WO2013057928A1

WO2013057928A1 - 聴覚事象関連電位計測システム、聴覚事象関連電位計測装置、聴覚事象関連電位計測方法およびそのコンピュータプログラム

Info

Publication number: WO2013057928A1
Application number: PCT/JP2012/006611
Authority: WO
Inventors: 信夫足立; 小澤　順
Original assignee: パナソニック株式会社
Priority date: 2011-10-18
Filing date: 2012-10-16
Publication date: 2013-04-25
Also published as: CN103327888A; JP5352029B1; JPWO2013057928A1; US20130324880A1

Abstract

　聞こえ評価のための聴覚事象関連電位測定システムにおいて、覚醒度の変化に由来する聴覚事象関連電位の変動を抑制し、高精度に聴覚事象関連電位を計測するために、聴覚刺激以外に適切と考えられるサイズで映像を呈示してユーザの覚醒度の変化を低減する。　聴覚事象関連電位計測システムは、ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するサイズ決定部と、ユーザに、サイズ決定部で決定された大きさの領域を含む映像を呈示する映像出力部と、ユーザに映像が呈示されている期間中にユーザに聴覚刺激を呈示する聴覚刺激出力部と、ユーザの脳波信号を計測する生体信号計測部と、聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、脳波信号から事象関連電位を取得する脳波処理部とを備えている。

Description

聴覚事象関連電位計測システム、聴覚事象関連電位計測装置、聴覚事象関連電位計測方法およびそのコンピュータプログラム

　本願は、聴覚刺激に対する聴覚事象関連電位を高精度に測定するための技術に関する。より具体的には、本願は、映像を呈示しながら聴覚刺激を呈示し、ユーザの覚醒度の変動や映像の影響を受けずに、聴覚事象関連電位を計測する方法に関する。

　近年、補聴器の小型化・高性能化に伴い、補聴器を利用するユーザが増加している。補聴器は、ユーザごとの聴力低下の状態に合わせて、聴力が低下している周波数帯の音声信号を、聴力低下の度合いに合わせて増幅する。これにより、ユーザが音を聞き取りやすくする。

　聴力低下の状態はユーザごとに異なるため、補聴器の利用を開始する前には、ユーザごとの聞こえを正しく評価する必要がある。そして、その評価結果に基づいて、周波数ごとの音の増幅量を決定する「フィッティング」を行う。

　一般的に、ユーザごとの聞こえは、ユーザの主観報告に基づいて評価される。ユーザの主観報告とは、主観報告に基づく評価では、音が聞こえているか又は音が聞こえていないかを、口頭あるいはボタン押し等で回答させる。しかし、主観報告による評価は、言語表現やパーソナリティによって、結果がばらつくという問題と、主観報告のできない乳児では評価ができないという問題がある。そこで、主観報告によらず、聞こえを客観的に評価する手法の開発が進んでいる。

　脳波は、知覚・認知等のユーザ状態を測定するための有効なツールである。脳波は、大脳皮質の神経活動を反映しており、頭皮上２点間の電位変化を記録して得られる。ユーザの頭皮上に電極を装着して脳波を記録しながら、ユーザに対して聴覚刺激を呈示すると、聴覚刺激を起点に特徴的な脳波が惹起される。この脳波は聴覚事象関連電位と呼ばれる。聴覚事象関連電位は、ユーザの聞こえを客観的に評価可能な指標である。聴覚事象関連電位は、聴覚刺激によって誘発される外因性成分（聴覚誘発電位）と、聴覚刺激を受けたことによる内因性成分を含む。

　非特許文献１は、ユーザの主観的なうるささの指標であるラウドネスと、純音聴覚刺激に対するＮ１成分の振幅および潜時との関係を特定し、Ｎ１成分の振幅および潜時から、聞こえ評価のうちラウドネスを推定できる可能性を示唆している。なお、「Ｎ１成分」とは、聴覚刺激呈示を起点に約１００ｍｓにおいて惹起される陰性の感覚誘発電位である。Ｎ１成分は、大脳皮質の神経活動を反映しているため、脳幹反応（ＡＢＲ）と比較して、主観との相関が高いと考えられている。これは、Ｎ１成分の振幅および潜時から、聞こえ評価のうちラウドネスを推定できる可能性を示している。

　また、非特許文献２は、Ｎ１成分の馴化を用いた不快閾値推定技術を開示している。「不快閾値」（ｕｎｃｏｍｆｏｒｔａｂｌｅ　ｌｅｖｅｌ：本明細書では「ＵＣＬ」も記述する。）とは、うるさすぎて長時間聞き続けることのできない最小の音圧である。音が大きすぎて無視できないときには、Ｎ１成分の馴化が生じないことを利用している。

　聴覚事象関連電位は背景脳波と比較して信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）が低いため、刺激を繰り返し呈示し、加算平均を行うことにより、混入するノイズの影響を低減する必要がある。そのため、繰り返し回数をＮとしたとき、刺激間間隔のＮ倍の時間を要する。たとえば、非特許文献２では、刺激間間隔１秒で８００回の繰り返しを実施しているため、聴覚刺激の種類ごとに、８００秒（十数分）の時間がかかる。

Ｈｏｐｐｅ，Ｕ．他、「Ｌｏｕｄｎｅｓｓ　ｐｅｒｃｅｐｔｉｏｎ　ａｎｄ　ｌａｔｅ　ａｕｄｉｔｏｒｙ　ｅｖｏｋｅｄ　ｐｏｔｅｎｔｉａｌｓ　ｉｎ　ａｄｕｌｔ　ｃｏｃｈｌｅａｒ　ｉｍｐｌａｎｔ　ｕｓｅｒｓ」、２００１年Ｍａｒｉａｍ，Ｍ．他、「Ｃｏｍｐａｒｉｎｇ　ｔｈｅ　ｈａｂｉｔｕａｔｉｏｎ　ｏｆ　ｌａｔｅ　ａｕｄｉｔｏｒｙ　ｅｖｏｋｅｄ　ｐｏｔｅｎｔｉａｌｓ　ｔｏ　ｌｏｕｄ　ａｎｄ　ｓｏｆｔ　ｓｏｕｎｄ」、２００９年

　上述した従来の技術では、脳波計測をより早く行い、さらにより正確な聞こえ評価を行うことが求められていた。

　本願の、限定的ではない例示的なある実施形態は、聞こえ評価のための聴覚事象関連電位測定システムにおいて、覚醒度の変化に由来する聴覚事象関連電位の変動を抑制し、高精度に聴覚事象関連電位を計測する技術を提供する。

　上記課題を解決するために、本発明の一態様は、ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するサイズ決定部と、前記ユーザに、前記サイズ決定部で決定された大きさの領域を含む映像を呈示する映像出力部と、前記ユーザに前記映像が呈示されている期間中に前記ユーザに聴覚刺激を呈示する聴覚刺激出力部と、前記ユーザの脳波信号を計測する生体信号計測部と、前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得する脳波処理部とを備えた聴覚事象関連電位計測システムを含む。

　上述の一般的かつ特定の態様は、システム、方法およびコンピュータプログラムを用いて実装され、またはシステム、方法およびコンピュータプログラムの組み合わせを用いて実現され得る。

　本発明の一態様にかかる聴覚事象関連電位計測システムによれば、ユーザの覚醒度の変化に由来する聴覚事象関連電位の変動を低減し、精度の高い聴覚事象関連電位の計測を実現できる。

聴覚刺激のみの聴覚事象関連電位計測パラダイムと聴覚事象関連電位計測中の仮想的な覚醒度変化を示す図である。映像を並列呈示する聴覚事象関連電位計測パラダイムと聴覚事象関連電位計測中の仮想的な覚醒度変化を示す図である。本願発明者らが実施した主観報告実験における不快音圧の主観報告値を示す図である。本願発明者らが実施した脳波実験で使用した聴覚刺激の構成を示す図である。国際１０－２０法の電極位置と、本願発明者らが実施した脳波実験での電極位置を示す図である。本願発明者らが実施した脳波実験における事象関連電位の特徴データを示す図である。周波数ごとの第１音から第３音に対するＮ１－Ｐ２振幅を示す図である。本願発明者らが実施した脳波実験における事象関連電位のウェーブレット係数の例を示す図である。本願発明者らが実施した不快音圧推定で用いた教師データの例を示す図である。主観報告実験で得られた主観報告値と脳波実験から推定した不快音圧推定結果のばらつきを示す図である。本願発明者らが実施した映像呈示のサイズが聴覚事象関連電位に及ぼす影響を調べるための実験の条件を示す図である。本願発明者らが実施した実験の、覚醒度に対する主観報告の結果を示す図である。本願発明者らが実施した実験の、目の疲れに関する主観報告の結果を示す図である。本願発明者らが実施した実験の、映像呈示のサイズごとの推定誤差を示す図である。例示的な実施形態による聴覚事象関連電位計測システム１の構成および利用環境を示す図である。例示的な実施形態による聴覚事象関連電位計測装置１０のハードウェア構成を示す図である。例示的な実施形態による聴覚事象関連電位計測システム１の機能ブロックの構成を示す図である。聴覚事象関連電位計測システム１において行われる処理の手順を示すフローチャートである。本明細書における視角の定義を示す図である。視角算出のための物体の対角長（Ｓ）を決定する例を示す図である。サイズが変更される主領域２０１ａを模式的に示す図である。

　上述した非特許文献１および非特許文献２のような従来の手法では、単調な聴覚刺激が長時間にわたって呈示される。そのため、しばしばユーザが覚醒度を維持できないことがあった。佐藤他、監修、「誘発電位の基礎と臨床」、ｐ１２９、創造出版、１９９０年（第１版）に記載されているように、現時点では、聴覚事象関連電位は覚醒度によって波形そのものが大幅に変化すると考えられている。そのため、従来の手法によってＮ１成分の振幅や潜時を用いて聞こえ評価したとしても、その評価が正しくない可能性があった。

　以下、添付の図面を参照しながら、本開示による聴覚事象関連電位計測システムの実施形態を説明する。

　まず、本明細書における用語の定義を説明する。

　「事象関連電位（ｅｖｅｎｔ－ｒｅｌａｔｅｄ　ｐｏｔｅｎｔｉａｌ：ＥＲＰ）」とは、脳波（ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｍ：ＥＥＧ）の一種であり、外的あるいは内的な事象に時間的に関連して生じる脳の一過性の電位変動をいう。

