JP6254281B2 - 脳波測定及び脳刺激システム - Google Patents

Description

本発明は、脳波測定及び脳刺激システムに関するもので、より詳細には、単一のシステムとして具現されて脳波測定と脳刺激を同時に行うことができる一体型システムに関するものである。

脳は、人体頭部の内部機関として、神経系の最高の中枢機関であり、大脳、小脳、中脳、橋脳、延髄に分けられる。また、脳はニューロンの活動電位の総合が脳の表皮で測定される信号である脳波を発生する。

脳の状態を測定する方法として、まず、頭皮に電極を備えたパッドを装着して電極から受信される脳波を測定して検査するＥＥＧ（ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｍ）検査、または脳を放射線や超音波を利用して様々な角度で断層撮影して検査するＣＴ検査、磁気共鳴によって脳を撮影するＭＲＩ検査などがある。

様々な概念が脳の構造の神経刺激の分野で知られており、脳を刺激させて所定の目的を達成する脳刺激は大きく観血脳刺激（ｉｎｖａｓｉｖｅ ｂｒａｉｎ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）と非侵襲的脳刺激（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｂｒａｉｎ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）に区分される。

観血脳刺激は、手術により電極を脳に浸透させて電気信号を印加する方法であり、非侵襲的脳刺激は頭蓋骨の内部に電極を侵襲することなく、脳を刺激して所定の効果を達成する方法である。

具体的な脳刺激は深部電気刺激（ｄｅｅｐ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）、経頭蓋磁気刺激（ＴＭＳ：ｔｒａｎｓｃｒａｎｉａｌ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）及び経頭蓋電気刺激（ＴＥＳ：ｔｒａｎｓｃｒａｎｉａｌ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）、特に経頭蓋直流電気刺激（ｔＤＣＳ：ｔｒａｎｓｃｒａｎｉａｌ ｄｉｒｅｃｔ ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）及び経頭蓋ランダムノイズ刺激（ｔＲＮＳ：ｔｒａｎｓｃｒａｎｉａｌ ｒａｎｄｏｍ ｎｏｉｓｅ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）を含む。

特に、経頭蓋直流電気刺激（ｔＤＣＳ）にとって、弱い連続的な直流が頭皮の上にある二つの大面積の電極を介して加えられる。これは、皮質の神経細胞の膜電位の小さな変更及び発火率の変化を招いて、それに応じて興奮レベルが影響を受ける。正確に言えば、これは刺激の極性に応じて増減される。陽極の刺激にとって（陽極は細胞体や樹状突起の近くにある）、脱分極化の増加された膜電位と発火率によって発生され、それに応じて興奮を増加させる。陰極の刺激にとって、神経細胞は低下した膜電位と発火率の結果として過分極化される。

従来の脳波関連装置は、脳を刺激するためのモジュールと脳から検出された脳波を収集して分析するモジュールとが別々の装置からなり、脳の状態とはかかわりがなく、シンプルで、一定の刺激だけを加えられる。特に、脳の特定の領域を活性化させて、望む結果を得るためには、特定の部位をユーザーの状態に応じて適切な電流で刺激する必要があるが、従来の脳を刺激するモジュールが含まれている装置はこれを具現することが難しい。

また、脳を刺激するためのモジュールは湿式電極をもとに構成され、脳から検出された脳波を収集及び分析するモジュールは乾式電極をもとに構成されるので、それぞれの電極を統合的に具現することが難しく、湿式電極は脳に印加された微細電流が均等な領域に広がるようにインピーダンスを大きくしなければならず、乾式電極は脳から受信される微細電圧を正確に検出することができるようにインピーダンスを小さくしなければならない逆の状況が発生する。

具体的には、脳を刺激するためのモジュールは湿式電極をもとに構成されて、脳に印加された微細電流が均等な領域に広がるようにkΩ単位のインピーダンスを有する電解質を使用して、脳から検出された脳波を収集及び分析するモジュールは脳から受信される微細電圧を正確に検出することができるように数Ωないし数百Ω以下の低インピーダンスを有する電解質を使用する湿式電極や様々な低インピーダンスの導電性材料を使用して乾式電極を具現する。このような相反する特性のために、脳を刺激するためのモジュールで使用される電極と脳波を収集及び分析するモジュールの電極は、一つに統合されにくい特性がある。

さらに、脳を刺激するためのモジュールと脳から検出された脳波を収集及び分析するモジュールは、互いに隣接するように配置される場合に干渉現象が発生して、刺激モジュールで脳に印加した電流がそのまま検出モジュールで読み取られるなどの現象が発生し正確な脳波測定が困難という問題がある。

このような問題から着眼した本発明が解決しようとする課題は、測定と刺激を担当する電極を一つに共有したり、それぞれの電極が互いに密着するように配置して、１つの統合された脳波測定及び脳刺激システムを提供することである。

