JP7368797B2 - 計測装置およびシステム - Google Patents

Description

本発明は、計測装置およびシステムに関する。

従来から、脳磁計（Magnetoencephalograpy，ＭＥＧ）、脳波（Electroencephalography，ＥＥＧ）、近赤外分光法（near-infrared spectroscopy，ＮＩＲＳ）などの脳機能計測装置を用いた脳機能イメージング法においては、計測された信号が脳のどの部位から発せられた信号であるかを調べる脳機能マッピングが盛んに行われている。

脳機能マッピングのためには、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置などで取得した脳形態データ（例えば、ＭＲＩ画像）と、脳機能計測装置のセンサで取得した脳機能情報との相対的な位置合わせが必須である。

特許文献１においては、脳活動信号の計測前に、計測対象である被計測者の頭部表面に数個の参照点を設置し、それらの位置情報から脳形態データと脳機能計測装置のセンサとの位置合わせを行う技術が開示されている。

しかしながら、従来技術によれば、頭部表面の位置情報を用いて脳機能情報と脳形態データとを結びつけるため、参照点が計測中にずれてしまった場合などにおいて脳機能マッピングの精度が低下してしまうという問題があった。

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、脳機能マッピングの位置精度を向上させることを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明は、刺激装置に対して、左右の聴覚野の位置と視覚野の位置との少なくとも３点の参照点が定義された脳形態データの参照点に応じて脳活動が誘発されるような複数の刺激を生成させる指示を行う刺激指示部と、計測対象である被計測者の脳活動信号を計測するセンサから出力されるセンサ出力信号に基づいて前記複数の刺激による脳活動発現部位を推定する推定部と、を備え、前記参照点の位置と前記推定部により推定された前記脳活動発現部位とを用いて、前記脳形態データと前記脳活動信号に基づく脳の機能に関する脳機能情報との相対的な位置合わせをすることを特徴とする。

本発明によれば、頭部表面の位置情報ではなく、被計測者の脳実質内の位置情報を用いて脳機能情報と脳形態データを結び付けるため、脳機能マッピングの位置精度を著しく向上させることができる、という効果を奏する。

図１は、実施の形態にかかる生体機能計測解析システムのシステム構成の一例を示す図である。 図２は、生体機能計測解析装置のハードウェア構成の一例を示す図である。 図３は、生体機能計測解析装置の機能を説明する図である。 図４－１は、参照点決定処理の流れの一例を概略的に示すフローチャートである。 図４－２は、参照点決定処理の流れの一例を概略的に示すフローチャートである。 図４－３は、参照点決定処理の流れの一例を概略的に示すフローチャートである。 図４－４は、参照点決定処理の流れの一例を概略的に示すフローチャートである。 図４－５は、参照点決定処理の流れの一例を概略的に示すフローチャートである。 図５は、可聴音刺激の波形の一例を示す図である。 図６は、可視光刺激の波形の一例を示す図である。 図７は、電気刺激の波形の一例を示す図である。 図８は、光刺激および音刺激による脳活動発現部位の例を示す図である。 図９は、光刺激および自発運動刺激による脳活動発現部位の例を示す図である。 図１０は、光刺激および電気刺激による脳活動発現部位の例を示す図である。 図１１は、脳活動部位のダイポール推定手法の一例を示す図である。

以下に添付図面を参照して、計測装置およびシステムの実施の形態を詳細に説明する。

図１は、実施の形態にかかる生体機能計測解析システム１００のシステム構成の一例を示す図である。

本実施の形態の生体機能計測解析システム１００は、計測装置である生体機能計測解析装置２００と、刺激装置３００と、脳機能計測装置を構成する磁気センサ４００と、生体画像計測装置５００と、を有する。

生体機能計測解析システム１００では、刺激装置３００により、被計測者Ｐに対して刺激を与え、脳の神経活動を誘発させ、磁気センサ４００によって、神経活動から発生される磁場を検出する。磁気センサ４００は、検出結果を生体機能計測解析装置２００へ出力する。磁気センサ４００から生体機能計測解析装置２００に対して出力される信号を、センサ出力信号と呼ぶ。