　「聴覚事象関連電位」とは、聴覚刺激に対して惹起される事象関連電位である。たとえば、聴覚刺激を起点に約５０ｍｓにおいて惹起される陽性の電位であるＰ１成分、聴覚刺激呈示を起点に約１００ｍｓにおいて惹起される陰性の電位であるＮ１成分や、聴覚刺激呈示を起点に約２００ｍｓにおいて惹起される陽性の電位であるＰ２成分が該当する。

　「音を呈示する」とは、純音の聴覚刺激を出力すること、たとえば純音をヘッドフォンの片耳側から出力することをいう。

　「純音」とは、周期振動を繰り返す楽音のうち、単一の周波数成分しか持たない正弦波で表される音である。純音を呈示するためのヘッドフォンの種類は任意である。ただし、ヘッドフォンは指定した音圧の純音を正確に出力できればよい。これにより、不快音圧を正しく測定することが可能となる。

　「眼電（ｅｌｅｃｔｒｏｏｃｕｌｏｇｒａｍ：ＥＯＧ）」とは、眼球運動によって生起する電位変動である。眼電は、眼球が帯電していることに起因して生じる。眼球の角膜は正に帯電しており、網膜は負に帯電している。眼球運動によって角膜および網膜の帯電状態が変化することにより、目の周辺の皮膚の電位が変化する。この皮膚の電位変化が眼電として検出される。眼電の振幅は、頭皮上の電極においても事象関連電位の数十倍程度の大きさになる場合もある。眼電は、事象関連電位に対するノイズとなり得る。

　「視角」とは、目に投影される物体がなす角度のことである。本明細書では、下記の数１を満たすθを視覚として検出する。
　ｔａｎθ＝Ｓ／Ｄ　　　　　　　　　　　（数１）
ここで、Ｄは参加者の眼球の最前部（以下では「眼球位置」と呼ぶ。）とディスプレイとの距離、Ｓはディスプレイ上に定義される物体（たとえば映像が呈示される領域）の対角長である。図１９は、視角算出のための物体の対角長（Ｓ）を決定する例を模式的に示している。

　本開示による聴覚事象関連電位計測システムは、聴覚刺激以外に適切と考えられるサイズで映像を呈示しユーザの覚醒度の変化を低減する。そして覚醒度の変化および、映像観取時の眼球運動によって発生する電気的ノイズの影響の少ない聴覚事象関連電位を計測する。

　本発明の一態様の概要は以下のとおりである。

　本発明の一態様である聴覚事象関連電位計測システムは、ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するサイズ決定部と、前記ユーザに、前記サイズ決定部で決定された大きさの領域を含む映像を呈示する映像出力部と、前記ユーザに前記映像が呈示されている期間中に前記ユーザに聴覚刺激を呈示する聴覚刺激出力部と、前記ユーザの脳波信号を計測する生体信号計測部と、前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得する脳波処理部とを備えている。

　ある実施形態において、前記聴覚事象関連電位計測システムは、前記脳波処理部が取得した事象関連電位を加算平均する算出部をさらに備えている。

　ある実施形態において、前記聴覚事象関連電位計測システムは、前記ユーザの眼球位置から前記映像出力部までの距離を計測する距離計測部をさらに備えている。前記サイズ決定部は、前記距離に基づいて前記映像中の領域のサイズを決定する。

　ある実施形態において、前記距離計測部は所定のタイミングで前記距離を計測し、前記サイズ決定部は、計測された前記距離に基づいて前記事象関連電位計測中に前記映像中の領域のサイズを変更する。

　ある実施形態において、前記聴覚事象関連電位計測システムは、前記ユーザに呈示する前記映像のコンテンツを少なくとも１種類保持し、保持した映像のコンテンツの再生処理を行う映像再生処理部をさらに備えている。

　ある実施形態において、前記映像のコンテンツは、音声の情報を含まない。

　ある実施形態において、前記映像のコンテンツに音声の情報が含まれている場合には、前記映像出力部は前記音声の出力を禁止する。

　ある実施形態において、前記映像再生処理部は複数種類の映像のコンテンツを保持しており、前記映像再生処理部は、前記複数種類の映像のコンテンツのうちから前記ユーザが選択した映像のコンテンツの再生処理を行う。

　ある実施形態において、前記聴覚事象関連電位計測システムは、前記聴覚刺激を前記ユーザの左右の耳のいずれかに呈示するか、および前記聴覚刺激の周波数および音圧を決定し、決定した特性を有する聴覚刺激を生成する聴覚刺激生成部をさらに備えている。

　ある実施形態において、前記サイズ決定部は、ユーザに呈示される映像全体の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、前記映像のサイズを決定する。

　ある実施形態において、前記サイズ決定部は、ユーザに呈示される映像中の部分領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、前記映像の部分領域のサイズを決定する。

　本発明の一態様である聴覚事象関連電位計測方法は、ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するステップと、前記ユーザに、サイズを決定する前記ステップで決定された大きさの領域を含む映像を呈示するステップと、前記ユーザに前記映像が呈示されている期間中に前記ユーザに聴覚刺激を呈示するステップと、前記ユーザの脳波信号を計測するステップと、前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得するステップとを包含する。

　本発明の一態様であるコンピュータプログラムは、聴覚事象関連電位計測システムの聴覚事象関連電位計測装置に設けられたコンピュータによって実行されるコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに対し、ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するステップと、前記ユーザに、サイズを決定する前記ステップで決定された大きさの領域を含む映像を呈示するステップと、前記ユーザに前記映像が呈示されている期間中に前記ユーザに聴覚刺激を呈示するステップと、前記ユーザの脳波信号を取得するステップと、前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得するステップとを実行させる。

　本発明の一態様である聴覚事象関連電位計測装置は、映像出力部、聴覚刺激出力部および生体信号計測部を有する聴覚事象関連電位計測システムに組み込まれて用いられる聴覚事象関連電位計測装置であって、ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するサイズ決定部と、前記生体信号計測部が計測した脳波信号から事象関連電位を取得する脳波処理部とを備えている。前記映像出力部が、前記サイズ決定部で決定された大きさの領域を含む映像を前記ユーザに呈示している期間中に、前記聴覚刺激出力部は前記ユーザに聴覚刺激を呈示しているときにおいて、前記脳波処理部は、前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得する。

　本開示にかかる聴覚事象関連電位計測システムによれば、聴覚事象関連電位の計測時に、聴覚刺激以外に適切と考えられるサイズで映像を呈示することで、ユーザの覚醒度の変化に由来する聴覚事象関連電位の変動を低減し、精度の高い聴覚事象関連電位の計測が実現できる。特に、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧の聴覚刺激に対する聴覚事象関連電位の計測に効果的であり、これにより、ユーザの聞こえ評価の精度が向上し、たとえばユーザの不満の少ない補聴器の調整が実現できるようになる。

　以下では、まず、本開示をなすに至った経緯および知見を説明する。その後、実施形態として聴覚事象関連電位計測システムを概説し、聴覚事象関連電位計測装置の構成およびその動作を詳述する。

　（本開示の経緯）
　上述のように、一般的にＵＣＬと評価されるよりも低い音圧の単調な聴覚刺激を繰り返す聴覚事象関電位計測では、ユーザが覚醒度を維持できない場合がある。それによって、覚醒度変動に伴う聴覚事象関連電位の波形変化が生じてしまう。

　それに対して、本願発明者らは、ユーザの覚醒度変動を抑制するために、聴覚刺激とは異なるモダリティの視覚刺激（映像）を、聴覚事象関連電位計測中に呈示する方法に着目した。つまり本願発明者らは、聴覚刺激および視覚刺激（映像）を同時に呈示しながら、聴覚刺激によって誘発される聴覚事象関連電位を計測する方法に着目した。覚醒度を抑制可能な映像としては、たとえば映画やＴＶ番組のドラマやスポーツ中継などが挙げられる。しかしながら、それらの映像観取時には眼球運動に関連した眼電が発生し、振幅の大きなノイズ（本願明細書において「眼電ノイズ」と呼ぶ。）として脳波に混入する。そのため、覚醒度変動を抑制しつつ、かつ眼電の影響が少ないような映像呈示方法の工夫が必要になる。本願発明者らは、呈示する映像のサイズを適切に選択して映像を呈示することにより、覚醒度変動・眼電の影響を受けにくい聴覚事象関連電位計測を実現することを実現した。

　図１（ａ）は、従来の聴覚事象関連電位計測の実験パラダイムを示す。横軸は時間で、縦線は聴覚刺激のタイミングを模式的に示している。加算平均によって背景脳波等のノイズを低減するために、聴覚刺激が繰り返し呈示される。たとえば、聴覚刺激の持続時間が１００ｍｓ、刺激間間隔の平均値が１秒で、繰り返し回数を３０回とすると、一つの周波数、一つの音圧、片耳の聴覚事象関連電位計測に約３０秒程度の時間を要する。

　そのため、たとえばユーザの聞こえ評価を行うために、５つの周波数、５つの音圧、両耳において聴覚事象関連電位を計測する場合、単純計算で約２５分（３０×５×５×２秒）程度かかる。ユーザは合計約２５分間、単調な聴覚刺激を聞き続ける必要があり、特に一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧の聴覚刺激を受ける場合には覚醒度を維持することが難しい。図１（ｂ）は、聴覚事象関連電位計測中のユーザの仮想的な覚醒度変動を示す。横軸は時間で、縦軸は覚醒度である。図１（ｂ）によれば、聴覚事象関連電位の計測開始から時間が経過するにつれて、覚醒度が低下する様子が仮想的に示されている。

　図２（ａ）は、映像を並列呈示する聴覚事象関連電位計測パラダイムを示す。本願発明者らは図２（ａ）に示す聴覚事象関連電位計測方法に着目した。聴覚事象関連電位計測中のユーザの覚醒度低下を抑制するために、映像を呈示しながら、聴覚刺激を呈示する。図２（ｂ）は、図１中（ｂ）と同様に聴覚事象関連電位計測中のユーザの仮想的な覚醒度変動を示す。映像の呈示によって、ユーザの覚醒度の低下が抑制され、覚醒度が比較的高い状態で維持されると考えられる。