本発明の解決しようとする他の課題は、脳波測定と脳刺激を同時に行って、脳波の測定状態をモニタリングして、脳刺激の程度をリアルタイムで制御することができる脳波測定及び脳刺激システムを提供しようとすることである。

本発明の解決しようとするもう一つの課題は、特定の条件下での様々なクライアントの脳波を保存して、これをデータベース化し、これをもとに同時間帯の複数のユーザーの脳波信号をもとに、特定のグループの脳波の状態を分析する脳波測定及び脳刺激システムを提供しようとすることである。

前記のような目的を達成するための本発明の一実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムは、脳を刺激するための微細電流を印加する第１の電極部；及び前記第１の電極部と接続されて、前記脳から受信した脳波信号を測定する第２の電極部を含み、前記第２の電極部は前記微細電流を遮断するカットフィルタを含む。

本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムは、脳を刺激するための微細電流を印加したり、前記脳から受信した脳波信号を測定する第１の電極部；前記第１の電極部と接続されて前記微細電流を制御する刺激部；及び前記第１の電極部と接続されて前記脳波信号を受信する測定部を含み、前記測定部は前記微細電流を遮断するカットフィルタを含む。

前記微細電流は直流電流（ＤＣ）であり、前記脳波信号は交流電流（ＡＣ）でありえる。

前記カットフィルタは直流カットフィルタ（ＤＣ Ｂｌｏｃｋｉｎｇ Ｆｉｌｔｅｒ）でありえる。

前記第１の電極部は頭皮に直接接触される固体電解質層；及び前記固体電解質層の一面に接続される導電性層を含むことができる。前記固体電解質層及び前記導電性層は延性であり、前記頭皮に対応して曲面形状が可変されることができる。

前記第１の電極部は頭皮に直接接触される湿式電解質層；及び前記固体電解質層の一面に接続される防水型の導電性層を含む。

前記第１の電極部は、脳刺激の過程で１ｋΩないし２０ｋΩのインピーダンス値を有する電解質層を含むことができる。

前記第１の電極部は、前頭葉領域に配置され、第１の脳波を測定する第１のサブ電極；及び、前記前頭葉領域の以外の領域に配置され、第２の脳波を測定する第２のサブ電極を含むことができる。

前記第１の脳波及び前記第２の脳波を受信する測定部をさらに含むことができる。

前記測定部は前記第１の脳波と前記第２の脳波の違いから第３の脳波を抽出することができる。

前記第１の電極部は前記脳波信号をもとに前記微細電流を制御することができる。

本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムは、脳を刺激するための微細電流を生成する刺激部と、前記脳から受信した脳波信号を測定する測定部を含む第１のデバイスと、前記第１のデバイスから前記脳波信号を含むデータを受信して管理する制御部を含む第２のデバイスを含む。

前記第１のデバイスは頭に着用するヘッドセットであり、前記第２のデバイスはモバイルデバイスでありえる。

前記第１のデバイスまたは前記第２のデバイスは、前記脳波信号をもとに前記微細電流を制御することができる。

前記第１のデバイスまたは前記第２のデバイスと通信し、前記脳波信号を受信して、複数の測定データを管理するサーバをさらに含むことができる。

前記サーバは、同時間帯の複数のユーザーの前記脳波信号をもとに、特定のグループの脳波の状態を分析することができる。

前記第１のデバイスまたは前記第２のデバイスは前記脳波信号または前記微細電流を表示するモニタリング部をさらに含むことができる。

前記測定部は前記微細電流を遮断するキャパシタフィルタを含むことができる。

前記測定部はノイズ振動の位相を変更して出力する逆位相ノイズ出力モジュールを含むことができる。

本発明によれば、測定と刺激を担当する電極を一つに共有するか、それぞれの電極が互いに密着するように配置して、１つの統合された脳波測定及び脳刺激システムを提供することができる。

また、脳波の測定と脳刺激を同時に行って、脳波の測定状態をモニタリングして、脳刺激の程度をリアルタイムで制御することができる脳波測定及び脳刺激システムを提供することができる。

また、特定の条件下でのさまざまなクライアントの脳波を保存して、これをデータベース化し、これをもとに同時間帯の複数のユーザーの脳波信号をもとに、特定のグループの脳波の状態を分析することができる。

本発明の一実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムを示すブロック図である。 図１の実施形態にカットフィルタが追加された脳波測定及び脳刺激システムを示すブロック図である。 本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムを示すブロック図である。 図３の実施形態にカットフィルタが追加された脳波測定及び脳刺激システムを示すブロック図である。 本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムの電極部の概略的な断面図である。 本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムの電極部の概略的な断面図である。 本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムの電極部の概略的な断面図である。 本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムの電極部の概略的な断面図である。 本発明の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムのデバイスの間の通信構造を示すブロック図である。 図９のシステムの具体的な例を示す図面である。 本発明の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムの複数のデータ収集構造を示すブロック図である。 本発明の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムのモニタリング部を示す図面である。 本発明の実施形態に係る第１のデバイスの刺激部と測定部の詳細構造を示す図面である。 本発明の実施形態に係る第１のデバイスの刺激部と測定部の詳細構造を示す図面である。 従来の乾式ｔＤＣＳ電極を利用して、脳刺激を行ったときの額の紅斑の分布を示すイメージと、本発明の実施形態に係る第１のデバイスの刺激部を利用して脳刺激を行ったときの額の紅斑の分布を示すイメージである。

