JPH04501214A - 音楽に脳波を変換する装置 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 音楽に脳波を変換する装置 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（Ｅ　Ｅ　Ｇ）信号を変換し、ＥＥ Ｇ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パ・ツクする方法および装 置（こ関する。本発明は新しいタイプの生理学的フィートノ〈・ツク音楽を使用 する。この生理学的フィードツク・ツ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（こ周波数置こ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（こ存在し、シータ 波は４乃至８Ｈｚの周波数範囲に存在する。脳（よまた睡眠中に、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 ０デルり波を呈する。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量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存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Ｄｈｅｒａｐｌｓｔ　）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１．゛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　Ｒｏｓｅｎｂｏｏａ＋およびＡ　１ｖ１ｎ　Ｌ　ｕｃｉｅｒ氏のよ うな作曲者は音楽的構成（゛こ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。したがヮて、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　Ｍｕｌｔｈｏｌｌａｎｄ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Ｍ　ｉｆ　１ｈａｌ　１ａｎｄおよ びＴ　ｕｒｓｋｅｙ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（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ＥＥ Ｇ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。１７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刻す 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 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Ｐ、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〈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ィーブ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ィーブ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 バートーンスィーブは、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、オーバートーンスィーブは 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“官話′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、シーヶ〉・す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量領域に下降する。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、５ｈｅｎｋｅｒ、、　ＬｅｒｄａｈｌおよびＪ　ａｃｋｅｎｄｏｌ Ｔ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Ｅ ＥＧ活動がないときには不協和であるが、もつ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、音楽をもつ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、投入かの研究者は、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層状態 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ＥＥ Ｇ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１．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・ドパツ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Ｉ〜い実施例のフィードバック信号は、実時間共振フィ−ドバック ル〜・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ＥＥ Ｇ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Ｅ　Ｅ　Ｇ信号の振幅が予め選択されたしきい値を越えたと き雪状のドラマデ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内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投入 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だ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ィーブ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１３ａ１図１３ｂ１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 がを示す。

