JPH11123181A - Data displaying method - Google Patents
Data displaying methodInfo
- Publication number
- JPH11123181A JPH11123181A JP9289580A JP28958097A JPH11123181A JP H11123181 A JPH11123181 A JP H11123181A JP 9289580 A JP9289580 A JP 9289580A JP 28958097 A JP28958097 A JP 28958097A JP H11123181 A JPH11123181 A JP H11123181A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- waveform
- data
- standard deviation
- averaging
- brain
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 31
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 claims abstract description 22
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 claims description 43
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims description 6
- 238000012545 processing Methods 0.000 abstract description 2
- 230000002490 cerebral effect Effects 0.000 abstract 2
- 230000000763 evoking effect Effects 0.000 description 40
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 238000007792 addition Methods 0.000 description 6
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 3
- 239000003086 colorant Substances 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000004424 eye movement Effects 0.000 description 2
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 2
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 2
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 2
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 2
- 230000004397 blinking Effects 0.000 description 1
- 210000005252 bulbus oculi Anatomy 0.000 description 1
- 230000019771 cognition Effects 0.000 description 1
- 238000011109 contamination Methods 0.000 description 1
- 210000003792 cranial nerve Anatomy 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 1
- 210000001508 eye Anatomy 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000002265 prevention Effects 0.000 description 1
- 230000002269 spontaneous effect Effects 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
Description
【発明の属する技術分野】本発明はデータ表示方法に関
し、特に外部から与えた刺激により被験者に発生する脳
誘発電位のデータ表示方法に関するものである。データ
には種々のものがあるが、特に脳誘発電位に関しては、
医学上のデータとして治療等に用いられることから、そ
の波形の有意性を的確に判断することが求めらている。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a method of displaying data, and more particularly to a method of displaying data of a brain evoked potential generated in a subject by an externally applied stimulus. Although there are various data, especially regarding the brain evoked potential,
Since it is used for medical treatment as medical data, it is required to accurately determine the significance of the waveform.
【０００１】[0001]
【従来の技術】脳誘発電位（特に事象関連電位) とは、
図７に示すように、被験者１の頭部に複数の電極２を装
着したときの脳波検査において、音・光・映像等何らか
の脳誘発刺激により呼び起こされた反応を見ることによ
り、コネクタ３を介して脳波計４により計測される波形
である。2. Description of the Related Art Brain evoked potentials (especially event-related potentials)
As shown in FIG. 7, in the electroencephalogram test when a plurality of electrodes 2 are attached to the head of the subject 1, a reaction evoked by any brain-induced stimulus such as sound, light, or video is observed, and the response is detected via the connector 3. Is a waveform measured by the electroencephalograph 4.
【０００２】すなわち、脳誘発電位は通常、視覚刺激・
聴覚刺激など特定の刺激入力をトリガとして、それに同
期して起こる脳神経の電気的反応を計測した波形であ
る。[0002] That is, the brain evoked potential is usually
This is a waveform in which a specific stimulus input such as an auditory stimulus is used as a trigger to measure an electrical response of a cranial nerve occurring in synchronization with the input.
【０００３】このときの脳誘発刺激は図８(1) に示され
るような波形（同図(2) でその開始点をパルスで示す)
で発生される。これに応答して電極２より脳波計４で計
測される脳波の波形には、同図(3) に示されるように、
瞬き等眼球運動（ランダムノイズ）部分と、脳誘発電
位部分と、閉眼部分と、α波、β波、θ波等の自発
脳波（周期性のある背景脳波) 部分などが混在してい
る。The brain-induced stimulus at this time has a waveform as shown in FIG. 8A (the starting point is indicated by a pulse in FIG. 8B).
Generated by In response to this, the waveform of the electroencephalogram measured by the electroencephalograph 4 from the electrode 2 includes, as shown in FIG.
An eye movement (random noise) portion such as a blink, a brain evoked potential portion, a closed eye portion, a spontaneous electroencephalogram (periodic background electroencephalogram) such as an α wave, a β wave, and a θ wave are mixed.