以下、添付する図面を参照して、本発明の好ましい実施形態を詳細に説明する。本発明の利点および特徴、そしてそれらを達成する方法は、添付する図面と一緒に詳細に後述されている実施形態を参照すると明確になるであろう。しかし、本発明は、以下で開示される実施形態に限定されるものではなく、異なる多様な形態で具現されることができ、単に本実施形態は本発明の開示が完全になるようにして、本発明の属する技術分野で通常の知識を有する者に発明の範疇を完全に知らせるために提供されるものであり、本発明は請求項の範疇によって定義されるだけである。明細書の全体にわたって同一の参照符号は同一の構成要素を指す。

他の定義のない場合は、本明細書で使用されるすべての用語（技術および科学的用語を含む）は、本発明の属する技術分野で通常の知識を有する者に共通的に理解することができる意味で使用することができるだろう。また、一般的に使用される辞典に定義されている用語は明白に特別に定義されていない限り、理想的または過度に解釈されない。

本明細書で使用される用語は、実施形態を説明するためのものであり、本発明を制限しようとするものではない。本明細書で、単数形は文句で特に言及しない限り、複数形も含む。明細書で使用される「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」および／または「含んでいる（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」は、言及された構成要素の以外に一つ以上の他の構成要素の存在または追加を排除しない。

以下、添付図面を参照して、本発明について詳細に説明する。

図１を参照すると、本発明の一実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムのブロック図が示されている。本実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムは電極部１００及び制御部４００を含み、電極部１００は脳を刺激するための微細電流を印加する第１の電極部１１０と、第１の電極部１１０と接続又は分離され、脳から受信した脳波信号を測定する第２の電極部１２０を含む。

電極部１００は対象体Ｓの頭部に配置され、特に、第１の電極部１１０と第２の電極部１２０は対象体Ｓの前頭葉部分に配置することができる。電極部１００は、直接頭皮や皮膚に触れる接触電極を含むことができ、接触電極に電気的な信号を伝送するか、接触電極からの電気的な信号を受信する所定の回路及び電源供給装置を含むことができる。

対象体Ｓから脳波信号を測定する第２の電極部１２０は、必ず対象体Ｓの皮膚例えば、前頭葉頭皮領域に密着する必要はない、皮膚と第２の電極部１２０との間の空気層をキャパシターとして用いて、離間した状態でも脳波信号を測定することもできる。

第２の電極部１２０は、脳の状態に対する脳波信号を測定し、脳波信号は電気信号の以外に、他の様々な信号形態からなり、脳から発生される信号を検出することができる。例えば、超音波またはＭＲＩなどのようなさまざまな方法で脳から発生した信号を測定することができる。このような場合、第２の電極部１２０は各信号の種類に対応する検出構造を有することができ、第２の電極部１２０は頭皮に接触していない非接触の形態からなることができる。

このような第２の電極部１２０で受信される脳波信号は、例えば、電気信号（ＥＥＧ、ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｍ）、近赤外線信号（Ｎｅａｒ−ｉｎｆｒａｒｅｄ ｓｉｇｎａｌ）、インピーダンス信号（ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｓｉｇｎａｌ）、音響信号（ａｃｏｕｓｔｉｃ ｓｉｇｎａｌ）、磁気信号（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｉｇｎａｌ）、力学信号（ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｉｇｎａｌ）、生化学信号（ｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｉｇｎａｌ）、光信号（ｏｐｔｉｃａｌ ｓｉｇｎａｌ）、超音波信号（ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ ｓｉｇｎａｌ）などを含むことができる。

同様に、対象体Ｓに微細電流を印加する第１の電極部１１０も経頭蓋直流刺激（ｔＤＣＳ：ｔｒａｎｓｃｒａｎｉａｌ ｄｉｒｅｃｔ ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）のような直接的な電流印加方式にとって対象体Ｓの頭皮に密着される必要があるが、経頭蓋磁気刺激（ＴＭＳ：ｔｒａｎｓｃｒａｎｉａｌ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）などのような方法を用いて微細電流を前頭葉に印加する場合には、第１の電極部１１０も同様に対象体Ｓの頭皮に密着される必要がない。