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ド３７００フイルタを含む脳波（ＥＥＧ） チャンネル調整装置５は、ＥＥＧをｉｏ、ｏｏｏ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ＥＥＧ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。Ｅ ＥＧ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５ＰＸ９０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、Ｅ ＥＧ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Ｅ　Ｅ　Ｇ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ＩＢＭＰＣを具備している。交差点分析プログラムは、進行するＥ ＥＧ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１ｏ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、　１１５　Ｈｚおよび２２５Ｈ２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）　２ ３ａ　、　２３ｂおよび２３ｅ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２ １の制御装置は、信号調整装置５からの進行するＥＥＧ信号の振幅で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。Ｖ ＣＯ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２ ５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−Ｃ＝キサ ２５オヨびＶＣＬＰＦ２７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ＶＣＬＰ Ｆ２７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ＩＨ２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 号調整装置らからの制御信号を〕：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パ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ィーブの速い瞬間 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・ ソ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３Ｊの出力の部分は、延長されたり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・ンプ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・ツブ３ ７で入力信号だけを供給する。嗜好ステ・ツブ３７および生理学的内容ステップ ３１からの出力は、音楽的フィートノ〈・ツク信号への変換に適したステップ４ ０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４１０１ベル装置４ ２０、オーバースィーブユニット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Ｔａｓｃａｍ　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つの制御信号人力４２０ａおよ び４２０ｂを受ける。ベルの発生は進行するＥＥＧ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−のような第１のしきい値検出器４２１は入力４２２ａ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をサンプリングし、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人力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。

オーバートーンスィーブユニット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。オーバートーンスィーブユニットは 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ＥＥ Ｇ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９１２シュミットトリガ−のような第２のしきい値検出器４４１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、１５８　Ｈｚ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５５ ｃ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イの多い構造を含む。モーグＣＰ３Ａ音響ミキ サ５７はモーグミキサ上のセツティングによって示されるようにそれぞれｌＯ： 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４２２は１０．