【０００４】この脳誘発電位は、脳誘発刺激の種類・質
によって特異な時間軸波形を示し、そのピーク振幅およ
び潜時（刺激入力から反応ピークまでの所要時間）と注
意・認知・判断との関係が指摘されている。一般的に注
意・認知・判断の能力が低下すると、ピーク振幅が低下
したり、ピーク潜時が長くなったりすることが知られて
いる。[0004] The brain evoked potential shows a specific time axis waveform depending on the type and quality of the brain evoked stimulus, and its peak amplitude and latency (time required from the stimulus input to the reaction peak) and attention, cognition, and judgment are determined. The relationship has been pointed out. It is generally known that when the ability of attention, recognition, and judgment decreases, the peak amplitude decreases and the peak latency increases.
【０００５】この中からマイクロボルトレベルの微弱な
電位波形である脳誘発電位部分のみを抽出するために
従来から次のような方法が講じられて来ている。（な
お、部分とは別々なものではなく、全て眼球が動く
ことによって生じる電位である。）In order to extract only the brain evoked potential portion, which is a weak potential waveform at the microvolt level, the following method has conventionally been employed. (Note that the parts are not separate from each other, but are all potentials generated by the movement of the eyeball.)
【０００６】（１）ランダムなノイズ成分に対しては、
その刺激に同期した反応を加算平均することで振幅の大
きなノイズから微少な脳誘発電位部分を抽出する。 （２）刺激の時間的タイミングのランダム化により周期
性成分のみを相殺する。 （３）個視点の設定（凝視の強制）・瞬きの制約によ
り、過大ノイズの混入を防止する。 （４）ノイズ混入波形を加算平均に加えない。(1) For a random noise component,
By adding and averaging the responses synchronized with the stimulus, a minute brain evoked potential portion is extracted from noise having a large amplitude. (2) Only the periodic component is canceled by randomizing the temporal timing of the stimulus. (3) Prevention of excessive noise by setting individual viewpoints (forcing gaze) and restricting blinking. (4) The noise-mixed waveform is not added to the averaging.
【０００７】これらの方法を応用して、実際の作業遂行
時の注意力を計測評価する場合、誘発刺激だけでなく他
の外部事象にも多くの注意が分散されるため、誘発刺激
に対する反応が弱くなり、脳誘発電位の抽出精度の確保
が問題になる。[0007] When these methods are applied to measure and evaluate the attention during actual work, not only the evoked stimulus but also many external events are dispersed, so that the response to the evoked stimulus is reduced. It becomes weak, and securing the extraction accuracy of the brain evoked potential becomes a problem.
【０００８】その上、作業負荷により必然的に上記の方
法（３）及び（４）は除外しなければならなくなる。方
法（４）を除く理由は、ノイズ混入率は様々に変化する
からである。また、通常、脳誘発電位と同時に眼球電図
を計測し、眼球運動によるノイズ混入の有無を経験的に
判断するが、方法（３）の制約が無い実作業の場合、こ
のようなノイズ混入程度を判断することは難しい。曖昧
な波形を除外したのでは一定時間内の状態を適切に評価
したことにはならない。基本的に全データを対象に、ど
の程度刺激に反応したか、という状態を評価する必要が
ある。In addition, the above-mentioned methods (3) and (4) must be excluded depending on the workload. The reason for excluding the method (4) is that the noise mixing rate changes variously. Normally, the electroencephalogram is measured simultaneously with the brain evoked potential, and the presence or absence of noise contamination due to eye movements is empirically determined. It is difficult to judge. Excluding the ambiguous waveform does not mean that the state within a certain time has been properly evaluated. Basically, it is necessary to evaluate the state of how much response to a stimulus has been made for all data.