生体画像計測装置５００は、計測対象である被計測者のＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）画像を撮像するＭＲＩ装置である。

生体機能計測解析装置２００は、磁気センサ４００からセンサ出力信号を取得し、取得した信号を解析した結果を、脳の機能（生体機能）に関する情報（脳機能情報）として出力する。

以下に、生体機能計測解析装置２００について、さらに説明する。図２は、生体機能計測解析装置２００のハードウェア構成の一例を示す図である。

生体機能計測解析装置２００は、それぞれバスＢで相互に接続されている入力装置２１、出力装置２２、ドライブ装置２３、補助記憶装置２４、メモリ装置２５、演算処理装置２６及びインターフェース装置２７を含む情報処理装置である。

入力装置２１は、各種の情報の入力を行うための装置であり、例えばキーボードやポインティングデバイス等により実現される。出力装置２２は、各種の情報の出力を行うためものであり、例えばディスプレイ等により実現される。インターフェース装置２７は、ＬＡＮカード等を含み、ネットワークに接続する為に用いられる。

生体機能計測解析プログラムは、生体機能計測解析装置２００を制御する各種プログラムの少なくとも一部である。生体機能計測解析プログラムは例えば記憶媒体２８の配布やネットワークからのダウンロード等によって提供される。生体機能計測解析プログラムを記録した記憶媒体２８は、ＣＤ－ＲＯＭ、フレキシブルディスク、光磁気ディスク等の様に情報を光学的、電気的或いは磁気的に記録する記憶媒体、ＲＯＭ、フラッシュメモリ等の様に情報を電気的に記録する半導体メモリ等、様々なタイプの記憶媒体を用いることができる。

また、生体機能計測解析プログラムは、生体機能計測解析プログラムを記録した記憶媒体２８がドライブ装置２３にセットされると、記憶媒体２８からドライブ装置２３を介して補助記憶装置２４にインストールされる。ネットワークからダウンロードされた生体機能計測解析プログラムは、インターフェース装置２７を介して補助記憶装置２４にインストールされる。

補助記憶装置２４は、インストールされた生体機能計測解析プログラムを格納すると共に、必要なファイル、データ等を格納する。メモリ装置２５は、生体機能計測解析装置２００の起動時に補助記憶装置２４から生体機能計測解析プログラムを読み出して格納する。そして、演算処理装置２６はメモリ装置２５に格納された生体機能計測解析プログラムに従って、後述するような各種処理を実現している。

尚、刺激装置３００は、生体機能計測解析装置２００によって制御される。具体的には、刺激装置３００は、生体機能計測解析装置２００の制御に応じて、被計測者Ｐに与える刺激を生成して出力する。また、刺激装置３００は、生体機能計測解析装置２００の制御に応じて、被計測者Ｐから発せられる磁場等の信号をモニタする。

刺激装置３００は、例えば、ベルトに設けられた電極等であっても良い。この場合には、刺激装置３００は、例えば、被計測者Ｐの腕等に装着され、電気信号あるいは機械的信号が電気刺激や自発運動刺激として被計測者Ｐに与えられることになる。

また、刺激装置３００は、例えば、表示装置や音声出力装置等であっても良い。この場合には、刺激装置３００は、例えば、刺激装置３００に表示された映像等を視覚刺激（光刺激）として被計測者Ｐに与え、刺激装置３００から出力される音声等を聴覚刺激（音刺激）として被計測者Ｐに与えることになる。

また、生体機能計測解析システム１００では、被計測者Ｐの脳の神経活動から発せられる信号を磁気センサ４００により検出するものとしたが、これに限定されない。生体機能計測解析システム１００では、脳の神経活動から発せられる信号を検出するためのセンサを有していれば良く、且つ、被計測者Ｐの生体機能を正確に計測するため、低侵襲であるか、さらに好ましくは非侵襲であると良い。このようなセンサの例として磁気センサ以外に、脳波計測センサ（電位センサ）、光トポグラフィ（近赤外光センサ）などがある。