７Ｋ　Ｈｚの中心周 波数を有するモータ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Ｖ　ＣＡ　６２５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ィーブユニット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、１４４　 Ｈｚ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　、　７１ｂ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９０４入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４８２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。出力エンベローブの振幅はその後火の４ｏｏ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、オーバースィーブ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８ ３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 ハ一モニツク周波数シフタ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直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９ ８１ＣＰ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つの制御ボートを有するモーグ９６２シーケンスス イッチを具備している。しきい値検出器４４１からの出力信号は、進行するＥＥ Ｇ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９８１ＣＰ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 、はぼＩＯＨｚ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ィーブを生成する 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イを連続的に送る。

オーバートーンスィーブは、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 、オーバートーンスィーブは進行する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 を提供することかで図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、並びに長期間 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、脳の右側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Ｐ、 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 スィーブ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現象は、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ツションを通して人間がＥＥ Ｇ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フ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型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ツ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１Å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ユエツトを演奏しているバイオリ ンとチェ口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ビールへｋｎ　−（Ｓ　ｐｉｅｌｂｅ ｒｇｅｒ）自己報告不安スケールを使用して１０分間の前およｄ後に測定された 。シュビ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 シュビ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２ｏ である。

図１Ｏ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し、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における姦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１３ｇは図示された個人の頭皮上のＰ。

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ｌ０Ｈｚで最大アルファ波活動 を呈する。図Ｌ３ｂ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ＩＯＨｚ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 １ＴＩｌｂｌ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ツプを提供している。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（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 。

６から １０７７ｊ３ｃｚ。

１０７７だｂ ｌモ７テ／→ｂ 国際調査報告

Claims (73)

【特許請求の範囲】
1. （１）脳の少なくとも１つの領域が聴覚的刺激に応答し、前記進行するＥＥＧ信 号が半周期的変化を呈する電圧振幅を有する生物学的エンティティの脳の少なく とも１つの領域から進行するＥＥＧ信号を受信する手段と、音楽に前記進行する 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尊びく手 段とを具備してい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、前記進行するＥＥＧ信号における半周期的変化の聴覚的表示を 生成する手段と、音楽的嗜好を発生して、前記聴覚的表示にこの音楽的嗜好を付 加する手段と、前記音楽に対する脳の反応が脳の前記領域から受信された進行す るＥＥＧ信号に関して予め定められた位相関係で生じるように決定された時間の 期間だけ前記導く手段を遅延する手段とを具備していることを特徴とするバイオ フィードバック装置。