【０００９】そのため加算回数の増加によりランダム成
分を低減させる方法が考えられるが、加算回数を増加さ
せると刺激に同期する脳誘発電位成分が強調される一方
で、抽出できる脳誘発電位の振幅も小さくなってしま
う。これは脳誘発電位のピーク潜時が（ランダムではな
いにしても）ゆらぐためこの成分も加算平均により相殺
し合うからである。For this reason, a method of reducing the random component by increasing the number of additions can be considered. When the number of additions is increased, the brain evoked potential component synchronized with the stimulus is emphasized, but the amplitude of the brain evoked potential that can be extracted is also small. turn into. This is because the peak latencies of the brain evoked potential fluctuate (if not random), so that these components also cancel each other out by averaging.
【００１０】図９は視覚刺激による脳誘発電位について
加算回数と平均ピーク振幅との関係を７２個のデータに
関して示したものである。この場合、８回分加算したも
のを９個取って全７２個分の平均値を求めた時のデータ
のピークは時間的にゆらぐため、２４回分加算したデー
タを３個取って７２個分の平均値を求めた時のデータの
振幅の方が小さくなっている。さらには、７２回分加算
して平均したデータの方が一層振幅が小さくなる。FIG. 9 shows the relationship between the number of additions and the average peak amplitude for brain evoked potentials caused by visual stimuli for 72 data. In this case, the peak of the data when the average value of all 72 data is obtained by taking 9 data obtained by adding 8 times and fluctuating with time, therefore, taking the data added by 24 times and taking the average of 72 data The amplitude of the data when the value is obtained is smaller. Further, the amplitude of the data obtained by adding and averaging the data 72 times becomes smaller.
【００１１】このように、むやみに加算回数を増やすと
ピークを特定し難くなるが、回数が少な過ぎるとデータ
の信頼性が保証されない（たまたまそういう波形になる
恐れがある）。加算回数に左右されない、何らかの判断
の基準を踏まえたピーク特定の方法を得る必要がある。As described above, if the number of times of addition is increased unnecessarily, it becomes difficult to identify a peak. However, if the number of times is too small, the reliability of data is not guaranteed (it may happen that such a waveform occurs). It is necessary to obtain a method of specifying peaks that does not depend on the number of additions and that is based on some criteria for judgment.
【００１２】このように、加算平均回数に左右されず
に、脳誘発電位のピーク潜時・振幅の有意性を確保する
方法として、加算平均波形と併せて標準偏差を考慮する
方法が考えられる。As described above, as a method of ensuring the significance of the peak latency and amplitude of the brain evoked potential without being influenced by the number of averaging, a method of considering the standard deviation together with the averaging waveform is considered.
【００１３】図１０〜図１２は同じ音刺激に対する脳誘
発電位波形データの加算平均（実太線曲線Ａ）および標
準偏差（点線曲線Ｂ）を示したものである。なお、実細
線Ｃ，Ｄは加算平均±標準偏差を求めて表示したもので
ある。なお、図１０の例は３０個のデータ、図１１の例
は２０個のデータ、図１２の例は４個のデータを用いた
ものである。FIGS. 10 to 12 show the average (bold line A) and standard deviation (dotted line B) of the brain evoked potential waveform data for the same sound stimulus. Note that the solid thin lines C and D are obtained by calculating the average ± standard deviation. The example in FIG. 10 uses 30 data, the example in FIG. 11 uses 20 data, and the example in FIG. 12 uses 4 data.
【００１４】これらの脳誘発波形Ａはいずれも音刺激に
特異な形状をしており、トリガ（時間軸“０”の原点）
から１００ms経過後の下向きのピーク（図中↑で示す通
称Ｎ１００）および２００ms経過後の上向きのピーク
（図中↓で示す通称Ｐ２００）が観察される。Each of these brain-evoked waveforms A has a shape peculiar to a sound stimulus, and is triggered (the origin of the time axis "0").
A downward peak after 100 ms (common name N100 shown in the figure) and an upward peak after 200 ms (common name P200 shown in the figure by ↓) are observed.
【００１５】図１０及び図１１に示す加算平均波形を比
較すると、ピークの振幅及び潜時に大きな違いはない。
しかし、図１０よりも図１１の方が標準偏差は大きく、
図１０の方が図１１よりも高い信頼性・確実性をもって
Ｎ１００−Ｐ２００波形が現れているといえる。When comparing the averaged waveforms shown in FIGS. 10 and 11, there is no significant difference between the peak amplitude and the latency.