また、本実施の形態の磁気センサ４００は、これらセンサを複数種類含んでいても構わない。ただし、その場合、１つのセンサの動作が他のセンサによる計測に影響を与えないことが必要である。とくに、センサの１つとして磁気センサを用いる場合、生体と磁気センサが非接触であっても生体から発せられる信号を取得できるという特徴があるため、センサの装着状態が計測結果に影響を与えない。したがって、磁気センサ４００は、本発明の実施例として好適である。

次に、図３を参照して、本実施の形態の生体機能計測解析装置２００の機能について説明する。図３は、生体機能計測解析装置２００の機能を説明する図である。

生体機能計測解析装置２００は、参照点決定部２１０と、計測解析処理部２２０と、を有する。

参照点決定部２１０と、計測解析処理部２２０とは、演算処理装置２６が、補助記憶装置２４やメモリ装置２５等に格納された生体機能計測解析プログラムを読み出して実行することで実現される。

計測解析処理部２２０は、刺激装置３００に刺激を生成させ、この刺激と対応して磁気センサ４００により検出されるセンサ出力信号の解析を行い、計測結果として出力する。センサ出力信号の解析には、信号波形の加算平均、加算平均波形を含む信号波形の解析、周波数フィルタを適用した信号波形の解析、信号源となる電流ダイポールの向きを含む脳磁場の解析、複数の信号源の間の関係性に関する解析が含まれ、これらの解析により抽出された脳活動信号に基づいて脳機能を計測する。計測目的とする脳機能とは、例えば、聴覚、視覚、体性感覚、嗅覚、味覚等の感覚機能、言語機能、注意機能などである。

計測解析処理部２２０は、入力受付部２２１、刺激指示部２２３、センサ出力取得部２２４、解析部２２５、結果出力部２２６を有する。

入力受付部２２１は、生体機能計測解析装置２００に対する各種の情報の入力を受け付ける。具体的には、入力受付部２２１は、例えば、生体機能計測解析システム１００において計測される脳の機能（生体機能）の解析を開始する操作を受け付ける。

刺激指示部２２３は、入力受付部２２１において、脳の機能の解析を開始する操作が受け付けられると、刺激装置３００に対して刺激を生成させるための指示を行う。

センサ出力取得部２２４は、磁気センサ４００から出力されるセンサ出力信号を取得する。具体的に、センサ出力取得部２２４は、磁気センサ４００の出力端子等と接続されており、出力端子等から接続されるセンサ出力信号を取得する。

解析部２２５は、センサ出力信号の解析を行う。

結果出力部２２６は、解析部２２５による解析結果を、脳の機能の計測結果として出力する。

生体機能計測解析装置２００においては、生体画像計測装置５００で取得した脳形態データ（ＭＲＩ画像）と、脳機能計測装置を構成する磁気センサ４００で取得した脳機能情報との相対的な位置合わせが必須である。

そこで、参照点決定部２１０は、磁気センサ４００による脳機能情報の計測に先立って、あるいは計測の後に、刺激装置３００を制御して、刺激を被計測者Ｐに与え、脳実質内に設定された少なくとも３つの参照点（Fiducial Point：ＦＰ）における脳活動を誘発する。誘発された脳活動に基づく脳活動信号から、参照点を特定する。一方、生体画像計測装置５００は、ＭＲＩ画像上で計測者Ｐが参照点（Fiducial Point：ＦＰ）の座標を指定する。つまり、ＦＰの位置をそれぞれの座標系で得ることができる。したがって、本発明によれば、脳実質内に設定された参照点を用いて位置合わせを行うため、脳機能情報の計測における位置精度を高めることができる。