2. （２）さらに、前記進行するＥＥＧ信号における前記半周期的変化の発生を予測 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. （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半周期 的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. （４）前記予測手段は最も新しい先行した半周期的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. （５）さらに、前記進行するＥＥＧ信号における前記半周期的変化の前記予測さ 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. （６）前記聴覚表示を発生する前記手段は、前記進行するＥＥＧ信号により変調 される周波数である音程コード、前記進行するＥＥＧ信号の予め定められた回帰 特性に応答して生成される短いアタック時間を有する強調音響、および前記進行 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生成され る音色変調からなる群から選択された音響を発生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。
7. （７）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生する手段はベル、 ドラムおよびハーブからなる群から選択された音響を発生する手段を具備してい ることを特徴とする請求項６記載のバイオフィードバック装置。
8. （８）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生する手段は前記進 行するＥＥＧ信号の局部的な最大値に応答してベル音響を発生する手段を具備し ていることを特徴とする請求項６記載のバイオフィードバック装置。
9. （９）前記聴覚表示を発生する前記手段は音程コードを生成する手段を含み、さ らに前記進行するＥＥＧ信号により前記音程コードを周波数変調する手段を特徴 とする請求項２記載のバイオフィードバック装置。
10. （１０）前記音楽的嗜好を生成する手段はさらに低周波数の疑似ランダム制御信 号によりオーバートーンスイープを変調する手段を具備していることを特徴とす る請求項９記載のバイオフィードバック装置。
11. （１１）音楽的嗜好を生成する前記手段は、低周波数の疑似ランダム制御信号に より変調される音色変調された音程コードを生成する手段と、前記進行するＥＥ Ｇ信号の電圧振幅により変調される音色変調されたコードを生成する手段とを具 備していることを特徴とする請求項９記載のバイオフィードバック装置。
12. （１２）音楽的嗜好を生成する前記手段は、低周波数の疑似ランダム制御信号に より変調される音色変調された音程コード、前記進行するＥＥＧ信号の予め定め られた回帰特性に応答して生成される短いアタック時間を有する強調音響、前記 進行するＥＥＧ信号により変調される音色変調された音程コード、および一連の 音楽的音調からなる郡から選択された音響を生成する手段を具備していることを 特徴とする請求項９記載のバイオフィードバック装置。
13. （１３）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生する手段はさら にベル、ドラムおよびハープからなる群がら選択される音響を発生する手段を具 備していることを特徴とする請求項１２記載のバイオフィードバック装置。
14. （１４）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生する手段は前記 進行するＥＥＧ信号の局部的な最大値に応答してベル音響を発生する手段を具備 していることを特徴とする請求項１２記載のバイオフィードバック装置。
15. （１５）発生された音響は音楽的音調のシーケンスであり、前記音楽的音調のシ ーケンスを発生する前記手段は予め定められた速度で前記音調を発生する手段を 具備し、前記進行するＥＥＧ信号の高い振幅波の発生周波数に比例して前記速度 を遅くする手段を特徴とする請求項１２記載のバイオフィードバック装置。
16. （１６）前記進行するＥＥＧ信号の振幅が第１の予め定められたしきい値レベル を越えたときにのみ、前記緩慢にする手段をトリガーする手段を特徴とする請求 項１５記載のバイオフィードバック装置。
17. （１７）前記進行するＥＥＧ信号の振幅が前記第１の予め定められたしきい値レ ベルより大きい第２の予め定められたしきい値レベルを越したとき、音調の前記 シーケンスを再度発生する手段を特徴とする請求項１６記載のバイオフィードバ ック装置。
18. （１８）前記進行するＥＥＧ信号の振幅が前記第１の予め定められたしきい値レ ベルより大きい第２の予め定められたしきい値レベルを越したとき、音調の前記 シーケンスを再度発生する手段を特徴とする請求項１５記載のバイオフィードバ ック装置。
19. （１９）前記進行するＥＥＧ信号における半周期的変化の聴覚的表示を生成する 前記手段は第１の音楽的音声を生成することを特徴とする請求項９記載のバイオ フィードバック装置。
20. （２０）前記音楽的嗜好は、前記進行するＥＥＧ信号の予め定められた特性を示 す第２の音楽的音声を生成する手段と、進行するＥＥＧ信号の半周期的な予め定 められた特性の発生を示す第３の音楽的音声を生成する手段と、進行するＥＥＧ 信号の平均値を示す第４の音楽的音声を生成する手段とを具備していることを特 徴とする請求項１９記載のバイオフィードバック装置。