However, the standard deviation of FIG. 11 is larger than that of FIG.
FIG. 10 shows that the N100-P200 waveform appears with higher reliability and certainty than FIG.
【００１６】逆に図１２は極端にノイズの混入した場合
の加算平均の例である。加算平均前のそれぞれの波形で
はＮ１００−Ｐ２００と判断できるような波形は観察さ
れないが、加算平均によりＮ１００付近で大きく、たま
たまそのような形状になっていること、２０msで多くの
波形がクロスしていたことを示している。On the other hand, FIG. 12 shows an example of averaging in the case where noise is extremely mixed. In each waveform before the averaging, a waveform that can be judged as N100-P200 is not observed, but it is large near N100 by the averaging and happens to have such a shape, and many waveforms cross in 20 ms. It shows that.
【００１７】[0017]
【発明が解決しようとする課題】図１０〜図１２を同時
に比較検討する場合、加算平均波形のみの比較ならば３
枚の図表を重ね書きすると分かり易いが、その信頼性の
情報が不足してしまうし、標準偏差情報を加えると判別
し難くなってしまうという課題があった。When comparing FIG. 10 to FIG. 12 at the same time, if comparing only the averaged waveform, 3
Although it is easy to understand if the figures and tables are overwritten, there is a problem that the reliability information is insufficient, and the addition of the standard deviation information makes it difficult to determine.
【００１８】これは、脳誘発電位波形のデータのみなら
ず、加算平均波形のデータについては全て当て嵌まる課
題である。This is a problem that applies not only to the data of the brain evoked potential waveform but also to the data of the averaged waveform.
【００１９】したがって、本発明は、加算平均波形に標
準偏差情報を加えてもその波形の有意性を的確に判断す
ることができるデータ表示方法を提供することを目的と
する。Accordingly, it is an object of the present invention to provide a data display method capable of accurately determining the significance of a waveform even when standard deviation information is added to the averaged waveform.
【００２０】[0020]
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、本発明に係るデータ表示方法は、加算平均を取った
データ波形に対してこれらの標準偏差を求め、該データ
波形とともに該標準偏差を波形の種類として表示するこ
とを特徴としている。In order to achieve the above object, a data display method according to the present invention calculates a standard deviation of a data waveform obtained by averaging, and calculates the standard deviation together with the data waveform. Is displayed as a waveform type.
【００２１】また、このデータ波形は、脳誘発刺激に基
づく脳電位を計測して得たデータの波形であり、波形の
濃度、太さ又は色彩によって表示することができる。This data waveform is a data waveform obtained by measuring a brain potential based on brain-induced stimulation, and can be displayed by the density, thickness, or color of the waveform.
【００２２】すなわち、入力した加算平均波形データの
濃度・色・太さを標準偏差の大小によって変えて表現す
る。例えば、座標（ｘ，ｙ，ｚ）に（時間、振幅値、偏
差）をとり、Ｘ−Ｙ平面上に波形をプロットし、Ｚをレ
ベルに応じて色・濃度を変えて表示することにより、２
次元で３次元分表現することが可能となる。That is, the density, color, and thickness of the input averaged waveform data are changed according to the magnitude of the standard deviation. For example, by taking (time, amplitude value, deviation) at coordinates (x, y, z), plotting a waveform on the XY plane, and displaying Z with different colors and densities according to the level, 2
It is possible to express three dimensions in three dimensions.
【００２３】また、上記の加算平均処理を、該標準偏差
が所定値以下となる回数又は時間にまで分割して行う
か、あるいは各波形のピーク−ピークの潜時中央値が揃
うように再度加算平均んすることが好ましい。In addition, the above-mentioned averaging process is performed by dividing the standard deviation into a number of times or a time when the standard deviation is equal to or less than a predetermined value, or adding again so that the peak-to-peak median latency of each waveform is aligned. It is preferable to average.