電極部１００の材質は限定されず、導電性金属材からなるか、または非金属材からなることができる。それぞれの第１の電極部１１０及び第２の電極部１２０は複数の電極からなることができ、電極部１００を含む第１のデバイス５００（図９参照）が経頭蓋に着用されたとき、脳の背外側前頭葉前部皮質領域、腹内側前頭葉前部皮質領域、始原運動皮質領域、側頭葉領域および後頭葉領域の中の少なくとも一つの領域に電気刺激を加えることができる位置に電極部１００が存在するように、第１のデバイス５００に固定することができる。

電極部１００は、微細電流を印加する第１の電極部１１０と、人体から脳波信号を測定する第２の電極部１２０以外にもノイズの除去及び参照電流を考慮して、脳波測定の精度を高めるための第３の電極部（図示せず）がさらに含まれることもできる。

制御部４００は、端末装置１００から出力された脳波信号が入力され、その電気信号の周波数値に応じて経頭蓋の特定の位置に取り付けられた複数の電極に電気刺激信号を発生させ出力したり、経頭蓋の特定の位置で脳波信号を検出する脳波センサー３１０で脳波センサー駆動信号を発生させて出力する。

いくつかの他の実施形態では、制御部４００は変圧器、複数の周波数フィルタおよび複数の整流部を含んで構成されることができる。変圧器は、電極部１００から出力された電気信号の電圧値を既設定された割合で変圧して出力する。複数の周波数フィルタは、異なる周波数通過帯域を有する変圧器を介して出力された電気信号がそれぞれ入力された後、その電気信号が有する周波数値に応じて電気信号を通過または遮断させる。複数の整流部は複数の周波数フィルタのそれぞれに対応して電気的に接続することができる。それとともに、複数の整流部それぞれに電気的に接続された周波数フィルタから通過した電気信号を整流し、その整流された信号を出力する。電極部１００と電気的に接続されている整流部で整流された信号が出力される場合、その整流された信号は信号増幅部（図示せず）の駆動信号にて動作して、経頭蓋の特定の位置で脳波信号を検出する電極（図示せず）から検出された脳波信号が信号増幅部（図示せず）を介して増幅されて出力されることができる。

制御部４００は、電極部１００を構成する第２の電極部１２０から受信された脳波信号、例えば、脳波信号を分析して対象体Ｓの現在の状態を分析して、対象体Ｓに適切な刺激の範囲を決定し、これを反映した制御コマンドを第１の電極部１１０に伝達することができる。これを受信した第１の電極部１１０は、適正刺激の範囲に対応する微細電流を発生させて、対象体Ｓから所定の刺激効果を得ることができる。

または、制御部４００は、ユーザーの選択信号に応じて既設定された周波数値を有する電気信号を発生させ出力するための制御信号を第１の電極部１１０に伝送することもできる。

ユーザーの選択信号は、様々な電気刺激の種類の中のいずれかの電気刺激を行うかどうかに対するユーザーの選択を示したり、第２の電極部１２０を介して脳波信号の検出を行うかどうかに対するユーザーの選択を示す信号を意味するし、ユーザーの選択信号に応じて一つまたは複数の周波数値を既設定することもできる。

制御部４００は、電極部１００と電気的に接続することができ、いくつかの他の実施形態では電極部１００と離間して配置されることもでき、異なるデバイスに含まれる構成でありえる。

図２を参照すると、電極部１００のうち、第２の電極部１２０は前記電流を遮断するカットフィルタ１３０をさらに含む。第１の電極部１１０と第２の電極部１２０が電極を共有したり、または隣接するように配置された状態で第１の電極部１１０で前頭葉領域へ微細電流を印加する場合、印加された微細電流がそのまま第２の電極部１２０に検出することができ、このような場合制御部４００でしっかりとした脳波信号を分析することができない場合が発生することができる。

したがって、脳波信号を測定する第２の電極部１２０の前段にカットフィルタ１３０を備えて、第１の電極部１１０で印加した電流がそのまま第２の電極部１２０を介して歪曲された脳波情報が制御部４００に伝送されないように遮断することができる。

具体的には、経頭蓋直流刺激（ｔＤＣＳ）を利用して、前頭葉を刺激するために、第１の電極部１１０から生成された微細電流は直流電流（ＤＣ）であり、一方、第２の電極部１２０から受信される脳波信号は交流電流（ＡＣ）でありえる。したがって、直流カットフィルタ（ＤＣ Ｂｌｏｃｋｉｎｇ Ｆｉｌｔｅｒ）をカットフィルタ１３０からなり、第２の電極部１２０の前段に配置することができる。

図３及び図４を参照すると、本発明の他の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムの構成が開示される。本実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムは、電極部１００が一つの電極である第１の電極部１１０で構成され、第１の電極部１１０を刺激部２００と測定部３００が互いに共有する構成を有する。

つまり、第１の電極部１１０は脳を刺激するための微細電流を印加するか、脳から受信した脳波信号を測定し、刺激部２００は第１の電極部１１０と接続されて微細電流を制御して、測定部３００は第１の電極部１１０と接続されて対象体Ｓから検出された脳波信号を受信することができる。