21. （２１）前記第１の音楽的音声を生成する前記手段は音程コードを生成する手段 および前記進行するＥＥＧ信号により前記音程コードを周波数変調する手段を具 備し、前記第２の音楽的音声を生成する前記手段は前記進行するＥＥＧ信号の局 部的最大値に応答してベル音響を生成する手段を具備し、前記第３の音楽的音声 を生成する前記手段はコード音程のオーバートーンスイープを発生させる手段を 具備し、前記オーバートーンスイープは局部最大値における前記進行するＥＥＧ 信号の振幅によって変調され、前記第４の音楽的音声を生成する前記手段は前記 進行するＥＥＧ信号の振幅によって決定された速度で一連の音調を生成する手段 を具備していることを特徴とする請求項２０記載のバイオフィードバック装置。
22. （２２）前記第２の音声を生成する前記手段は前記進行するＥＥＧ信号の振幅が 第１の予め定められたしきい値レベルを越えない場合には前記第２の音声を生成 させない手段を具備し、前記第４の音声を生成する前記手段は前記進行するＥＥ Ｇ信号の振幅が第１の予め定められたしきい値レベルを越えない場合には前記遅 い速度のシーケンス速度を生成させない手段を具備していることを特徴とする請 求項２１記載のバイオフイードバック装置。
23. （２３）前記第３の音声を生成する前記手段は前記進行するＥＥＧ信号の振幅が 第１の予め定められたしきい値レベルを越えない場合には前記第３の音声を生成 させない手段を具備し、前記音調のシーケンスを生成する手段は、前記進行する ＥＥＧ信号が前記第１の予め定められたしきい値レベルより大きい第２の予め定 められたしきい値レベルを越えたときは常に前記シーケンスを再度生成する手段 を具備していることを特徴とする請求項２２記載のバイオフィードバック装置。
24. （２４）前記音調のシーケンスを発生する前記手段は徐々に一致しないパターン を生成する手段を具備していることを特徴とする請求項２３記載のバイオフィー ドバック装置。
25. （２５）前記第２の音声を生成する前記手段は前記進行するＥＥＧ信号の前記振 幅に比例して中心周波数に近い前記ベル音響のピッチを変調する手段を具備して いることを特徴とする請求項２３記載のバイオフィードバック装置。
26. （２６）前記第４の音声を生成する前記手段は前記第４の音声を振幅変調するエ ンベロープ発生手段を具備し、前記エンベロープ発生手段は前記進行するＥＥＧ 信号と関係なくトリガーされることを特徴とする請求項２３記載のバイオフィー ドバック装置。
27. （２７）生物学的エンティティの脳の少なくとも１つの領域から進行するＥＥＧ 信号を抽出し、脳の前記少なくとも１つの領域は聴覚刺激に反応し、前記進行す るＥＥＧ信号は半周期的変化を呈する電圧振幅を有し、音楽に前記進行するＥＥ Ｇ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、前記進行するＥＥＧ信号における反周期的変化 の聴覚表示を発生し、音楽的嗜好を生成し、前記聴覚的表示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 が脳の前記領域から抽出された進行するＥＥＧ信号に関する予め定められた位相 関係により生じるように決定された時間の期間前記導入を遅延するステップを特 徴とする方法。
28. （２８）さらに、前記進行するＥＥＧ信号における前記半周期的変化の発生を予 測するステップを特徴とする請求項２７記載の方法。
29. （２９）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 半周期的変化を生成する好ましい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２８記載の方法。
30. （３０）前記予測ステップは最も新しい先行した半周期的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２８記載の方法。
31. （３１）さらに前記進行するＥＥＧ信号における前記半周期的変化の前記予測さ 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を特徴とする請 求項２８記載の方法。
32. （３２）前記聴覚表示を発生する前記ステップは、前記進行するＥＥＧ信号によ り変調される周波数である音程コード、前記進行するＥＥＧ信号の予め定められ た回帰特性に応答して生成される短いアタック時間を有する強調音響、および前 記進行する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行 われる音色変調からなる群から選択された音響を発生するステップを含むことを 特徴とする請求項２８記載の方法。
33. （３３）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生するステップは ベル、ドラムおよびハープからなる群から選択された音響を発生することを特徴 とする請求項３２記載の方法。
34. （３４）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生するステップは 前記進行するＥＥＧ信号の局部的な最大値に応答してベル音響を発生することを 特徴とする請求項３２記載の方法。
35. （３５）前記聴覚表示を発生する前記ステップは音程コードを生成するステップ および前記進行するＥＥＧ信号により前記音程コードを周波数変調するステップ を含むことを特徴とする請求項２８記載の方法。
36. （３６）前記音楽的嗜好を生成するステップは、さらに低周波数の疑似ランダム 制御信号によりオーバートーンスイープを変調するステップを含むことを特徴と する請求項３５記載の方法。
37. （３７）音楽的嗜好を生成する前記ステップは、低周波数の疑似ランダム制御信 号により変調される音色変調された音程コードを生成するステップと、前記進行 するＥＥＧ信号の電圧振幅により変調される音色変調されたコードを生成するス テップとを含むことを特徴とする請求項３５記載の方法。
38. （３８）音楽的嗜好を生成する前記ステップは低周波数の疑似ランダム制御信号 により変調される音色変調された音程コード、前記進行するＥＥＧ信号の予め定 められた回帰特性に応答して生成される短いアタック時間を有する強調音響、前 記進行するＥＥＧ信号、および一連の音楽的音調により変調される音色変調され た音程コードからなる郡から選択された音響を生成するステップを含むことを特 徴とする請求項３５記載の方法。