【００２４】[0024]
【発明の実施の形態】図１は、本発明に係るデータ表示
方法を実施するための装置例を示したもので、図７と比
較すると、脳波計４から出力された脳誘発電位アナログ
波形をＡ／Ｄ変換器５でディジタル信号に変換した後、
パーソナルコンピュータ６に与えるようにしている。FIG. 1 shows an example of an apparatus for implementing a data display method according to the present invention. Compared with FIG. 7, an analog waveform of a brain evoked potential output from an electroencephalograph 4 is shown in FIG. After being converted into a digital signal by the A / D converter 5,
It is provided to the personal computer 6.
【００２５】図２は、図１に示したパーソナルコンピュ
ータ６で実行されるプログラムのフローチャートであ
り、このフローチャートは入力した脳誘発電位波形デー
タに基づいて以下の演算処理を実行するものである。FIG. 2 is a flowchart of a program executed by the personal computer 6 shown in FIG. 1. This flowchart executes the following arithmetic processing based on the input brain evoked potential waveform data.
【００２６】まず、図３に示しようなｋ個の生波形のそ
れぞれにおけるｘ点の平均値ｘ*を算出する（ステップ
）。そして、これらｘ点の各標準偏差Ｓｘを算出する
（ステップ）。標準偏差は良く知られているように次
式で与えられる。First, an average value x * of x points in each of k raw waveforms as shown in FIG. 3 is calculated (step). Then, each standard deviation Sx of these x points is calculated (step). The standard deviation is given by the following equation as is well known.
【数１】 (Equation 1)
【００２７】求めた標準偏差Ｓｘには境界条件ａn〜ａ
n+1に対応した表示条件を設定する（ステップ）。こ
の場合、ａ0（＝０）＜ａ1＜ａ2…＜ａn＜ａn+1であ
る。The obtained standard deviation Sx includes boundary conditions a n to a
A display condition corresponding to n + 1 is set (step). In this case, a 0 (= 0) <a 1 <a 2 ... <A n <a n + 1 .
【００２８】この後、標準偏差Ｓｘが境界条件ａn〜ａ
n+1を満たしているか否か、すなわちａn≦Ｓｘ＜ａn+1
であるか否かを判定し（ステップ）、「否」であれば
ａnをａn+1に変更し（ステップ）、ステップを再度
実行する。Thereafter, the standard deviation Sx is determined by the boundary conditions a n to a
whether meets n + 1, i.e. a n ≦ Sx <a n + 1
Determines whether or not (step), a a n if "No" is changed to a n + 1 (step), to perform the steps again.
【００２９】ａn≦Ｓｘ＜ａn+1であれば、対応する平均
値ｘ*を条件ａn〜ａn+1で表示画面上にプロットする
（ステップ）。[0029] a If n ≦ Sx <a n + 1 , is plotted on the display screen the corresponding mean value x * under the condition a n ~a n + 1 (step).
【００３０】図４〜図６は、図１０〜図１２についてそ
れぞれ上記のように画面表示した例を示している。この
例では、上記のａn+1における“ｎ”は“２”であり、
ａ0＝０，ａ1＝１０，ａ2＝１４，ａ3＝１８にそれぞれ
対応した濃度が境界条件として設定されている。したが
って、図示のように、標準偏差Ｓｘがａ1＝１０以下で
あれば最も好ましい曲線であるとして例えば実太線が割
り当てられ、ａ1〜ａ2＝１０〜１４であれば次に好まし
い曲線であるとして例えば実中線が割り当てられ、ａ2
〜ａ3＝１４〜１８であれば例えば実細線が割り当てら
れ、ａ3＝１８以上であれば最も好ましくない曲線であ
るとして例えば点線が割り当てられるように表示され
る。FIGS. 4 to 6 show examples of screen display as described above for FIGS. 10 to 12, respectively. In this example, “n” in the above an + 1 is “2”,
Densities respectively corresponding to a 0 = 0, a 1 = 10, a 2 = 14, and a 3 = 18 are set as boundary conditions. Therefore, as shown in the drawing, if the standard deviation Sx is a 1 = 10 or less, a solid curve is assigned as the most preferable curve, for example, and if a 1 -a 2 = 10-14, the curve is the next preferable curve. and to eg the actual midline it is allocated, a 2
If ａa 3 = 14-18, a real thin line is assigned, for example, and if a 3 = 18 or more, a curve is displayed as an unfavorable curve, for example, a dotted line is assigned.