　以下では、まず本願発明者らが実施した実験により発見した、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧の聴覚刺激に対する事象関連電位を指標としたＵＣＬ推定方法を説明する。その後、本願発明者らが上述の課題に鑑み考案した、映像の同時呈示によって覚醒度変動を抑制する高精度な聴覚事象関連電位測定方法を述べる。

　（うるさくない聴覚刺激に対する事象関連電位に基づくＵＣＬ推定のための実験）
　１－１．　実験概要
　本願発明者らは、一般的にＵＣＬと評価されるよりも低い音圧の純音に対する聴覚事象関連電位を指標に不快音圧を推定するための基礎データの収集のために以下の２つの実験を実施した。

　一つは、主観報告に基づいてＵＣＬを測定する主観報告実験である。主観報告実験は、脳波計測実験の前後にそれぞれ実施した。この主観報告実験で得られたＵＣＬデータを脳からの推定目標の基準データとして使用した。

　もう一つは、聴覚刺激に対する反応を計測する脳波計測実験である。脳波計測実験では、同一周波数の純音を５ｄＢＨＬ刻みの単調下降の音圧変化で３連発呈示し、第１音から第３音までのそれぞれの聴覚刺激に対する事象関連電位を計測した。以下、単調下降の音圧変化で聴覚刺激を複数回連発呈示することを「デクレッシェンド刺激」とも表記する。この聴覚刺激呈示に対する事象関連電位を取得して、ＵＣＬ値の推定のデータとした。

　その結果、本願発明者らは、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧のデクレッシェンド刺激を呈示した場合にも、第１音から第３音に対する事象関連電位のウェーブレット変換により算出したウェーブレット係数の変化パターンを線形判別することで、主観報告のＵＣＬを推定できることを見出した。

　ここで、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧とは、ＨＴＬ値によって変動するものとする。たとえば、Pascoe の研究成果（Pascoe, D.P. (1988). （Clinical measurements of the auditory dynamic range and their relation to formulas for hearing aid gain. In 1ensen. H. 1. (Ed.) Hearing Aid Fitting: Theoretical and Practical Views 13th Danavox Symposium. Copenhagen: Stougaard.））に基づき、ＨＴＬ値ごとの推定ＵＣＬ値よりも少なくとも５ｄＢ以上低い値を、上述した「低い音圧」とする。なお、聴覚刺激に対する事象関連電位が生起するのは、聴覚刺激の音圧がＨＴＬよりも高い場合である。すなわち、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧範囲とは、ＨＴＬよりも高い音圧の範囲とする。本手法により、強大音を呈示しなくても短時間かつ高精度なＵＣＬ推定が可能になる。

　以下、本願発明者らが実施した実験とその結果、そして分析により明らかになった脳波の特徴を詳述する。その後、本開示にかかる実施形態として聴覚事象関連電位計測システムの概要、その構成、および動作を説明する。

　（実験条件の説明）
　１－２．　ＵＣＬ主観報告実験および脳波計測実験
　１－２－１．　ＵＣＬ主観報告実験
　実験参加者は、正常な聴力を有する社会人１５名（２８から４９歳）であった。

　主観報告実験は、脳波計測実験の前後それぞれにおいて実施した。非特許文献１と同様に、オージオメータを用いて断続音を上昇法で呈示し、うるさすぎて不快に感じる音圧を実験参加者に報告させ、その音圧をＵＣＬとした。本願発明者らは、脳波計測実験で呈示する３周波数（１０００、２０００、４０００Ｈｚ）それぞれについて、片耳ずつ両耳の測定を実施した。実験参加者に音圧を予測させないために、実験開始の音圧を６０、６５、７０ｄＢからランダムに決定した。断続音の音圧は５ｄＢずつ上昇させた。うるさすぎて不快に感じる音圧は、挙手によって報告させた。参加者の挙手直後に音呈示をやめ、その音圧を主観ＵＣＬ値として記録した。

　以下、主観報告実験の結果を述べる。

　全ての参加者が健聴者であった。しかしながら、主観報告実験の結果は、個人ごとに大きく異なった。たとえば同一周波数において最大で４０ｄＢの差異があった。これは、「うるさすぎて我慢できない」という定義の解釈は個人ごとに大きく異なることを示している。よって、主観報告によるＵＣＬ測定は難しいといえる。

　図３は、主観報告によって測定した個人ごとのＵＣＬ測定結果である。図３には、２回の測定結果の平均値を示した。音圧の単位は、ｄＢＨＬである。図３中に示した左右耳ごと、周波数ごとの標準偏差からも分かるように、主観ＵＣＬ値はある程度ばらついていることが分かる。個人ごとのばらつきが大きいことが分かる。

　１－２－２．　脳波計測実験
　脳波実験では、３つの周波数（１０００Ｈｚ、２０００Ｈｚ、４０００Ｈｚ）について、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い３つの音圧（８０、７５、７０ｄＢＨＬ）の聴覚刺激が呈示された。３つの音圧は単調下降させた。そして、聴覚刺激ごとの事象関連電位の特徴変化を調べた。以下、図４、図５、図６を参照しながら、脳波計測実験の実験設定および実験結果を説明する。

　実験参加者は、主観報告実験と同じ、正常な聴力を有する社会人１５名（２８～４９歳）であった。

　本願発明者らは、聴覚刺激として、持続時間５０ｍｓのトーンバースト音を用いた。聴覚刺激の立ち上がり（ｒｉｓｅ）および下がり（ｆａｌｌ）は３ｍｓとした。３種類の周波数（１０００、２０００、４０００Ｈｚ）のそれぞれについて、３種類（８０、７５、７０ｄＢＨＬ）の音圧の聴覚刺激を用いて、左右耳ごと、周波数ごとの音圧変化に対する事象関連電位の特徴量の変化を調べた。同一の周波数である複数の聴覚刺激を、「聴覚刺激群」と称する。

　聴覚刺激群に含まれる聴覚刺激は、所定間隔をあけて、同じ耳に呈示された。聴覚刺激は、ヘッドフォンを用いて片耳ずつ呈示された。

　図４は、脳波計測実験で呈示した聴覚刺激の概要を示す。

　参加者には聴覚刺激に注意を向けなくてもよいと教示した。同一周波数の聴覚刺激群内の聴覚刺激の間隔（図４中のＩＳＩ１）は３００ｍｓに固定した。また、聴覚刺激群間の間隔（図４中のＩＳＩ２）は、４５０±１００ｍｓの範囲でランダムに決定した。左右耳ごと、周波数ごとの聴覚刺激群をそれぞれ３０回繰り返した（聴覚刺激群としては計１８０回の繰り返し）。

　同じ聴覚刺激群の連続呈示による聴覚誘発電位の慣れ（ｈａｂｉｔｕａｔｉｏｎ）を低減するために、本願発明者らは、聴覚刺激群の周波数および呈示耳を次の制約で決定した。
　　・直前の聴覚刺激群とは異なる周波数とする。
　　・聴覚刺激群を呈示する耳は左右でランダムとする。ただし、左右の耳への刺激のランダム性を確保するために、左右どちらかの耳への聴覚刺激群を４回以上連続させない。

　次に、脳波を計測するために装着される電極の位置を説明する。図５（ａ）は、国際１０－２０法（１０－２０　Ｓｙｓｔｅｍ）の電極位置を示す。図５（ｂ）は本実験で電極を装着した電極配置を示す。図５（ｂ）の丸付き数字１、２および３は、電極位置のＣ３、ＣｚおよびＣ４をそれぞれ示す。本願発明者らは、頭皮上のＣ３、Ｃｚ、Ｃ４（国際１０－２０法）から、右マストイドを基準に脳波を記録した。「マストイド」とは、耳の裏の付け根の下部の頭蓋骨の乳様突起である。図５（ｂ）には、マストイドの位置が「Ｒｅｆ」によって示されている。

　脳波はサンプリング周波数１０００Ｈｚ、時定数０．３秒で、３０Ｈｚのアナログローパスフィルタをかけて計測した。計測した脳波データの全時間帯について、オフラインで５－２０Ｈｚのディジタルバンドパスフィルタをかけた。その後、左右耳ごと、周波数ごと、音圧ごとの聴覚刺激に対する事象関連電位として、それぞれの聴覚刺激を起点に、－１００ｍｓから４００ｍｓの波形をそれぞれ切り出した。ここで、「－１００ｍｓ」とは、聴覚刺激を呈示した時刻より１００ミリ秒前の時点をいう。

　また、聴覚刺激ごとに、事象関連電位の０ｍｓ以上３００ｍｓ以下の範囲の脳波波形に対して、連続ウェーブレット変換を実施し、時間ごと、周波数ごとのウェーブレット係数を求めた。マザーウェーブレットとして、メキシカンハット関数（ψ（ｔ）＝（１ｔ＾２）ｅｘｐ（ｔ＾２／２））を用いた。

　事象関連電位の波形およびウェーブレット係数は、個人ごと、左右耳ごと、周波数ごと、第１音から第３音までの聴覚刺激ごとに加算平均した。それぞれ加算平均波形、加算平均ウェーブレット係数と呼ぶ。いずれかの電極において絶対値で５０μＶ以上の振幅を含む試行は、眼球運動や瞬目によるノイズの影響を含むことが想定されるため、総加算平均および加算平均から除外した。

　そして不快音圧の指標となりうる事象関連電位の特徴量として、加算平均ウェーブレット係数の５Ｈｚから１２．５Ｈｚの周波数幅かつ、５０ｍｓごとの時間幅の平均値（以下では、ウェーブレット特徴量とよぶ）を求めた。