以前の実施形態と同様に、刺激部２００によって第１の電極部１１０を介して対象体Ｓに伝達された微細電流の流入および脳波データの歪みを遮断するカットフィルタ３１０をさらに含む。脳波信号を測定する測定部３００の前段にカットフィルタ３１０を備えて、刺激部２００で印加された電流がそのまま測定部３００を介して歪曲された脳波情報が制御部４００に伝送されないように遮断することができる。刺激部２００から生成された微細電流は直流電流（ＤＣ）であり、測定部３００から受信される脳波信号は交流電流（ＡＣ）でありえる。したがって、直流カットフィルタ（ＤＣ Ｂｌｏｃｋｉｎｇ Ｆｉｌｔｅｒ）をカットフィルタ３１０からなり、測定部３００の前段に配置することができる。

刺激部２００は、高電圧モジュール、安定化モジュール、制限モジュール、出力モジュールまたは電流／電圧測定モジュールを含むことができる。刺激部２００は、ユーザーの脳に特定の信号を提供して特定の部分を刺激し、具体的には微細電流などにより特定の部位の機能を活性化することができる。刺激プロセスの実行中に刺激のための電流と電圧が正常かないかを継続的にモニタリングする電流／電圧測定モジュールなどを介して過度な電流が頭皮に印加されないように遮断することができる。

測定部３００は、カットフィルタ、ノイズ処理モジュール、増幅モジュールまたは逆位相ノイズ出力モジュールを含むことができる。測定部３００は、脳から検出された脳波信号を収集し、脳波以外の他のノイズ信号を除去したり、頭皮に流れるノイズを分離して逆位相で中和するプロセスを行うことができる。

刺激部２００と測定部３００の詳細な構成については、図１３と図１４を参照して後述する。

以下、図５乃至図８を参照して、本発明の様々な実施形態に係る電極部の構造について説明する。図示された例のように、電極部１００が第１の電極部１１０及び第２の電極部１２０からなり、対象体の皮膚や頭皮に接触される面を第１の電極部１１０及び第２の電極部１２０が互いに共有することができ、それぞれ別個に皮膚に接触することもできる。

第１の電極部１１０は、頭皮に直接接触される電解質層１１１及び電解質層１１１の一面に接続される導電性層１１２を含むことができる。電解質層１１１は固体電解質層または湿式電解質層であり得て、電解質層１１１及び導電性層１１２は延性であり頭皮に対応して曲面形状が可変されることができる。電解質層１１１が湿式電解質層である場合、第１の電極回路１１３または第２の電極回路１２１、１２２、１２３、１２４は防水処理された保護層を含むことができる。または第１の電極部１１０または第２の電極部１２０に直接防水処理が行われることができる。

例えば、電解質層１１１は、ゲル（ｇｅｌ）型の電解質を含んでいるハイドロゲル（ｈｙｄｒｏｇｅｌ）層からなることができ、導電性層１１２は延性を有する導電性ファブリック（Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ Ｆａｂｒｉｃ）層からなることができるが、これに限定されるものではなく、電解質層１１１は延性を有し電解質を含むすべての形態が適用されることができ、導電性層１１２も同様に皮膚の凹凸に沿って屈従する延性の導電性材料であれば制限なしに適用することができる。

いくつかの他の実施形態では、電解質層１１１と導電性層１１２の間には、導電性接着層（ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ ａｄｈｅｓｉｖｅ）が介在することができる。導電性接着層は、電解質層１１１と導電性層１１２を物理的および電気的に接続するように、３００ｇｆ ／ ｃｍ以上の接着力を有することができる。導電性接着層は、電解質層１１１または導電性層１１２の総面積の２０％〜５０％の割合で介在されることができ、導電性接着層の１０Ｈｚ以上で交流インピーダンスは０ｋΩないし２ｋΩに保持されて、直流インピーダンスは０ｋΩないし３ｋΩに保持することができる。

いくつかの他の実施形態では、第１の電極部１１０は脳刺激の過程で１ｋΩないし２０ｋΩのインピーダンス値を有する電解質層を含むことができる。つまり、必ずしも電解質層１１１が固体電解質でなくてもインピーダンス値のみ当該範囲に含まれる場合、脳刺激システムの構成が可能である。

いくつかの他の実施形態では、電解質層１１１は塩素イオン（Ｃｌ−）を含む固体でありえて、皮膚に異物感や接着力を感じないように、例えば、２００ｇｆ／ｃｍ以下の接着力を示すように電解質層１１１の表面が処理されることができる。この時、電解質層１１１の１０Ｈｚ以上で交流インピーダンスは０ｋΩないし２ｋΩに保持されて、直流インピーダンスは２ｋΩないし５ｋΩに保持されることができる。