【００３１】もちろん、これらの曲線の種類が色彩や線
の太さ等であっても構わない。Of course, the types of these curves may be colors or line thicknesses.
【００３２】なお、このような表示方法は、脳誘発電位
に限らず、加算平均によって時間軸波形を検討するよう
な場合、その波形の有意性を判断するのに有効である。Note that such a display method is effective for judging the significance of a waveform when examining a time axis waveform by averaging, not limited to brain evoked potentials.
【００３３】また、加算平均処理による振幅低下を防ぐ
ためには、標準偏差がある程度低くなるような回数（時
間）にまで分割して加算し、そのピーク振幅を平均する
か、あるいは各波形のピーク−ピークの潜時中央値が揃
うように再度加算平均したもののピーク振幅をとる、と
いう方法が有効である。Further, in order to prevent the amplitude from being reduced by the averaging process, the amplitude is divided and added to the number of times (time) such that the standard deviation is reduced to some extent, and the peak amplitude is averaged, or the peak-to-peak value of each waveform is averaged. An effective method is to take the peak amplitude of the result of averaging again so that the median latency of the peaks is aligned.
【００３４】[0034]
【発明の効果】以上説明したように本発明に係るデータ
表示方法によれば、加算平均を取ったデータ波形に対し
てこれらの標準偏差を求め、該データ波形とともに該標
準偏差を波形の種類として表示するように構成したの
で、１本の加算平均波形に偏差情報を加味したものを重
ね合わせることによって、ピークの潜時・振幅の出現率
・ばらつきを含めた変化が簡潔に表現でき、状態の評価
・判断が容易になる。As described above, according to the data display method of the present invention, these standard deviations are obtained for a data waveform obtained by averaging, and the standard deviation is used as a waveform type together with the data waveform. Because it is configured to display, by superimposing a single averaged waveform with deviation information added, it is possible to simply express changes including peak latency, amplitude appearance rate and variation, and Evaluation / judgment becomes easy.
【図１】本発明に係るデータ表示方法を実施するために
使用される装置例を示した概略図である。FIG. 1 is a schematic diagram showing an example of an apparatus used to execute a data display method according to the present invention.
【図２】本発明に係るデータ表示方法の一実施例を示し
たフローチャート図である。FIG. 2 is a flowchart illustrating an embodiment of a data display method according to the present invention.
【図３】本発明に係るデータ表示方法に用いるｋ個の生
波形を示した図である。FIG. 3 is a diagram showing k raw waveforms used in the data display method according to the present invention.
【図４】脳誘発刺激に対する脳誘発電位波形の加算平均
値の曲線種類をその標準偏差に基づいて示した図（その
１）である。FIG. 4 is a diagram (part 1) showing a curve type of an average value of a brain evoked potential waveform with respect to a brain evoked stimulus based on its standard deviation.
【図５】脳誘発刺激に対する脳誘発電位波形の加算平均
値の曲線種類をその標準偏差に基づいて示した図（その
２）である。FIG. 5 is a diagram (part 2) showing a curve type of an averaging value of the brain evoked potential waveform with respect to the brain evoked stimulus based on its standard deviation.
【図６】脳誘発刺激に対する脳誘発電位波形の加算平均
値の曲線種類をその標準偏差に基づいて示した図（その
３）である。FIG. 6 is a diagram (part 3) showing a curve type of an average value of the brain evoked potential waveform with respect to the brain evoked stimulation based on its standard deviation.
【図７】従来の脳誘発電位測定を行うための装置を概略
的に示した図である。FIG. 7 is a diagram schematically showing a conventional apparatus for performing brain evoked potential measurement.
【図８】脳誘発刺激に対する脳誘発電位波形を示した図
である。FIG. 8 is a diagram showing a brain evoked potential waveform for a brain evoked stimulus.