　１－３．　結果
　以下、脳波計測実験の結果を説明する。

　まず、音圧変化に対する事象関連電位に、不快音圧推定の指標が含まれることを確認するために、主観ＵＣＬ値に基づいて加算平均した事象関連電位を比較した。事象関連電位から不快音圧を推定するためには、参加者ごとの主観ＵＣＬ値を反映する事象関連電位の差の存在が必須である。ここで、上述のように主観ＵＣＬ値は、強大音に対するパーソナリティが異なることから、参加者ごとのばらつきを持った指標である。そのため、主観ＵＣＬ値を反映した特徴量の有無を、個人ごとのデータから特定することは難しい。そこで、そのばらつきを低減するために、主観ＵＣＬ値が大きかった場合と小さかった場合の２つに分けて事象関連電位を加算平均し、比較を行った。具体的には、参加者ごと、周波数ごとの主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬよりも大きかった場合と、９５ｄＢＨＬ以下であった場合に分けて加算平均を実施した。なお、９５ｄＢＨＬは、主観報告実験で得られた全参加者の主観ＵＣＬ値の中央付近の値であり、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬより大きい場合と、９５ｄＢＨＬ以下の場合はほぼ同数であった。

　図６は、主観ＵＣＬ値ごとの脳波の総加算平均波形を示す。加算対象の脳波波形は、中心部（Ｃｚ）における、聴覚刺激群の第１音呈示前１００ｍｓから第３音呈示後４００ｍｓに計測された。主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬよりも大きい場合を太線で、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬ以下の場合を細線でそれぞれ示した。横軸は時間で単位はｍｓ、縦軸は電位で単位はμＶである。横軸の０ｍｓは、第１音呈示時刻である。矢印で示したそれぞれの聴覚刺激呈示タイミングを起点に、約１００ｍｓに陰性のＮ１成分が、約２００ｍｓに陽性のＰ２成分が惹起されている様子が見てとれる。また、主観ＵＣＬ値が高い場合と低い場合で、第２音呈示以降の事象関連電位に差があらわれていることも分かる。具体的には、太線で示される、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬよりも大きい場合に、主観ＵＣＬが９５ｄＢＨＬ以下の場合と比べてＮ１－Ｐ２振幅が大きかった。これは、第２音目以降の事象関連電位の差を指標に、ＵＣＬを推定できる可能性があることを示唆している。なお、Ｎ１－Ｐ２振幅とは、Ｎ１成分の陰性の振幅とＰ２成分の陽性の振幅の差の絶対値を表している。

　図７は、主観ＵＣＬ値の大小とＮ１－Ｐ２振幅との関係を示している。図７には、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬよりも大きい場合と、９５ｄＢＨＬ以下の場合における、第１音から第３音に対する周波数ごとのＮ１－Ｐ２振幅が示されている。Ｎ１－Ｐ２振幅は、Ｎ１振幅とＰ２振幅の差の絶対値として求められている。Ｎ１振幅は第１音から第３音のそれぞれの聴覚刺激呈示後９０ｍｓから１１０ｍｓにおける区間平均電位とした。Ｐ２振幅は、同様に聴覚刺激呈示後１９０ｍｓから２１０ｍｓにおける区間平均電位とした。主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬよりも大きい場合の第１音から第３音に対するＮ１－Ｐ２振幅はそれぞれ、１０００Ｈｚにおいて４．２４μＶ、２．５１μＶ、１．４５μＶ、２０００Ｈｚにおいて２．９９μＶ、１．４５μＶ、１．００μＶ、４０００Ｈｚにおいて２．２８μＶ、１．４０μＶ、０．７８μＶであった。

　また、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬ以下の場合の第１音から第３音に対するＮ１－Ｐ２振幅はそれぞれ、１０００Ｈｚにおいて、４．２４μＶ、１．９５μＶ、０．９９μＶ、２０００Ｈｚにおいて２．９５μＶ、１．１１μＶ、０．８８μＶ、４０００Ｈｚにおいて１．８４μＶ、１．３３μＶ、０．６３μＶであった。いずれの周波数においても、第２音・第３音に対するＮ１－Ｐ２振幅は、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬよりも大きい場合に、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬ以下の場合と比べて大きかった。これは、音圧変化に対する事象関連電位は、主観ＵＣＬ値の違いによって少なくともＮ１－Ｐ２振幅が異なることを示している。

　次に、本願発明者らは、主観ＵＣＬ値とウェーブレット特徴量との関係を調べた。そして、その特徴量変化を用いた不快音圧推定の精度を明らかにするために、判別分析を実施した。

　図８は、条件ごと、主観ＵＣＬ値ごとの第１音から第３音に対するウェーブレット特徴量を示す。図８には、結果の一例として、２０１ｍｓから２５０ｍｓの時間帯のウェーブレット特徴量を示した。なお、上記時間帯は、聴覚刺激を呈示する度にその呈示時刻から起算された時区間を示している。第１音（８０ｄＢＨＬ）に対するウェーブレット特徴量の差は小さいが、第２音（７５ｄＢＨＬ）および第３音（７０ｄＢＨＬ）に対するウェーブレット特徴量は、主観ＵＣＬ値によって異なっていることが分かる。具体的には、第２音・第３音に対するウェーブレット特徴量は、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬよりも大きい場合に、主観ＵＣＬ値が９５ｄＢＨＬ以下の場合と比べて大きかった。これは、音圧変化に対する事象関連電位は、主観ＵＣＬ値の違いによってウェーブレット特徴量が異なることを示している。

　事象関連電位の特徴量変化を用いた不快音圧推定の精度を調べるために、本願発明者らは判別分析を実施した。判別分析の手法として、線形判別を用いた。線形判別は、音圧ごとの事象関連電位のウェーブレット特徴量を、上記主観報告実験で得られた左右耳ごと、周波数ごとの主観ＵＣＬ値で教師づけして実施した。ＵＣＬ推定に適した特徴量を探索するために、特徴量を単独あるいは組合せて、主観ＵＣＬ値との誤差をそれぞれの特徴量組合せ数ごとに比較した。

　以下、線形判別で用いるデータおよび、実施した線形判別を説明する。図９は、不快音圧推定で用いたデータの例を示した。図９中の主観ＵＣＬ値は、主観報告実験により測定した、参加者ごと、左右耳ごと、周波数ごとのＵＣＬ値である。図９中の第１音から第３音の列は、聴覚刺激群の第１音から第３音に対する事象関連電位の、聴覚刺激呈示後２０１ｍｓから２５０ｍｓのウェーブレット特徴量である。これら聴覚刺激群ごとの特徴量を、主観ＵＣＬ値で教師づけして、線形判別を実施した。

　本願発明者らは、参加者ごとの聴覚刺激群に対する事象関連電位の特徴量である線形判別対象データに対して、他者の事象関連電位の特徴量から作成した教師データを用いて線形判別を実施した。また本願発明者らは、他者の事象関連電位の特徴量から、条件ごと、左右耳ごと、周波数ごとに教師データを作成した。

　たとえば、線形判別対象データを参加者０１の右耳１０００Ｈｚとした場合、教師データは参加者０１以外の参加者のデータの右耳１０００Ｈｚの主観ＵＣＬ値と事象関連電位の特徴量から作成した。特徴量として、上述のウェーブレット特徴量（時間幅５０ｍｓ）を用いた。不快音圧推定の可能性を探索するために、特徴量を複数組合せて用いる場合には、線形判別対象データと教師データのいずれにおいても、特徴量を列方向に追加した。たとえば１５１ｍｓから２００ｍｓのウェーブレット特徴量と２０１ｍｓから２５０ｍｓのウェーブレット特徴量を組合せる場合には、１列目から３列目を前者の第１音から第３音に対する特徴量、４列目から６列目を後者の第１音から第３音に対する特徴量とした。主観ＵＣＬ値と、不快音圧推定結果の差の絶対値を推定誤差とし、すべての参加者の左右および全周波数の推定誤差を平均した、平均推定誤差を用いて推定精度を測定した。

　図１０は、線形判別結果の例として、特徴量組合せ数が５の場合の、主観ＵＣＬ値と線形判別による不快音圧推定結果の分布を条件ごとに示す。分析は条件ごと、左右耳ごと、周波数ごとに実施したが、図１０では左右耳ごと、周波数ごとに得られた結果をまとめて示した。図１０中のスケールに示したように、横軸は主観ＵＣＬ値で単位はｄＢＨＬ、縦軸は不快音圧推定値で単位はｄＢＨＬである。主観ＵＣＬ値に対する、不快音圧推定結果を○印で格子点上に示した。推定結果の度数分布を○印の大きさで示した。平均推定誤差は、５．２ｄＢであった。この結果から、ある程度ばらつきはあるが主観ＵＣＬ値と相関のある不快音圧を推定できていることが分かる。

　なお、ウェーブレット特徴量に限らず、Ｐ１－Ｎ１振幅やＮ１－Ｐ２振幅の情報に基づいて判別分析を実施してもよい。

　なお、教師データは、左右耳および周波数によらず作成してもよい。

　本願明細書においては、事象関連電位の成分を定義するためにある時点から起算した所定時間経過後の時刻を、たとえば「潜時約１００ｍｓ」と表現している。これは、１００ｍｓという特定の時刻を中心とした範囲を包含し得ることを意味している。「事象関連電位（ＥＲＰ）マニュアル－Ｐ３００を中心に」（加我君孝ほか編集、篠原出版新社、１９９５）の３０頁に記載の表１によると、一般的に、事象関連電位の波形には、個人ごとに３０ｍｓから５０ｍｓの差異（ずれ）が生じる。したがって、「約Ｘｍｓ」や「Ｘｍｓ付近」という語は、Ｘｍｓを中心として３０から５０ｍｓの幅がその前後（例えば、１００ｍｓ±３０ｍｓ、２００ｍｓ±５０ｍｓ）に存在し得ることを意味している。

　以上、本願発明者らが実施した主観報告実験および脳波計測実験により、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧の範囲において、同一周波数の純音を単調下降の音圧変化で３回連発呈示した場合に、第１音から第３音までのそれぞれの聴覚刺激に対する脳波のウェーブレット係数に関する特徴量を用いて不快音圧を推定可能であることが明らかとなった。