また、いくつかの他の実施形態では、導電性層１１２は、導電性ファブリック以外に、導電性を有する金属や、導電性ポリマー（ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ ｐｏｌｙｍｅｒ）、導電性フィラー（ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ ｆｉｌｌｅｒ）が含有されたポリマーまたはシリコンなどが使用されることができ、導電性層１１２の１０Ｈｚ以上で交流インピーダンスは０ｋΩないし１ｋΩに保持されて、直流インピーダンスは０ｋΩないし１ｋΩに保持されることができる。

第２の電極部１２０は、回路基板１２１、回路基板１２１に形成された検出電極１２２、検出電極１２２と接続された検出回路１２３、および検出フィルタ１２４からなることができる。

図５の場合、第２の電極部１２０が第１の電極部１１０の上部に積層される構造で図示しているが、これに限定されるものではなく、図６に示すように、第２の電極部１２０が第１の電極部１１０の内側に配置される構成を有することもでき、図７のように、第１の電極部１１０と第２の電極部１２０とも外郭面に露出され、第１の電極部１１０と第２の電極部１２０が同時に皮膚に接触することもできる。

また、図８に示すように、検出電極１２２のみを第１の電極部１１０に内蔵して、検出電極１２２と接続される検出回路１２３及び検出フィルタ１２４は離間された回路基板１２１の上に配置されることもできる。

図９及び図１０を参照すると、本発明の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムのデバイスの間の通信構造を示すブロック図である。第１の電極部１００は、前頭葉領域Ａ、Ｂに配置され第１の脳波例えば、第１の微細電圧を測定する第１のサブ電極５１１、５１２と、前頭葉領域以外の領域Ｃ、Ｄに配置され第２の脳波例えば、第２の微細電圧を測定する第２のサブ電極５２１、５２２を含むことができる。例えば、本発明の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムは、前頭葉部分のＡ領域とＢ領域を介して脳波測定及び脳刺激が行われ、耳の近傍のＣ領域とＤ領域を介して参照電圧測定（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｖｏｌｔａｇｅ ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ）が行われることができる。人体には、脳で発生する脳波による電圧（第１の脳波）だけでなく、常時ノイズ電圧（第２の脳波）が流れているので、脳から発生した脳波をより精密に測定するために参照電極を配置して、ノイズ電圧を測定することができる。

第１の脳波及び第２の脳波を受信する制御部４００をさらに含み、制御部４００は第１の脳波と第２の脳波の違いから第３の脳波を抽出することができる。つまり、制御部４００は、前頭葉で測定した第１の脳波で脳波が影響を及ばないし、または少なく及ぶ他の領域（耳の近傍）で測定した第２の脳波をもとに、実際の脳波によって発生した微細電圧値を測定することができ、これをもとに脳波を精密に抽出することができる。

このような、第１の電極部１００は、このように計算された脳波信号をもとに刺激部２００を介して発生させる微細電流を制御することができる。

図９に示すように、脳を刺激するための微細電流を生成する刺激部２００と、脳から受信した脳波信号を測定する測定部３００を含む第１のデバイス５００が直接脳の領域との相互作用を行い、第１のデバイス５００から脳波信号、または脳波信号を含むデータを受信して管理する制御部を含む第２のデバイス６００を含むことができる。

図１０に示すように、第１のデバイス５００は頭部に着用するヘッドセットでありえて、第２のデバイス６００はモバイルデバイス、または第１のデバイス５００と通信可能なすべての形態の端末装置でありえる。第１のデバイス５００または第２のデバイス６００は、脳波信号をもとに微細電流を制御することができる。つまり、第１のデバイス５００自主的に脳波信号を分析して、微細電流を自動または手動で制御することができ、脳波信号を第２のデバイス６００に伝送し、第２のデバイス６００の上で脳波信号を分析して、微細電流を制御するための信号を生成し、この信号を再び第１のデバイス５００に伝送して制御する形態であることもできる。

図１１を参照すると、本発明の実施形態に係る脳波測定及び脳刺激システムの複数のデータ収集構造を示すブロック図が示されている。第１のデバイス５００または第２のデバイス６００と通信し、脳波信号を受信して複数の測定データを管理するサーバ７００をさらに含むことができる。サーバ７００は同時間帯の複数のユーザーのデバイス６００＿１、６００＿２、６００＿３から受信した脳波信号をもとに、特定のグループの脳波の状態を分析することができる。脳波の同期化のために脳波信号または基準信号にタイムスタンプ（ｔｉｍｅ ｓｔａｍｐ）を用いることができる。

また、サーバ７００は、特定のグループの脳波の状態に対応する微細電流アルゴリズムを実行する制御部をさらに含むことができ、微細電流アルゴリズムから導出された微細電流制御信号を第１のデバイス５００または第２のデバイス６００に送信することができる。したがって、サーバ７００は、特定のグループの脳波の状態に応じて、複数のデバイスを制御して、所望の効果を得ることができる。