39. （３９）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生する手段はさら にベル、ドラムおよびハープからなる群がら選択される音響を発生するステップ を含むことを特徴とする請求項３８記載の方法。
40. （４０）発生された音響は強調音響であり、前記強調音響を発生するステップは 前記進行するＥＥＧ信号の局部的な最大値に応答してベル音響を発生するステッ プを含むことを特徴とする請求項３８記載の方法。
41. （４１）音響は音楽的音調のシーケンスであり、前記音楽的音調のシーケンスを 発生する前記ステップは、予め定められた速度で前記音調を発生するステップお よび前記進行するＥＥＧ信号の高い振幅波の発生に比例して前記速度を遅くする ステップを含むことを特徴とする請求項３８記載の方法。
42. （４２）前記進行するＥＥＧ信号の振幅が第１の予め定められたしきい値レベル を越えたときにのみ前記遅くするステップをトリガーするステップを特徴とする 請求項４１記載の方法。
43. （４３）前記進行するＥＥＧ信号の振幅が前記第１の予め定められたしきい値レ ベルより大きい第２の予め定められたしきい値レベルを越したとき、音調の前記 シーケンスを再度発生するステップを特徴とする請求項４２記載の方法。
44. （４４）前記進行するＥＥＧ信号の振幅が前記第１の予め定められたしきい値レ ベルより大きい第２の予め定められたしきい値レベルを越したとき、音調の前記 シーケンスを再度発生するステップを特徴とする請求項４１記載の方法。
45. （４５）前記聴覚的表示に音楽的嗜好を付加するステップは進行するＥＥＧ信号 により前記音楽的嗜好を修正するステップを含むことを特徴とする請求項３３記 載の方法。
46. （４６）前記聴覚的表示を生成するステップは音程コードを生成するステップお よび前記進行するＥＥＧ信号により前記音程コードを周波数修正するステップを 含み、音楽的嗜好を付加する前記ステップは前記進行するＥＥＧ信号の電圧振幅 により音程コードを音色変調するステップを含むことを特徴とする請求項４５記 載の方法。
47. （４７）音楽的嗜好を付加する前記ステップはさらに前記進行するＥＥＧ信号と 関係なく独立的に生成された信号により前記音程コードの前記音色を変調するス テップを含むことを特徴とする請求項４６記載の方法。
48. （４８）前記独立的に生成された信号は低周波数の疑似ランダム信号を含むこと を特徴とする請求項４７記載の方法。
49. （４９）前記進行するＥＥＧ信号における半周期的変化の聴覚的表示を生成する 前記ステップは第１の音楽的音声を生成することを特徴とする請求項４５記載の 方法。
50. （５０）音楽的嗜好を生成する前記ステップは、前記進行するＥＥＧ信号の予め 定められた特徴を示す第２の音楽的音声を生成し、進行するＥＥＧ信号の最近の 振幅を示す第３の音楽的音声を生成し、進行するＥＥＧ信号の平均値を示す第４ の音楽的音声を生成するステップを食むことを特徴とする請求項４９記載の方法 。
51. （５１）前記第１の音楽的音声を生成する前記ステップは前記進行するＥＥＧ信 号により周波数変調される音程コードを生成するステップを含み、前記第２の音 楽的音声を生成する前記ステップは前記進行するＥＥＧ信号の局部的最大値に応 答してベル音響を生成するステップを含み、前記第３の音楽的音声を生成する前 記ステップはコード音程のオーバートーンスイープを発生させるステップを含み 、前記オーバートーンスイープは前記進行するＥＥＧ信号の少なくとも半周期的 な予め定められた特徴の発生の相対周波数によって変調され、前記第４の音楽的 音声を生成する前記ステップは前記進行するＥＥＧ信号の振幅によって決定され た速度のシーケンスで再生される音調のシーケンスを生成するステップを含むこ とを特徴とする請求項５０記載の方法。
52. （５２）前記第２の音声を生成する前記ステップは第１の予め定められたしきい 値レベルを越えた前記進行するＥＥＧ信号の振幅に応答してのみ実行され、前記 第４の音声を生成する前記ステップは進行するＥＥＧ信号が第１の予め定められ たしきい値レベルを越えた場合にのみ前記進行するＥＥＧ信号の振幅に比例して 前記シーケンス速度を遅くするステップを含むことを特徴とする請求項５１記載 の方法。
53. （５３）前記第３の音声を生成する前記ステップは前記進行するＥＥＧ信号の振 幅が第１の予め定められたしきい値レベルを越えた場合にのみ前記第３の音声を 修正するステップを含み、前記第４の音声を生成する前記ステップは前記進行す るＥＥＧ信号が前記第１の予め定められたしきい値レベルより大きい第２の予め 定められたしきい値レベルを越えたときは常に前記シーケンスを再度生成するス テップを含むことを特徴とする請求項５２記載の方法。
54. （５４）前記音調のシーケンスは徐々に一致しないパターンを含むことを特徴と する請求項５３記載の方法。
55. （５５）前記第２の音声を生成する前記ステップは前記進行するＥＥＧ信号の前 記振幅に比例して中心周波数に近い前記ベル音響のピッチを変調するステップを 含むことを特徴とする請求項５３記載の方法。
56. （５６）前記第４の音声を生成する前記ステップは、前記進行するＥＥＧ信号と 関係ない信号によりフィードバック信号を変調するステップを含むことを特徴と する請求項５３記載の方法。
57. （５７）生物学的エンティティの脳の少くとも１つの領域から進行するＥＥＧ信 号を抽出し、脳の前記少なくとも１つの領域は聴覚刺激に反応し、前記進行する ＥＥＧ信号は半周期的で瞬間的変化を呈する方法によって脳波から生成した音楽 において、 前記進行するＥＥＧ信号の瞬間的変化の聴覚表示を発生し、前記聴覚的表示に音 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、前記聴覚的 表示に対する脳の反応が脳の前記領域から抽出された進行するＥＥＧ信号に関す る予め定められた位相関係により生じるように決定された時間の期間前記聴覚的 表示を導入するステップを遅延させるステップを特徴とする音楽。
58. （５８）前記聴覚的表示および前記音楽的嗜好を生成する前記ステップは互いに 生理学的に心理音響学的に正しい音楽的音声の多音声階級を生成する請求項５０ 記載の方法によって生成した音楽。
59. （５９）前記多音声階級は前記進行するＥＥＧ信号から生成された背景の第１音 声、前記進行するＥＥＧ信号の予め定められた特徴を示す第２の音楽的音声、進 行するＥＥＧ信号の少くとも半周期的な予め定められた特性を示す第３の音楽的 音声および進行するＥＥＧ信号の平均値を示す第４の音楽的音声を含む請求項５ ８記載の方法によって生成した音楽。