　（適切と考えられる映像サイズ特定実験）
　本願発明者らは、上述の聴覚事象関連電位計測中の覚醒度変動の課題に鑑み、（１）映像の同時呈示による聴覚事象関連電位計測中の覚醒度変動抑制の確認、（２）聴覚事象関連電位計測中に呈示する適切と考えられる映像サイズの特定、を目的に聴覚事象関連電位計測実験を実施した。その結果、（１）映像の同時呈示によりユーザの覚醒度変動が抑制されることを確認し、（２）適切と考えられる映像サイズは映像の対角の視角が２度より大きく１４度より小さいことを特定した。以下で詳細に説明する。

　なお、眼電ノイズの影響を低減する一般的な方法に、眼電をモニタリングするための電極を眼球周辺に設け、その電極において計測された眼電に１以下の伝達係数をかけて、頭部で計測した脳波から減算する方法がある。しかしながら、眼球周辺に電極を装着する必要がありユーザにとってわずらわしいという問題がある。そこで、本明細書では、眼電モニタ用の電極を設けない聴覚事象関連電位計測を前提条件とする。

　また、眼電ノイズの周波数は約１０Ｈｚ程度であるため、測定対象の脳波信号の周波数が大きく異なる場合には、周波数フィルタリングによってその影響を低減することが可能である。しかしながら、聴覚事象関連電位は約１０Ｈｚ程度であり眼電ノイズの周波数と近いことから、周波数フィルタリングにより眼電ノイズを低減することは困難である。

　２－１．　実験概要
　上記目的（１）を調べるために、画面に固視点を呈示しながら聴覚刺激を呈示する条件（映像なし条件）と、映像を呈示しながら聴覚刺激を呈示する条件（映像あり条件）で、聴覚事象関連電位を計測した。また、映像あり条件では、上記目的（２）を調べるために、対角の視角が２度から１８度の映像を呈示した（計５種類）。それぞれ、映像２度条件、映像６度条件、映像１０度条件、映像１４度条件、映像１８度条件と呼ぶ。条件ごとの計測の後で、覚醒度と目の疲れに関する主観報告をさせた。また別途、主観報告により周波数ごとの不快音圧（主観ＵＣＬ値と呼ぶ）を測定した。そして、それぞれの条件で計測した聴覚事象関連電位を線形判別して推定した不快音圧（推定不快音圧と呼ぶ）と、主観ＵＣＬ値の誤差に基づいて、聴覚事象関連電位計測条件の評価を実施した。

　２－２．　方法
　実験参加者は正常な聴力を有する社会人５名（３２～４７歳）であった。

　図１１は、実施した聴覚事象関連電位計測実験の画面呈示の条件を示す。固視点および映像は、参加者の目前１ｍに設置したディスプレイに呈示した。映像なし条件の固視点は、視角が０．５度のマウスポインタ（矢印）とした。映像あり条件の映像は、条件名に含まれる数字の視角の映像を呈示した。条件ごとの実験順序は、参加者間でカウンタバランスした。映像なし条件では固視点を、映像ありの５条件では映像を、それぞれ見続けるように教示した。

　聴覚刺激は、条件によらず同じであった（１－２－２で述べた脳波計測実験と同じ；図４）。聴覚刺激として、３つの周波数（１０００Ｈｚ、２０００Ｈｚ、４０００Ｈｚ）それぞれについて、３つの音圧（８０、７５、７０ｄＢＨＬ）の純音（立ち上がり－下がり３ｍｓ）を用意した。そして、同一周波数の純音を８０ｄＢＨＬ、７５ｄＢＨＬ、７０ｄＢＨＬの順に３００ｍｓの間隔で３連発呈示した。同一周波数の純音の３連発呈示を聴覚刺激群と呼ぶ。聴覚刺激群は、片耳ずつ呈示した。左右耳ごと、周波数ごとの聴覚刺激群をそれぞれ２５回繰り返した（聴覚刺激群としては計１５０回）。聴覚刺激群間の間隔は、４５０±５０ｍｓとした。同じ聴覚刺激群の連続呈示による聴覚誘発電位の慣れ（ｈａｂｉｔｕａｔｉｏｎ）を低減するために、聴覚刺激群の周波数および呈示耳は、次の制約で決定した。直前の聴覚刺激群とは異なる周波数とする。聴覚刺激群を呈示する耳は左右でランダムとする。ただし、左右の耳への刺激のランダム性を確保するために、左右どちらかの耳への聴覚刺激群を４回以上連続させない。

　脳波は頭皮上のＣ３、Ｃｚ、Ｃ４（国際１０－２０法）から、右マストイドを基準に記録した。「マストイド」とは、耳の裏の付け根の下部の頭蓋骨の乳様突起である。図５（ａ）は、国際１０－２０法（１０－２０　Ｓｙｓｔｅｍ）の電極位置を示す。図５（ｂ）は本実験で電極を装着した電極配置を示す。図５（ｂ）の丸付き数字１、２および３は、電極位置のＣ３、ＣｚおよびＣ４をそれぞれ示す。

　脳波計のサンプリング周波数は１０００Ｈｚ、時定数は０．５秒とし、３０Ｈｚのアナログローパスフィルタをかけた。計測した脳波データの全時間帯について、オフラインで５－２０Ｈｚのディジタルバンドパスフィルタをかけた。その後で、左右耳ごと、周波数ごと、音圧ごとの聴覚刺激に対する事象関連電位として、それぞれの聴覚刺激を起点に、－１００ｍｓから４００ｍｓの波形をそれぞれ切り出した。ここで、「－１００ｍｓ」とは、聴覚刺激を呈示した時刻より１００ミリ秒前の時点をいう。

　事象関連電位の波形およびウェーブレット係数は、条件ごとに、個人ごと、左右耳ごと、周波数ごとの第１音から第３音までの聴覚刺激群ごとに加算平均した。それぞれ加算平均波形、加算平均ウェーブレット係数と呼ぶ。いずれかの電極において絶対値で５０μＶ以上の振幅を含む試行は、眼球運動や瞬目によるノイズの影響を含むことが想定されるため、総加算平均および加算平均から除外した。そして不快音圧の指標となりうる事象関連電位の特徴量として、加算平均ウェーブレット係数の５Ｈｚから１２．５Ｈｚの周波数幅かつ、５０ｍｓごとの時間幅の平均値（以下では、ウェーブレット特徴量とよぶ）を求めた。

　聴覚事象関連電位計測後の覚醒度と目の疲れを調べるために、条件ごとの聴覚事象関連電位計測実験の後でそれぞれについて７段階の主観報告をさせた。覚醒度については、「非常に眠たい」を１、「全く眠たくない」を７として、目の疲れについては、「非常に疲れている」を１、「全く疲れていないを７」として、そのときの状態を数字で回答させた。なお、目の疲れを調べる意図は、映像の視聴に起因する負担が目にかかっているかどうかを把握するためである。映像の視聴は、聴覚刺激の測定には本来必要ではない。本願発明者らは、映像の視聴に起因する負担をできるだけ減らしたいと考え、目の疲れも調べることとした。

　さらに、主観ＵＣＬ値の測定も実施した。主観ＵＣＬ値は、従来研究（君付　隆他、「聴力に異常のない聴覚過敏患者における内耳機能検査の特徴」、２００９年）と同様に、オージオメーターを用いて断続音を上昇法で呈示し、うるさすぎて耐えられない音圧を報告させて測定した。聴覚事象関連電位計測実験で呈示する３周波数（１０００、２０００、４０００Ｈｚ）それぞれについて、片耳ずつ両耳の測定を実施した。音圧の予測をさせないために、実験開始の音圧は、６０、６５、７０ｄＢＨＬからランダムに決定した。断続音の音圧は５ｄＢずつ上昇させた。うるさすぎて耐えられない音圧は、挙手によって報告させた。参加者の挙手直後に音呈示をやめ、その音圧を主観ＵＣＬ値として記録した。

　２－３．　結果
　２－３－１．　主観報告（覚醒度・目の疲れ）
　図１２（ａ）および（ｂ）は、各条件の脳波計測の後で実施した、覚醒度に関する主観報告の結果を示す。棒グラフで表された各数値は覚醒度に関する主観報告の平均値である。図１２中の縦軸は覚醒度を表す。上述のように、「非常に眠たい」が１に対応し、「全く眠たくない」が７に対応している。

　図１２（ａ）は、映像なし条件と映像あり条件の比較結果を示す。映像なし条件に比べて、映像あり条件で覚醒度が高いことが分かる。よって、映像呈示により、聴覚事象関連電位計測中の覚醒度低下を低減できるといえる。図１２（ｂ）は、映像あり条件における、映像呈示のサイズごとの覚醒度の平均値を示す。映像サイズが２度から１０度までは映像サイズの増大に伴い、覚醒度が高くなっていることが分かる。これは、従来研究の結果と一部は一致している（Ｒｅｅｖｅｓ，Ｂ．　ａｎｄ　Ｎａｓｓ，Ｃ．（１９９６）．Ｔｈｅ　Ｍｅｄｉａ　Ｅｑｕａｔｉｏｎ：Ｈｏｗ　ｐｅｏｐｌｅ　ｔｒｅａｔ　ｃｏｍｐｕｔｅｒｓ，ｔｅｌｅｖｉｓｉｏｎ　ａｎｄ　ｎｅｗｍｅｄｉａ　ｌｉｋｅ　ｒｅａｌ　ｐｅｏｐｌｅ　ａｎｄ　ｐｌａｃｅｓ．）。

　しかしながら、映像サイズが１０度よりも大きい場合にも覚醒度は向上していない。このことから、映像呈示による覚醒度低下の抑制効果は、映像サイズが１０度よりも大きい場合には差がないといえる。

　図１３は、目の疲れに関する主観報告の平均値を示す。図１３中の縦軸は覚醒度で、上述のように、「非常に疲れている」が１、「全く疲れていない」が７である。図１３（ａ）は、映像なし条件と映像あり条件の比較である。映像なし条件に比べて、映像あり条件で目の疲れが小さいことが分かる。よって、聴覚事象関連電位計測中に固視点を見続けた場合に比べて、映像を見ているほうが、目が疲れにくいといえる。眼球運動を抑制して固視点を見続ける行為は日常生活には多くはないと考えられるため、眼球運動そのものの量は小さくても目が疲れやすいと考えられる。図１３（ｂ）は、映像あり条件における、映像呈示のサイズごとの目の疲れの平均値である。映像２度条件のみ他の条件と異なり、目の疲れが大きいことが分かる。これは、映像２度条件では呈示した映像のサイズが小さすぎたため、固視点を見続ける行為に近い状況になったためと考えられる。