【図９】加算平均の方法によって振幅がどのように変化
するかを示したグラフ図である。FIG. 9 is a graph showing how the amplitude changes depending on the averaging method.
【図１０】脳誘発刺激に対する脳誘発電位波形の加算平
均値をその標準偏差との関係で示したグラフ図（その
１）である。FIG. 10 is a graph (No. 1) showing the average value of the brain evoked potential waveform with respect to the brain evoked stimulation in relation to its standard deviation.
【図１１】脳誘発刺激に対する脳誘発電位波形の加算平
均値をその標準偏差との関係で示したグラフ図（その
２）である。FIG. 11 is a graph (part 2) showing the average value of the brain evoked potential waveform with respect to the brain evoked stimulation in relation to its standard deviation.
【図１２】脳誘発刺激に対する脳誘発電位波形の加算平
均値をその標準偏差との関係で示したグラフ図（その
３）である。FIG. 12 is a graph (part 3) showing the average value of the brain evoked potential waveform with respect to the brain evoked stimulation in relation to its standard deviation.
１ 被験者の頭部 ２ 電極 ３ コネクタ ４ 脳波計 ５ Ａ／Ｄ変換器 ６ パーソナルコピュータ 図中、同一符号は同一または相当部分を示す。 1 Subject's head 2 Electrode 3 Connector 4 EEG 5 A / D converter 6 Personal computer In the figures, the same symbols indicate the same or corresponding parts.
Claims (5)
らの標準偏差を求め、該データ波形とともに該標準偏差
を波形の種類として表示することを特徴としたデータ表
示方法。1. A data display method comprising: obtaining a standard deviation of a data waveform obtained by averaging; and displaying the standard deviation together with the data waveform as a waveform type.
得たデータの波形であることを特徴としたデータ表示方
法。2. The data display method according to claim 1, wherein the data waveform is a waveform of data obtained by measuring a brain potential based on brain-induced stimulation.
示することを特徴としたデータ表示方法。3. The data display method according to claim 1, wherein the data waveform is displayed by the density, thickness, or color of the waveform.
準偏差をとり、Ｘ−Ｙ平面上に波形をプロットし、Ｚを
レベルに応じて濃度、太さ又は色彩を変えて表示するこ
とを特徴としたデータ表示方法。4. The data waveform according to claim 1, wherein said data waveform is obtained by plotting time, amplitude value and standard deviation on XYZ three-dimensional coordinates, plotting the waveform on an XY plane, and setting Z as a level. A data display method characterized in that the density, thickness or color is changed according to the display.
又は時間にまで分割して行うか、あるいは各波形のピー
ク−ピークの潜時中央値が揃うように再度加算平均する
ことを特徴としたデータ表示方法。5. The method according to claim 1, wherein the averaging process is performed by dividing the averaging process into a number of times or a time when the standard deviation is equal to or less than a predetermined value, or a peak-to-peak latency of each waveform. A data display method characterized by performing averaging again so that the median time is aligned.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9289580A JPH11123181A (en) | 1997-10-22 | 1997-10-22 | Data displaying method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9289580A JPH11123181A (en) | 1997-10-22 | 1997-10-22 | Data displaying method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11123181A true JPH11123181A (en) | 1999-05-11 |
Family
ID=17745083
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9289580A Withdrawn JPH11123181A (en) | 1997-10-22 | 1997-10-22 | Data displaying method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11123181A (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009057260A1 (en) * | 2007-10-29 | 2009-05-07 | Panasonic Corporation | Start-up device, method, and computer program for brain wave interface |
| JP2013507174A (en) * | 2009-10-09 | 2013-03-04 | ニューロスキー・インコーポレーテッド | Classification / detection of sensory evoked potentials (SEP) in the time domain |
| EP2752157A1 (en) * | 2013-01-08 | 2014-07-09 | Nihon Kohden Corporation | Biological signal averaging processing device |
| US8870782B2 (en) | 2010-09-29 | 2014-10-28 | Denso Corporation | Pulse wave analyzer and blood pressure estimator using the same |
| US11484237B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-11-01 | Nihon Kohden Corporation | Physiological information measurement apparatus and program |
-
1997
- 1997-10-22 JP JP9289580A patent/JPH11123181A/en not_active Withdrawn