60. （６０）前記第１、第２、第３および第４の音楽的音声は進行するＥＥＧ信号に より変調された音色変調された音程コード、前記進行するＥＥＧ信号の予め定め られた回帰特性に応答して生成される短いアタック時間を有する強調音響、前記 進行するＥＥＧ信号により変調された音色変調された音程コードおよび一致しな い音楽的音調のシーケンスの群から選択された音響を含む請求項５８記載の方法 によって生成した音楽。
61. （６１）第１の音楽的音声は音楽の知覚分野の背景に残り、第２の音楽的音声は 前記進行するＥＥＧ信号の予め定められた回帰特性に応答して発生され、前記第 ２の音楽的音声は前記進行するＥＥＧ信号において振幅を増大させて音楽の知覚 分野の背景から前景に移動し、第３の音楽的音声は前記進行するＥＥＧ信号の前 記回帰特性の再発生の速度に応答して発生され、前記第３の音楽的音声は前記進 行するＥＥＧ信号において振幅を増大させて音楽の知覚分野の背景から中景に移 動し、第４の音楽的音声は前記進行するＥＥＧ信号の平均レベルに応答して発生 され、前記第４の音楽的音声は前記進行するＥＥＧ信号において振幅を増大させ て音楽の知覚分野の前景から背景に移動する生物学的エンティティの前記進行す るＥＥＧ信号における瞬間的な変化に応答して発生された第１の音楽的音声を特 徴とする音楽。
62. （６２）前記第１および第２の音楽的音声は互いに同位相であり、前記第３の音 楽的音声は前記第２の音楽的音声との一定した位相関係を維持し、前記第３の音 楽的音声は前記第４の音楽的音声に反比例して知覚突起において移動することを 特徴とする請求項６１記載の音楽。
63. （６３）神経系、脳および聴覚組織と共同するように構成された脳波駆動人工イ ンターフェイス回路において、脳は前記電気的活動を発生させ、前記聴覚組織は 音響インパルスに反応するように構成され、脳の領域から進行するＥＥＧ信号を 受信する手段と、脳における特定のタイプの神経電気活動を選択するように前記 進行するＥＥＧ信号をフィルタする手段とを含み、前記神経電気活動は半周期的 変化を呈している電気的活動の予め定められた形態を神経系から選択する手段と 、前記半周期的変化の音響表示を発生させる手段と、音楽的フィードバック信号 を形成するように前記音響表示に音楽的嗜好を付加する手段と、フィードバック 音楽を含む音響インパルスに前記音楽的フィードバック信号を変換する手段と、 前記聴覚組織によって受信される前記フィードバック音楽を導入する手段と、前 記フィードバック音楽に対する脳の反応が脳の前記領域から受信された進行する ＥＥＧ信号に関して予め定められた位相関係で生じるように決定された時間の期 間前記導入を遅延する手段とを含む脳における前記神経電気活動を強化する手段 と、前記フィードバック音楽における予め定められた音楽的パターンに応答して 制御信号を発生する手段とを特徴とする脳波駆動人工インターフェイス回路。
64. （６４）前記制御信号を受信し、それに応答して音楽を発生する楽器を特徴とす る請求項６３記載の脳波駆動人工インターフェイス回路。
65. （６５）神経系統は脳に前記電気的活動を生じさせ、前記聴覚組織を音響インパ ルスに反応させ、脳の領域から進行するＥＥＧ信号を受信し、脳における特定の タイプの神経電気活動を選択するように前記進行するＥＥＧ信号をフィルタする ステップとを含み、前記神経電気活動は半周期的変化を呈する神経系からの電気 的活動の予め定められた形態を選択するステップと、前記半周期的変化の音響表 示を発生させ、音楽的フィードバック信号を形成するように前記音響表示に音楽 的嗜好を付加し、フィードバック音楽を含む音響インパルスに前記音楽的フィー ドバック信号を変換し、前記聴覚組織によって受信される前記フィードバック音 楽を導入し、前記フィードバック音楽に応答する脳が脳の前記領域から受信され た進行するＥＥＧ信号に関して予め定められた位相関係で生じるように決定され た時間の期間前記導入手段を遅延するステップを含む脳において前記神経電気活 動を強化するステップと、前記フィードバック音楽における予め定められた音楽 的パターンに応答して制御信号を発生するステップとを特徴とする人工インター フェイス形成方法。
66. （６６）前記制御信号をそれに応答して音楽を生成する楽器に導入するステップ を特徴とする請求項６５記載の人工インターフェイス形成方法。
67. （６７）前記神経系が人間の神経系であることを特徴とする請求項６５記載の人 工インターフェイス形成方法。
68. （６８）脳の予め定められた領域からＥＥＧ信号を不侵入的に抽出する手段と、 生理学的情報および音楽的嗜好を有する音楽に前記ＥＥＧ信号を変換する手段と 、前記脳の聴覚組織に前記音楽を導入する手段とを含む神経刺激装置において、 前記音楽に対する脳の前記領域の前記反応が脳の前記領域から抽出される進行す るＥＥＧ信号に関して予め定められた位相関係で生じるように決定された時間期 間前記音響の導入を遅延する手段を特徴とする神経刺激装置。
69. （６９）前記不侵入的抽出し手段は磁気計を具備していることを特徴とする請求 項６８記載の神経刺激装置。
70. （７０）前記磁気計は前記脳内で生じたＥＥＧ活動を三角形化する手段を含むこ とを特徴とする請求項６９記載の神経刺激装置。
71. （７１）脳の予め定められた領域からＥＥＧ信号を不侵入的に抽出し、生理学的 情報および音楽的嗜好を有する音楽に前記ＥＥＧ信号を変換し、前記脳の聴覚組 織に前記音楽を導入するステップを含む神経活動の刺激方法において、前記音楽 に対する脳の前記領域の前記反応が脳の前記領域から抽出される進行するＥＥＧ 信号に関して予め定められた位相関係で生じるように決定された時間期間前記導 入ステップを遅延することを特徴とする神経活動の刺激方法。
72. （７２）進行するＥＥＧ信号を抽出する前記ステップは前記進行するＥＥＧ活動 を示す磁界における半周期的変化を検出するステップを含むことを特徴とする請 求項７１記載の神経活動の刺激方法。
73. （７３）前記進行するＥＥＧ活動を示す磁界における半周期的変化を検出する前 記ステップは前記脳の完全に限定された領域から進行するＥＥＧ活動だけを抽出 するように前記進行するＥＥＧ活動を三角形化するステップを含むことを特徴と する請求項７２記載の神経活動の刺激方法。