　２－３－２．　脳波
　図１４は、本願発明者らが実施した実験における、映像呈示のサイズごとの推定誤差を示す。より具体的には、図１４は、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧の聴覚刺激に対する聴覚事象関連電位を線形判別して推定した参加者ごと、周波数ごとの不快音圧と、主観ＵＣＬ値との平均誤差を、条件ごとに示している。図１４の縦軸は、推定誤差の平均値である。映像なし条件の推定誤差の平均値は、５．６ｄＢであった。映像２度条件から映像１８度条件の推定誤差の平均値は、それぞれ５．８ｄＢ、３．６ｄＢ、４．４ｄＢ、５．８ｄＢ、６．１ｄＢであった。映像６度条件と、映像１０度条件において、推定誤差の平均値が映像なし条件よりも小さいことがわかる。よって、聴覚事象関連電位計測中に呈示する映像のサイズは、視角２度よりも大きく、視角１４度よりも小さい場合が適切と考えられる。

　この理由を以下で考察する。映像２度条件後の主観報告では、覚醒度が低く、目の疲れが高かった。このことから、映像２度条件で推定誤差が増大した一つの要因として、覚醒度低下が挙げられる。また、映像サイズが１４度以上の場合の推定誤差が増大した要因は、聴覚事象関連電位への眼電ノイズの混入であると考えられる。脳波に混入する眼電ノイズは、映像サイズが大きくなるに伴って、眼球運動の距離が長くなることから、ほぼ線形に増大するからである。

　いずれにしても、本願発明者らが実施した上述の実験により、聴覚刺激と同時に視角２度より大きく、１４度より小さいサイズの映像を呈示することで、より精度の高い聴覚事象関連電位計測が実現できる。

　以下、本開示にかかる例示的な実施形態として、聴覚事象関連電位計測システムを説明する。

　＜聴覚事象関連電位計測システムの概説＞
　本実施形態による聴覚事象関連電位計測システムは、聴覚事象関連電位計測中に適切と考えられるサイズの映像を呈示し、ユーザの覚醒度変動および映像観取によるノイズの混入が少ない、高精度な聴覚事象関連電位計測を実現する。

　本実施形態においては、探査電極を中心部（Ｃｚ）に設け、基準電極を右マストイドに設けて、探査電極と基準電極の電位差である脳波を計測している。なお、事象関連電位の特徴成分のレベルや極性は、脳波計測用の電極を装着する部位や、基準電極および探査電極の設定位置に応じて変わる可能性がある。しかしながら、以下の説明に基づけば、当業者は、そのときの基準電極および探査電極に応じて適切な改変を行って事象関連電位の特徴を抽出し、聴覚事象関連電位の測定を行うことが可能である。そのような改変例は、本開示の範疇である。

　＜利用環境＞
　図１５は、聴覚事象関連電位計測システム１の構成および利用環境を示す。この聴覚事象関連電位計測システム１（以下、「計測システム１」と記述する。）は、後述する実施形態１のシステム構成（図１７）に対応させて例示している。

　計測システム１は、ユーザ５の聴覚事象関連電位を高精度に計測する。ユーザ５の脳波信号は、ユーザ５が頭部に装着した生体信号計測部５０によって取得され、無線または有線で聴覚事象関連電位計測装置１０（以下「計測装置１０」と記述する。）に送られる。

　聴覚刺激出力部６１と映像出力部７１は、計測装置１０から無線または有線で、それぞれ聴覚刺激と映像の情報を受け、ユーザ５にそれぞれ聴覚刺激と映像を呈示する。距離計測部８１は、ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離を測定し、有線または無線で計測装置１０に測定結果を送る。図１５に示す計測システム１は、生体信号計測部５０および聴覚刺激出力部６１を同じ筐体内に備える。しかしこれは一例である。生体信号計測部５０および聴覚刺激出力部６１はそれぞれ別の筐体に設けられてもよい。

　生体信号計測部５０は、ユーザの生体信号を計測する計測器である。本開示においては、生体信号計測部５０の一例は脳波計である。生体信号計測部５０は、少なくとも２つの電極Ａおよび電極Ｂと接続されている。例えば、電極Ａはユーザ５のマストイドに貼り付けられ、電極Ｂはユーザ５の頭皮上の中心部（いわゆるＣｚ）に貼り付けられている。生体信号計測部５０は、電極Ａと電極Ｂとの電位差に対応するユーザ５の脳波を計測し、脳波信号を出力する。

　聴覚刺激出力部６１は、たとえばユーザ５に聴覚刺激を出力するヘッドフォン、スピーカである。

　映像出力部７１は、たとえばユーザ５に映像を呈示するモニタである。

　距離計測部８１は、所定のタイミングにおいてユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離を測定する距離計である。ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離が測定できれば、手法は問わない。たとえば超音波やミリ波の反射波を用いてもよい。

　計測装置１０は、距離計測部８１から受けたユーザ５と映像出力部７１の距離に応じて、映像の適切なサイズを計算し、そのサイズでたとえば映画やＴＶ番組の映像をユーザ５に呈示しながら、聴覚刺激を呈示し、聴覚事象関連電位を計測する。

　図１６は、本実施形態による計測装置１０のハードウェア構成を示す。計測装置１０は、ＣＰＵ３０と、メモリ３１と、オーディオコントローラ３２と、グラフィックコントローラ３３を備えている。ＣＰＵ３０と、メモリ３１と、オーディオコントローラ３２、グラフィックコントローラ３３とは、互いにバス３４で接続されており、相互にデータの授受が可能である。

　ＣＰＵ３０は、メモリ３１に格納されているコンピュータプログラム３５を実行する。コンピュータプログラム３５には、後述するフローチャートに示される処理手順が記述されている。計測装置１０は、このコンピュータプログラム３５にしたがって、聴覚刺激の生成、映像の再生、映像の輝度変化検出、除外試行の判定等の、計測システム１の全体を制御する処理を行う。この処理は後に詳述する。

　オーディオコントローラ３２は、ＣＰＵ３０の命令に従って、それぞれ、呈示すべき聴覚刺激を指定されたタイミングで、指定された音圧および持続時間で聴覚刺激出力部６１を介して出力する。

　グラフィックコントローラ３３は、ＣＰＵ３０の命令に従って、映像出力部７１を介して映像を出力する。

　なお、計測装置１０は、１つの半導体回路にコンピュータプログラムを組み込んだＤＳＰ等のハードウェアとして実現されてもよい。そのようなＤＳＰは、１つの集積回路で上述のＣＰＵ３０、メモリ３１、オーディオコントローラ３２、グラフィックコントローラ３３の機能を全て実現することが可能である。

　上述のコンピュータプログラム３５は、ＣＤ－ＲＯＭ等の記録媒体に記録されて製品とし、市場に流通され、または、インターネット等の電気通信回線を通じて伝送され得る。

　図１６に示すハードウェアを備えた機器（たとえばＰＣ）は、当該コンピュータプログラム３５を読み込むことにより、本実施形態による計測装置１０として機能し得る。

　＜計測システム１の構成＞
　図１７は、本実施形態による計測システム１の機能ブロックの構成を示す。計測システム１は、生体信号計測部５０と、聴覚刺激出力部６１と、映像出力部７１と、距離計測部８１と、計測装置１０とを有している。計測システム１の各構成要素は、有線又は無線で接続されている。ユーザ５のブロックは説明の便宜のために示されている。

　図１７は、計測装置１０の詳細な機能ブロックも示している。計測装置１０は、脳波処理部５５と、聴覚刺激生成部６０と、映像再生処理部７０と、映像サイズ決定部７５と、聴覚事象関連電位算出部１００とを備えている。

　計測装置１０の各機能ブロックは、それぞれ、図１６に関連して説明したプログラムが実行されることによって、ＣＰＵ３０、メモリ３１、オーディオコントローラ３２、グラフィックコントローラ３３によって全体としてその時々で実現される機能に対応している。

　以下、計測システム１の各構成要素を説明する。

　＜聴覚刺激生成部６０＞
　聴覚刺激生成部６０は、ユーザ５に呈示する聴覚刺激の情報を決定する。聴覚刺激の情報は、ユーザ５の右耳か左耳のどちらに呈示するのか、及び、呈示する聴覚刺激の周波数、音圧を含む。呈示する聴覚刺激の音圧は、たとえば一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも小さい音圧の範囲で決定する。聴覚刺激の周波数および左右耳は、たとえば次の制約に基づいてランダムに決定してもよい。
　　・直前の聴覚刺激と同じ周波数は選択しない。
　　・左右耳はランダムな順序で選択する。

　ただし、左右どちらか一方の耳への聴覚刺激の呈示を４回以上連続させない。こうすることで、同一耳、周波数の聴覚刺激の連続呈示による脳波の慣れ（ｈａｂｉｔｕａｔｉｏｎ）の影響が低減され、高精度な聴覚事象関連電位計測が実現できる。

　聴覚刺激生成部６０は、決定した聴覚刺激を音声信号として生成し、所定の刺激間間隔をあけて聴覚刺激出力部６１に送る。聴覚刺激は、たとえば立ち上がり、立下り３ｍｓのトーンバースト音としてもよい。聴覚刺激の持続時間は、聴覚事象関連電位が安定して惹起されるよう、たとえば２５ｍｓ以上に設定する。所定の刺激間間隔は、聴覚刺激の持続時間以上で２秒以下の時間に設定する。たとえば、５００ｍｓとしてもよいし、１秒としてもよい。

　聴覚刺激生成部６０は、聴覚刺激出力部６１に聴覚刺激の情報を送ったタイミングで、脳波処理部５５にトリガを出力する。このトリガは、脳波処理部５５において聴覚刺激に対する事象関連電位を切り出す際に利用される。加えて、聴覚刺激生成部６０は、聴覚刺激出力部６１に聴覚刺激の情報を送ったタイミングで、聴覚刺激を呈示したタイミング、左右耳、聴覚刺激の周波数および音圧の情報を脳波処理部５５に送る。