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009057260A1 (en) * | 2007-10-29 | 2009-05-07 | Panasonic Corporation | Start-up device, method, and computer program for brain wave interface |
| JPWO2009057260A1 (en) * | 2007-10-29 | 2011-03-10 | パナソニック株式会社 | Activation device, method and computer program for an electroencephalogram interface system |
| US8369939B2 (en) | 2007-10-29 | 2013-02-05 | Panasonic Corporation | Activation apparatus, method, and computer program for brainwave interface system |
| JP2013507174A (en) * | 2009-10-09 | 2013-03-04 | ニューロスキー・インコーポレーテッド | Classification / detection of sensory evoked potentials (SEP) in the time domain |
| US8870782B2 (en) | 2010-09-29 | 2014-10-28 | Denso Corporation | Pulse wave analyzer and blood pressure estimator using the same |
| EP2752157A1 (en) * | 2013-01-08 | 2014-07-09 | Nihon Kohden Corporation | Biological signal averaging processing device |
| JP2014132928A (en) * | 2013-01-08 | 2014-07-24 | Nippon Koden Corp | Biological signal averaging processing apparatus |
| US9693735B2 (en) | 2013-01-08 | 2017-07-04 | Nihon Kohden Corporation | Biological signal averaging processing device |
| US11484237B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-11-01 | Nihon Kohden Corporation | Physiological information measurement apparatus and program |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Huster et al. | Multimodal imaging of functional networks and event-related potentials in performance monitoring | |
| US6832110B2 (en) | Method for analysis of ongoing and evoked neuro-electrical activity | |
| Harsay et al. | Error awareness and salience processing in the oddball task: shared neural mechanisms | |
| Park et al. | Prestimulus hippocampal activity predicts later recollection | |
| US8177727B2 (en) | Method and device for objective automated audiometry | |
| US6475162B1 (en) | System and method for vision examination using interrupt signals for synchronizing visual evoked potential sampling rate with visual stimulus | |
| CN109828664B (en) | Steady-state visual evoked potential brain-computer interface method based on dynamic regulation of sensory feedback | |
| Judah et al. | Electrocortical evidence of enhanced performance monitoring in social anxiety | |
| WO2018053886A1 (en) | Non-attended event related potential brain-computer interface method for color sensation automatic identification | |
| JP6055679B2 (en) | Biological signal averaging processor | |
| Mijović et al. | Do micro-breaks increase the attention level of an assembly worker? An ERP study | |
| Lin et al. | Fearful contextual expression impairs the encoding and recognition of target faces: An ERP study | |
| JPH11123181A (en) | Data displaying method | |
| Gliddon et al. | Visual evoked responses as a function of light intensity in Down's syndrome and nonretarded subjects | |
| JP4788956B2 (en) | Brain activity analysis method and apparatus | |
| US11484268B2 (en) | Biological signal analysis device, biological signal measurement system, and computer-readable medium | |
| US11020039B2 (en) | Evoked potential measuring apparatus | |
| Xu et al. | Approximate entropy analysis of event-related potentials in patients with early vascular dementia | |
| Li et al. | Post-stimulus endogenous and exogenous oscillations are differentially modulated by task difficulty | |
| JP2002272693A (en) | Apparatus for analyzing eye fixation related potential | |
| KR102150045B1 (en) | System for authoring AR contents for recognition of brain waves using visual stimulation | |
| US11484237B2 (en) | Physiological information measurement apparatus and program | |
| CN110811613B (en) | Method for improving event-related potential signal-to-noise ratio based on European Debao and DMST paradigm fusion | |
| Guttmann-Flury et al. | A new algorithm for blink correction adaptive to inter-and intra-subject variability | |
| Janssens et al. | Can processing of face trustworthiness bypass early visual cortex? A transcranial magnetic stimulation masking study |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20050104 |