッセージ，たとえば上記人物がなすべきことを知らせる音声（ボイス）メッセージの形態とすることができる。

Claims (19)

1. 人物の頭部において持ち運ばれるように構成される個人用装着可能ＥＥＧモニタであって，
   上記人物からの一または複数のＥＥＧ信号を測定する表皮電極を有するＥＥＧセンサ部，
   上記ＥＥＧセンサ部から転送されるＥＥＧ信号を受け取るように構成され，上記人物からのＥＥＧ信号をモニタリングするように構成されるＥＥＧ信号分析器，
   以下の少なくとも一つを実行するように構成されるＥＥＧ刺激制御手段，
   −上記人物に刺激を提供すること
   −上記人物に刺激生成行為を実行することを要求すること
   −潜在的刺激生成周囲音を識別すること
   上記刺激によって引き起こされるＥＥＧ信号からの誘発反応を識別するＥＥＧ反応検出手段，および
   上記少なくとも一つの誘発反応に基づいて上記表皮電極が上記人物のＥＥＧ信号を受信しているかを決定する分類器，
   を備えるＥＥＧモニタ。
2. 上記電極がドライ電極である，請求項１に記載のＥＥＧモニタ。
3. 少なくとも一つの電極が，上記人物の外耳道内に配置されるように構成されている，請求項１または２に記載のＥＥＧモニタ。
4. 上記ＥＥＧ刺激制御手段が上記人物に聴覚刺激を提供する，請求項１，２または３に記載のＥＥＧモニタ。
5. 上記ＥＥＧ刺激制御手段が，誘発反応を生じさせることが可能な周囲からの音を識別するように構成されている，請求項１，２または３に記載のＥＥＧモニタ。
6. 上記ＥＥＧ刺激制御手段が，上記人物に両目を開くことおよび閉じることを要求するように構成されている，請求項１，２または３に記載のＥＥＧモニタ。
7. 上記刺激が少なくとも２回繰り返される，請求項１から６のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
8. 上記外耳道内に配置されるように構成される上記少なくとも一つの電極がイヤピース上に配置されており，上記イヤピースが上記人物の外耳道にフィットする恒久的形状を備えている，請求項３に記載のＥＥＧモニタ。
9. 上記ＥＥＧセンサ部の外部にパッド電極を備え，上記パッド電極がモニタされるべき上記人物の頭部に配置されるように構成されている，請求項１から８のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
10. 誘発反応を識別することによって，少なくとも３つの電極の妥当性検証を同時に検査するように構成されている，請求項１から９のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
11. 上記誘発反応を識別することによる電極の妥当性検証が，表皮上に配置されている電極（複数）間の電気インピーダンスを測定することと組み合わされている，請求項１から１０のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
12. 上記ＥＥＧ信号が受信されない場合を上記人物に通知する通知手段を備えている，請求項１から１１のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
13. ＥＥＧ信号を受信する電極を識別しかつ上記人物からのＥＥＧ信号をモニタするためにこれらの電極を選択する手段を備えている，請求項１から１２のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
14. ＥＥＧ信号が上記電極によって受信されていない事象中に，外部ユニットに無線通知を送信する手段を備えている，請求項１から１３のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
15. 人物のＥＥＧ信号を，上記人物の頭部において持ち運ばれるＥＥＧモニタによって連続的にモニタリングする方法であって，
    表皮電極を有するＥＥＧセンサ部によって上記人物からの一または複数のＥＥＧ信号を測定し，
    ＥＥＧ信号処理手段を有する処理ユニットに上記ＥＥＧセンサ部からＥＥＧ信号を転送し，
    上記処理ユニットにおいて上記人物からのＥＥＧ信号をモニタリングし，
    以下の少なくとも一つを実行することによって上記ＥＥＧ信号中に誘発反応を引き起こし，
    −上記人物に刺激を与えること
    −上記人物に刺激生成行為を実行することを要求すること
    −刺激生成周囲音を識別すること
    上記刺激によって引き起こされるＥＥＧ信号から誘発反応を識別し，
    上記誘発反応に基づいて上記表皮電極が上記人物のＥＥＧ信号を受信しているかを決定する，
    方法。
16. 上記ＥＥＧ信号が上記人物によって受信されていない場合を上記人物に通知する，請求項１５に記載の方法。
17. ＥＥＧ信号を受信している特定電極を識別する，請求項１５または１６に記載の方法。
18. ＥＥＧ信号を受信している電極を用いることで，ＥＥＧ信号を測定するための上記ＥＥＧモニタを再構築する，請求項１５，１６または１７に記載の方法。
19. 上記ＥＥＧ信号中に誘発反応を生じさせるステップを繰り返し，上記電極がＥＥＧ信号を受信しているかの前回の決定にしたがって事前選択または調整される時間間隔で，上記
    ＥＥＧ信号から誘発反応を識別する，請求項１５から１８のいずれか一項に記載の方法。