図１２を参照すると、第１のデバイス５００または第２のデバイス６００は脳波信号又はこれから算出された脳の活動指標を表示するモニタリング部６１０をさらに含むことができる。図示された例では、第２のデバイス６００にモニタリング部６１０が配置されることを示したが、これに限定されるものではない。脳の活動指標は、例えば、ユーザーの感覚誘発電位（Ｓｅｎｓｏｒｙ Ｅｖｏｋｅｄ Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ）を用いた反応度分析、脳波の周波数バンド分析による集中度や様々な感情の状態または脳波の種類などを含むデータでありえる。

ユーザーは、このようなモニタリング部６１０を参照して、自分の脳波の状態を直接確認することができ、モニタリング部６１０の結果に応じてリアルタイムで刺激部３００を制御して、適切な刺激の強さやパターンを決めることができる。

図１３及び図１４を参照すると、本発明の実施形態に係る第１のデバイスの刺激部２００と測定部３００の詳細な構造を示す図面が示されている。

刺激部２００は高電圧モジュール２１０、安定化モジュール２２０、制限モジュール２３０、出力モジュール２４０、電流／電圧測定モジュール２５０の中の一つ以上を含むことができる。

高電圧モジュール２１０は前頭葉を刺激するための初期電圧電流を生成し、初期電圧電流は２０Ｖ以下及び数ｍＡ以下の特性を有することができるが、これに限定されるものではない。

安定化モジュール２２０は、前記の初期電圧電流を安定化させることができ、例えば、前記の初期電圧電流を微細電流に変換することができるが、これに限定されるものではなく、微細電流の変換過程は省略されて、後述する出力モジュール２４０で変換過程が行われることができる。

制限モジュール２３０は、後述する電流／電圧測定モジュール２５０で検出された電流値を既設定された過電流値と比較して、過電流値よりも大きい場合に電気刺激信号出力を遮断する。そして、一定の刺激の強さ以上の強さを有する電気刺激信号がユーザーの皮膚に伝送されることを遮断することができる。

出力モジュール２４０は、安定化モジュール２２０からの電流が供給され、既設定された電圧または電流を出力することができる。

電流／電圧測定モジュール２５０は、出力モジュール２４０で出力される電圧値または電流値をリアルタイムで測定し、出力状況をモニタリングすることができ、ディスプレイ部などを介して現在のユーザーに印加される微細電流の状況を制御することができる。

測定部３００は、精密な脳波信号を測定するために、刺激部２００で発生した微細電流を遮断するカットフィルタ３１０、一つ以上の脳波信号から共通のノイズを分離するノイズ処理モジュール３２０、ノイズが除去された脳波信号を増幅する増幅モジュール３３０、頭皮に流れるノイズ成分を相殺させる逆位相ノイズ出力モジュール３４０の中の一つ以上を含むことができる。

カットフィルタ３１０は、直流電流で脳刺激を行う場合、直流電流カットフィルタ（ＤＣ ｂｌｏｃｋｉｎｇ ｆｉｌｔｅｒ）回路でありえる。しかし、測定する脳波と同じ周波数帯域の交流電流またはパルス電流で脳刺激を行う場合、脳刺激信号が入力され脳波から除去するソフトウェア的なフィルタでありえる。ノイズ処理モジュール３２０は、電極部１００および／または測定部３００の一つ以上の電極で測定された脳波信号に共通的に存在する共通のノイズ成分を分離して、それぞれの脳波信号から除去することができる。

増幅モジュール３３０は、ノイズが除去された脳波の測定が容易になるよう、振幅を増幅することができる。

逆位相ノイズ出力モジュール３４０は、ノイズ処理モジュール３２０から抽出された共通のノイズ成分が頭皮で減少または相殺されるように、ノイズ振動の位相を変えて、一つ以上の測定電極で出力することができる。

図１５を参照すると、従来の乾式ｔＤＣＳ電極を用いて、脳刺激を行ったときの額の紅斑の分布を示すイメージ（左）と、本発明の実施形態に係る第１のデバイスの刺激部を用いて脳刺激を行ったときの額の紅斑の分布を示すイメージ（右）が示されている。

図示のように、従来の乾式電極は、低インピーダンスによって額に脳刺激電流が印加される場合、灼熱感が発生して、皮膚の損傷による紅斑が発生することができる。一方、本実施形態に係る第１のデバイスの第１の電極部１１０は、電解質層１１１と導電性層１１２が備わって、経頭蓋直流刺激（ｔＤＣＳ）を行うのに最適の湿式環境を構成することができ、同時に乾式電極の形態で測定するべき第２の電極部１２０が第１の電極部１１０と併存する構造が可能である。これにより、本実施形態に係る第１のデバイスの第１の電極部１１０を介して脳刺激電流が印加される場合、皮膚刺激が大きく減少して、右のイメージのように紅斑が発生しないことができる。

本発明は、記載された実施形態に限定されるものではなく、本発明の思想及び範囲を逸脱することなく様々な修正および変形することができることは、この技術の分野における通常の知識を有する者にとって自明である。したがって、そのような修正例や変形例は、本発明の特許請求の範囲に属するものとする。