　なお、聴覚刺激生成部６０は入力部で構成されても良い。ユーザ５又はユーザ５の聴力検査者が入力部により入力した情報を、聴覚刺激の情報としても良い。すなわち、本計測システム１では、聴覚刺激を内部で生成するのではなく、外部から受け取ることも可能である。

　＜聴覚刺激出力部６１＞
　聴覚刺激出力部６１は、聴覚刺激生成部６０と有線または無線で接続されている。聴覚刺激出力部６１は、聴覚刺激生成部６０で生成された聴覚刺激データを再生し、ユーザ５に呈示する。聴覚刺激出力部６１は、ユーザ５への聴覚刺激の呈示をトリガとして当該聴覚刺激を呈示した時刻の情報を、脳波処理部５５に送っても良い。

　＜生体信号計測部５０＞
　生体信号計測部５０は、ユーザ５の生体信号を計測する。生体信号計測部５０は、生体信号として、探査電極と基準電極の電位差に相当する脳波信号を計測する。脳波信号に対して、適切な遮断周波数の周波数フィルタリングを行っても良い。生体信号計測部５０は、計測した脳波信号又はフィルタリングした脳波信号を脳波処理部５５に送る。以下、計測した脳波信号又はフィルタリングした脳波信号を、脳波データとも表記する。

　周波数フィルタとしてバンドパスフィルタを用いる場合は、たとえば５Ｈｚから１５Ｈｚまでを通過させるように遮断周波数を設定してもよい。ユーザ５は、あらかじめ脳波計を装着しているものとする。脳波計測用の探査電極は、たとえば中心部のＣｚに装着される。

　＜脳波処理部５５＞
　脳波処理部５５は、生体信号計測部５０から受けた脳波データから、聴覚刺激生成部６０又は聴覚刺激出力部６１から受けたトリガを起点に、所定区間の事象関連電位を取得する。例えば、脳波処理部５５は、聴覚刺激呈示前１００ｍｓから聴覚刺激呈示後４００ｍｓの区間の事象関連電位を切り出す。

　切り出す区間は、対象とする聴覚事象関連電位の成分を含む区間であればよい。例えば、聴覚刺激の時刻から５０ｍｓ以上１５０ｍｓ以下の区間に現れる陽性成分（Ｐ１成分）を例に考える。切り出す区間は、上述のように、聴覚刺激呈示前１００ｍｓから聴覚刺激呈示後４００ｍｓの区間でも良いし、聴覚刺激の時刻から５０ｍｓ以上１５０ｍｓ以下の区間でも良い。脳波処理部５５は、切り出された事象関連電位を聴覚事象関連電位算出部１００に送る。

　なお、「切り出された事象関連電位」とは、計測された脳波信号の所定区間から現に抽出された脳波データのみを意味しない。現に抽出されていなくても、必要な電位が抽出可能な状態になっている脳波データも含まれる。たとえば、脳波信号と、その脳波信号の当該所定区間を特定する区間情報とが存在していれば、必要な事象関連電位がいつでも抽出可能である。脳波処理部５５は、これらを取得すれば、「切り出された事象関連電位」を取得することができると言える。

　＜距離計測部８１＞
　距離計測部８１は、所定のタイミングにおいてユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離を測定する距離計である。ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離が測定できれば、手法は問わない。たとえば、超音波やミリ波の反射波を用いてもよい。そして、測定した結果を映像サイズ決定部７５に送る。

　好ましくは、距離計測部８１は、ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１との角度を計測する。例えば、ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１が出力する映像の中心を結んだ線分と、映像出力部７１の画面に対して垂直な線分との角度である。距離計測部８１は、測定した角度を映像サイズ決定部７５に送る。

　＜映像サイズ決定部７５＞
　映像サイズ決定部７５は、距離計測部８１から受けたユーザ５と映像出力部７１との距離に基づいて、上述の式１を用いてユーザに呈示する映像のサイズを視角２度より大きく視角１４度より小さい範囲で決定する。好もしくは、映像サイズ決定部７５は、視角６度以上視角１０度以下の映像のサイズに決定する。

　たとえば、ユーザ５と映像出力部７１の距離が１ｍの場合には、映像の対角長が３．５ｃｍよりも大きく、２４．９ｃｍよりも小さい範囲で決定する。そして、映像再生処理部７０に決定した映像のサイズを送る。

　また、ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１との角度の情報と、ユーザ５と映像出力部７１との距離に基づいて、映像サイズを視角２度より大きく視角１４度より小さい範囲で決定しても良い。この場合、ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１との角度の情報に基づいて、初期位置を調整した上で、式１に基づいて、映像サイズを決定する。

　＜映像再生処理部７０＞
　映像再生処理部７０は、たとえば図示されないハードディスクラドイブ内に、ユーザに呈示される映像（コンテンツ）のデータを予め保持している。映像再生処理部７０は、映像サイズ決定部７５から受けた映像サイズで、映像を再生する。つまり、映像再生処理部７０は、映像コンテンツの出力を制御する。

　映像のコンテンツとは、少なくとも一部が異なる複数の画像が、時系列で連続している情報である。たとえば、映画やＴＶ映像のドラマやスポーツ中継とする。ユーザ５の覚醒度の変動を抑制するために、ユーザ５の興味度合いに合わせてユーザ５がコンテンツを選択できるようにしてもよい。

　なお、本実施形態においては、映像のコンテンツは、音声の情報を含まないとする。映像コンテンツ自体に音声情報が含まれていてもよいが、その場合には、映像再生処理部７０が音声をスピーカから出力しないように制御すること等によって、映像のコンテンツに含まれる音声情報の出力を禁止すればよい。

　＜映像出力部７１＞
　映像出力部７１は、映像再生処理部７０と有線または無線でつながり、映像再生処理部７０で再生処理された映像を出力する。映像は、聴覚事象関連電位計測中、常に再生するものとする。

　＜聴覚事象関連電位算出部１００＞
　聴覚事象関連電位算出部１００（以下、「算出部１００」と記述する。）は、聴覚刺激生成部６０から受けた聴覚刺激の情報に基づいて、脳波処理部５５から受けた事象関連電位を加算平均する。加算平均は、たとえば左右耳ごと、周波数ごと、音圧ごとに実施する。

　なお、事象関連電位は非常に小さい電位（例えば、数μＶ）であるため、計測した事象関連電位を加算平均して用いることが一般的である。しかし、事象関連電位を精度良く取得できる場合には、１音に対する事象関連電位でも構わない。この場合には、算出部１００を省略することができる。

　＜計測システム１の処理＞
　次に、図１８を参照しながら図１７の計測システム１において行われる処理手順を説明する。図１８は、計測システム１において行われる処理の手順を示すフローチャートである。

　ステップＳ１０１において、距離計測部８１は、ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離を測定する距離計である。ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離が測定できれば、手法は問わない。たとえば超音波やミリ波の反射波を用いてもよい。そして、測定した結果を映像サイズ決定部７５に送る。

　ステップＳ１０２において、映像サイズ決定部７５は、距離計測部８１から受けたユーザ５と映像出力部７１との距離に基づいて、上述の式１を用いてユーザに呈示する映像のサイズを視角２度より大きく視角１４度より小さい範囲で決定する。たとえば、ユーザ５と映像出力部７１の距離が１ｍの場合には、映像の対角長が３．５ｃｍよりも大きく、２４．９ｃｍよりも小さい範囲で決定する。そして、映像再生処理部７０に決定した映像のサイズを送る。

　ステップＳ１０３において、生体信号計測部５０は、生体信号としてユーザ５の脳波を計測する。そして、脳波データに対して適切な遮断周波数の周波数フィルタリングを行い、連続脳波データを脳波処理部に送る。

　ステップＳ１０４において、映像再生処理部７０は、映像サイズ決定部７５で決定されたサイズで、映像再生処理部７０内にあらかじめ保持した映像コンテンツを再生し、映像出力部７１を介してユーザ５に呈示する。映像コンテンツとは、たとえば映画やＴＶ映像のドラマやスポーツ中継とする。ユーザ５の覚醒度の変動を抑制するために、ユーザ５の興味度合いに合わせてユーザ５がコンテンツを選択できるようにしてもよい。なお、映像コンテンツは、音を含まないように呈示されるとする。

　ステップＳ１０５において、聴覚刺激生成部６０は、ユーザ５に呈示する聴覚刺激の情報を決定する。聴覚刺激の情報は、ユーザ５の右耳か左耳のどちらに呈示するのか、及び、呈示する聴覚刺激の周波数、音圧を含む。聴覚刺激の音圧は一般的にＵＣＬと評価されるよりも低い音圧範囲で決定する。そして、聴覚刺激生成部６０は、決定した聴覚刺激を生成し、所定の刺激間間隔をあけて聴覚刺激出力部６１に送る。また、聴覚刺激生成部６０は、聴覚刺激出力部６１に聴覚刺激の情報を送ったタイミングで、脳波処理部５５にトリガを出力する。加えて、聴覚刺激生成部６０は、聴覚刺激出力部６１に聴覚刺激の情報を送ったタイミングで、聴覚刺激を呈示したタイミング、左右耳、聴覚刺激の周波数および音圧の情報を脳波処理部５５に送る。

　ステップＳ１０６において、聴覚刺激出力部６１は、聴覚刺激生成部６０で生成された聴覚刺激データを再生し、ユーザ５に呈示する。

　ステップＳ１０７において、脳波処理部５５は、生体信号計測部５０から受けた脳波データから、聴覚刺激生成部６０から受けたトリガを起点に、所定区間（たとえば聴覚刺激呈示前１００ｍｓから聴覚刺激呈示後４００ｍｓの区間）の事象関連電位を切り出す。そして、その事象関連電位を算出部１００に送る。また、脳波処理部５５は、聴覚刺激生成部６０から受けた聴覚刺激の左右、周波数、音圧の情報を算出部１００に送る。

　ステップＳ１０８は、ステップＳ１０５からステップＳ１０７の聴覚刺激呈示および事象関連電位抽出をあらかじめ設定した所定の回数だけ実施したかによる分岐である。たとえば、左右それぞれの耳について、５つの周波数のそれぞれ３つの音圧に対して、３０回の繰り返し回数とした場合、所定回数とは９００回（２×５×３×３０）である。ステップＳ１０８でＹｅｓの場合にはステップＳ１０９へ進み、Ｎｏの場合にはステップＳ１０５へ戻って聴覚刺激の呈示および事象関連電位の抽出を繰り返す。