１００：電極部
２００：刺激部
３００：測定部
４００：制御部
５００：第１のデバイス
６００：第２のデバイス
７００：サーバ

Claims (21)

1. 脳を刺激するための微細電流を印加する第１の電極部；及び
   前記脳から受信した脳波を測定する第２の電極部を含み、
   前記第２の電極部は前記微細電流を遮断するカットフィルタを含むことを特徴とする脳波測定及び脳刺激システム。
2. 脳を刺激するための微細電流を印加するか、前記脳から受信した脳波を測定する第１の電極部；
   前記第１の電極部と接続されて前記微細電流を制御する刺激部；及び
   前記第１の電極部と接続されて前記脳波を受信する測定部を含み、
   前記測定部は前記微細電流を遮断するカットフィルタを含むことを特徴とする脳波測定及び脳刺激システム。
3. 前記微細電流は直流電流（ＤＣ）であり、前記脳波は交流電流（ＡＣ）であり、
   前記カットフィルタは直流カットフィルタ（ＤＣ Ｂｌｏｃｋｉｎｇ Ｆｉｌｔｅｒ）であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
4. 前記第１の電極部は脳刺激の過程で所定のインピーダンス値を有する電解質層を含むことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
5. 前記第１の電極部は、
   頭皮に直接接触される電解質層；及び
   前記電解質層の一面に接続される導電性層を含むことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
6. 前記電解質層及び前記導電性層は延性であり、前記頭皮に対応して曲面形状が可変されることを特徴とする請求項５に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
7. 前記電解質層と前記導電性層を接続する導電性接着層をさらに含むことを特徴とする請求項５に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
8. 前記第１の電極部は頭皮に直接接触される湿式電解質層を含み、
   前記第１の電極部または前記第２の電極部は防水処理した保護層を含むことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
9. 前記第１の電極部は、
   前頭葉領域に配置され、第１の脳波を測定する第１のサブ電極；及び
   前記前頭葉領域の以外の領域に配置され、第２の脳波を測定する第２のサブ電極を含むことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
10. 前記第１の脳波及び前記第２の脳波を受信する制御部をさらに含み、
    前記制御部は前記第１の脳波と前記第２の脳波の違いから第３の脳波を抽出することを特徴とする請求項９に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
11. 前記第１の電極部は、
    前記脳波をもとに前記微細電流を制御することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
12. 脳を刺激するための微細電流を生成する刺激部と、前記脳から受信した脳波を測定する測定部を含む第１のデバイス；及び
    前記第１のデバイスから前記脳波を含むデータを受信して管理する制御部を含む第２のデバイスを含み、
    前記第１のデバイスまたは前記第２のデバイスと通信し、前記脳波を受信して複数の測定データを管理するサーバをさらに含み、
    前記サーバは、特定のグループの脳波の状態に対応する微細電流制御信号を前記第１のデバイスまたは第２のデバイスに送信することを特徴とする脳波測定及び脳刺激システム。
13. 脳を刺激するための微細電流を生成する刺激部と、前記脳から受信した脳波を測定する測定部を含む第１のデバイス；及び
    前記第１のデバイスから前記脳波を含むデータを受信して管理する制御部を含む第２のデバイスを含み、
    前記測定部は前記微細電流を遮断するカットフィルタを含むことを特徴とする脳波測定及び脳刺激システム。
14. 前記第１のデバイスは頭に着用するヘッドセットであり、
    前記第２のデバイスはモバイルデバイスであることを特徴とする請求項１２または請求項１３に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
15. 前記第１のデバイスまたは前記第２のデバイスは前記脳波をもとに前記微細電流を制御することを特徴とする請求項１２または請求項１３に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
16. 前記第１のデバイスまたは前記第２のデバイスと通信し、前記脳波を受信して複数の測定データを管理するサーバをさらに含むことを特徴とする請求項１３に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
17. 前記サーバは、同時間帯の複数のユーザーの前記脳波をもとに特定のグループの脳波の状態を分析することを特徴とする請求項１２または請求項１６に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
18. 前記サーバは、特定のグループの脳波の状態に対応する微細電流制御信号を前記第１のデバイスまたは第２のデバイスに送信することを特徴とする請求項１６に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
19. 前記第１のデバイスまたは前記第２のデバイスは、前記脳波または前記脳波を利用して算出された指標を表示するモニタリング部をさらに含むことを特徴とする請求項１２または請求項１３に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
20. 前記測定部は前記微細電流を遮断するカットフィルタを含むことを特徴とする請求項１２に記載の脳波測定及び脳刺激システム。
21. 前記測定部はノイズ振動の位相を変更して出力する逆位相ノイズ出力モジュールを含むことを特徴とする請求項１２または請求項１３に記載の脳波測定及び脳刺激システム。