　ステップＳ１０９において、算出部１００は、脳波処理部５５から受けた聴覚刺激の情報に基づいて、同じく脳波処理部５５から受けた事象関連電位の加算平均を実行する。なお、本開示において、ステップＳ１０９は必須ではない。映像の呈示を含む、ステップＳ１０１からＳ１０８までの処理により、ユーザ５は比較的覚醒度が高い状態で聴覚刺激を受けているため、聴覚刺激によって誘発された聴覚事象関連電位の精度が高いと言えるからである。ステップＳ１０９の処理は、さらに精度を高めるために設けられていることに留意されたい。

　本実施形態の計測システム１によれば、聴覚事象関連電位計測中にユーザとディスプレイの距離に応じて、対角の視角が２度より大きく１４度より小さいサイズで映像を呈示し、ユーザの覚醒度変動および映像観取により混入する眼電のノイズの影響が少ない高精度な聴覚事象関連電位計測が実現できる。

　なお、本明細書では、映像サイズ決定部７５は呈示した映像の対角長をＳとして、式１に基づいて視角を算出した。つまり、映像サイズ決定部７５は、映像の表示領域全体を視線移動が起こりうる範囲（領域）として捉え、映像のサイズを決定していた。しかしながらこれは一例である。映像において視線移動が起こりうる範囲（領域）があらかじめ特定できる場合には、その領域の対角長をＳとしてもよい。

　たとえば図２０（ａ）および（ｂ）はそれぞれ、対角長が定義され得る領域を破線で示している。図２０（ａ）に示されるように、コンテンツの主領域２０１ａの対角長をＳとしてもよいし、図２０（ｂ）に示されるように、字幕表示領域２０１ｂの対角長をＳとしてもよい。なお、コンテンツの主領域や、字幕表示領域の対角長は、あらかじめデータベースに保持しておいてもよいし、リアルタイムに算出してもよい。このとき映像サイズ決定部７５は、映像自体のサイズを決定する必要はなく、そのような対角長Ｓを決定するための領域のサイズを決定すればよい。図２１は、サイズが変更される主領域２０１ａを模式的に示す。たとえば図２１に示したように、映像サイズ決定部７５は、コンテンツの主領域が映像全体の一部の範囲を占めるよう、主領域のサイズを変更してもよい。その際、主領域以外の領域はグレーアウトされてもよい。

　なお、映像サイズを一定とし、対角の視角が２度より大きく、１４度よりも小さくなるように、ユーザ５の眼球位置と映像出力部７１の距離があらかじめ設定した値となるように、ユーザ５または映像出力部７１の位置を調整してもよい。この場合には、距離計測部８１及び映像サイズ決定部７５を省略することができる。

　なお、所定の間隔で距離計測を実施し、聴覚事象関連電位中に映像サイズを再度決定してもよい。その場合、映像全体のサイズを動的に変えてもよいし、たとえば図２１に示したように主領域以外の領域をグレーアウトする場合には、映像全体のサイズは変更せずに、矢印で示すようにグレーアウトする領域の大きさを変えてもよい。

　なお、対角の視角が２度より大きく１４度より小さい範囲において、映像のサイズは再生する映像のジャンルに応じて決定してもよい。たとえば眼球運動が頻繁に発生することが予想されるスポーツ中継では対角の視角が２度より大きく８度より小さいと設定し、眼球運動の頻度が低いことが予想されるドラマでは対角の視角が８度以上で１４度より小さいと設定してもよい。

　なお、本実施形態においては、聴覚事象関連電位計測の結果の蓄積をしていないが、結果蓄積用のデータベースを新たに設け、結果を蓄積してもよい。

　なお、本実施形態においては、呈示する映像は映像再生処理部７０にあらかじめ保持しているとした。しかし、聴覚事象関連電位計測時にリアルタイムで放送されているＴＶ映像を呈示してもよい。その場合も同様に輝度変化検出部７６において、ＴＶ映像の輝度変化を検出すればよい。

　なお、ユーザ５のＵＣＬを測定する場合には、ユーザ５のＰ１成分を取得する。Ｐ１成分が所定の閾値以上に大きい場合には、ユーザ５は、呈示された音（聴覚刺激）の音圧がうるさいと感じていることを意味する。周波数等ごとに、ユーザ５がうるさいと感じている音圧を計測し、その計測した情報に基づいて、補聴器を調整することができる。

　なお、計測装置１０は、少なくとも映像再生処理部７０及び脳波処理部５５とを備える。

　上述の実施形態では、適切と考えられる映像サイズは映像の対角の視角が２度より大きく１４度より小さい範囲であるとした。この範囲は、あくまで本願発明者が実験によって得られた事象関連電位の波形に基づいて求めた範囲である。この範囲は、本願発明者が行った実験の条件とは相違する条件下、たとえば呈示する映像の種類、実験参加者の当日の体調の相違、視力の相違によって変動し得ると考えられる。２度以下の値（たとえば１．５度）が下限となることも考えられるし、１４度以上の値（たとえば１４．５度）が上限となることも考えられる。聴覚事象関連電位計測システムが利用される条件下で、利用者の覚醒度が維持され得るかどうかを基準として、この範囲を変動させてもよい。本願明細書における「２度より大きく１４度より小さい範囲」という記載は、そのような変動を排除するものではなく、そのような変動を含むよう解釈される。

　本開示の聴覚事象関連電位計測装置および聴覚事象関連電位計測装置が組み込まれた聴覚事象関連電位計測システムによれば、聴覚刺激と並列に適切と考えられるサイズの映像を呈示することで、ユーザの覚醒度低下および映像観取によって混入するノイズの影響を抑制し、高精度な聴覚事象関連電位の計測が実現される。高精度な聴覚事象関連電位の計測結果は、ユーザの客観的な聞こえ評価において利用可能である。

　１　聴覚事象関連電位計測システム（計測システム）
　５　ユーザ
　１０　聴覚事象関連電位計測装置（計測装置）
　５０　生体信号計測部
　５５　脳波処理部
　６０　聴覚刺激生成部
　６１　聴覚刺激出力部
　７０　映像再生処理部
　７１　映像出力部
　７５　映像サイズ決定部
　７６　輝度変化検出部
　８１　距離計測部
　１００　聴覚事象関連電位算出部

Claims

　ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するサイズ決定部と、
　前記ユーザに、前記サイズ決定部で決定された大きさの領域を含む映像を呈示する映像出力部と、
　前記ユーザに前記映像が呈示されている期間中に前記ユーザに聴覚刺激を呈示する聴覚刺激出力部と、
　前記ユーザの脳波信号を計測する生体信号計測部と、
　前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得する脳波処理部と
　を備えた、聴覚事象関連電位計測システム。
　前記脳波処理部が取得した事象関連電位を加算平均する算出部をさらに備えた、請求項１に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記ユーザの眼球位置から前記映像出力部までの距離を計測する距離計測部をさらに備え、
　前記サイズ決定部は、前記距離に基づいて前記映像中の領域のサイズを決定する、請求項１に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記距離計測部は所定のタイミングで前記距離を計測し、
　前記サイズ決定部は、計測された前記距離に基づいて前記事象関連電位計測中に前記映像中の領域のサイズを変更する、請求項３に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記ユーザに呈示する前記映像のコンテンツを少なくとも１種類保持し、保持した映像のコンテンツの再生処理を行う映像再生処理部をさらに備えた、請求項４に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記映像のコンテンツは、音声の情報を含まない、請求項５に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記映像のコンテンツに音声の情報が含まれている場合には、前記映像出力部は前記音声の出力を禁止する、請求項５に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記映像再生処理部は複数種類の映像のコンテンツを保持しており、
　前記映像再生処理部は、前記複数種類の映像のコンテンツのうちから前記ユーザが選択した映像のコンテンツの再生処理を行う、請求項６に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記聴覚刺激を前記ユーザの左右の耳のいずれかに呈示するか、および前記聴覚刺激の周波数および音圧を決定し、決定した特性を有する聴覚刺激を生成する聴覚刺激生成部をさらに備えた、請求項１に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記サイズ決定部は、ユーザに呈示される映像全体の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、前記映像のサイズを決定する、請求項１に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　前記サイズ決定部は、ユーザに呈示される映像中の部分領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、前記映像の部分領域のサイズを決定する、請求項１に記載の聴覚事象関連電位計測システム。
　ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するステップと、
　前記ユーザに、サイズを決定する前記ステップで決定された大きさの領域を含む映像を呈示するステップと、
　前記ユーザに前記映像が呈示されている期間中に前記ユーザに聴覚刺激を呈示するステップと、
　前記ユーザの脳波信号を計測するステップと、
　前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得するステップと
　を包含する、聴覚事象関連電位計測方法。
　聴覚事象関連電位計測システムの聴覚事象関連電位計測装置に設けられたコンピュータによって実行されるコンピュータプログラムであって、
　前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに対し、
　ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するステップと、
　前記ユーザに、サイズを決定する前記ステップで決定された大きさの領域を含む映像を呈示するステップと、
　前記ユーザに前記映像が呈示されている期間中に前記ユーザに聴覚刺激を呈示するステップと、
　前記ユーザの脳波信号を取得するステップと、
　前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得するステップと
　を実行させる、コンピュータプログラム。
　ユーザに呈示される映像中の領域の対角の視角が２度よりも大きく１４度よりも小さい範囲を有するように、映像中の領域のサイズを決定するサイズ決定部と、
　前記生体信号計測部が計測した脳波信号から事象関連電位を取得する脳波処理部と
　を備え、
　映像出力部により、前記サイズ決定部によって決定された大きさの領域を含む映像を前記ユーザに呈示している期間中に、前記聴覚刺激出力部が前記ユーザに聴覚刺激を呈示した場合、前記脳波処理部は、前記聴覚刺激が呈示された時刻を起点として、前記脳波信号から事象関連電位を取得する、聴覚事象関連電位計測装置。