参照点決定部２１０は、入力受付部２１１、刺激指示部２１３、センサ出力取得部２１４、推定部２１６を有する。

入力受付部２１１は、例えば、生体機能計測解析システム１００において計測される脳の参照点の位置を決める処理を開始する操作を受け付ける。

刺激指示部２１３は、入力受付部２１１において脳の参照点の位置を決める処理を開始する操作が受け付けられると、刺激装置３００に対して刺激を生成させるための指示を行う。

センサ出力取得部２１４は、磁気センサ４００から出力されるセンサ出力信号を取得する。具体的に、センサ出力取得部２１４は、磁気センサ４００の出力端子等と接続されており、出力端子等から接続されるセンサ出力信号を取得する。

推定部２１６は、センサ出力取得部２１４で取得したセンサ出力信号に基づいて参照点となる脳実質内の部位を推定して出力する。なお、刺激指示部２１３は、同一の刺激を複数回提示するようにしてもよい。その場合、推定部２１６は、それらのデータの加算平均を取ることで刺激と無関係なセンサ信号（ノイズと称す）を低減し、刺激に反応した脳活動信号のみを取り出すことができる。

次に、参照点を決定する参照点決定処理について例を挙げて説明する。

ここで、図４は、参照点決定処理の流れの一例を概略的に示すフローチャートである。

図４に示すように、刺激指示部２１３は、まず、聴覚刺激（音刺激）を行う（ステップＳ１）。次いで、センサ出力取得部２１４は、磁気センサ４００から出力されるセンサ出力信号を取得する（ステップＳ２）。そして、推定部２１６は、センサ出力取得部２１４で取得したセンサ出力信号に基づき、被計測者の左右の聴覚野の位置を推定する（ステップＳ３）。

ここで、聴覚刺激（音刺激）は、サイン波、パルス波、ホワイトノイズなどの波形を持ち、背景雑音と明確に分離でき、不快感を与えない音量を最大音量とする可聴周波数帯域に収まるものとする。

図５は、可聴音刺激の波形の一例を示す図である。図５（ａ）および図５（ｂ）に示す波形によれば、音刺激は、刺激の立ち上がり時間および立ち下り時間が１００ミリ秒以下の可聴音である。

次に、刺激指示部２１３は、視覚刺激（光刺激）を行う（ステップＳ４）。次いで、センサ出力取得部２１４は、磁気センサ４００から出力されるセンサ出力信号を取得する（ステップＳ５）。そして、推定部２１６は、センサ出力取得部２１４で取得したセンサ出力信号に基づき、被計測者の視覚野の位置を推定する（ステップＳ６）。

ここで、視覚刺激（光刺激）は、可視光の範囲であれば色は問わず、視角１度以上の視野を覆うフラッシュ刺激として与える。また、視覚刺激（光刺激）は、図形パターンを反転させるものを連続して与えることもできる。

図６は、可視光刺激の波形の一例を示す図である。図６に示す波形によれば、光刺激は、刺激の立ち上がり時間および立ち下り時間が１００ミリ秒以下の可視光である。

なお、本実施の形態における参照点決定処理としては、各種の変形例が考えられる。図４－２に示すように、ステップＳ２により取得されたデータを記憶装置に保存し、被計測者の左右の聴覚野の位置の推定（ステップＳ３）を被計測者の視覚野の位置の推定（ステップＳ６）と並行して実行してもよい。また、図４－３に示すように、聴覚刺激による位置推定（ステップＳ１～Ｓ３）と視覚刺激による位置推定（ステップＳ４～Ｓ５）との実行順序を入れ替えてもよい。また、図４－４および図４－５に示すように、刺激指示部２１３は、聴覚刺激（音刺激）と視覚刺激（光刺激）とを同時に与えるようにしてもよい。これにより、処理の簡素化を図ることができる。図４－４では、被計測者の左右の聴覚野の位置の推定（ステップＳ３）と被計測者の視覚野の位置の推定（ステップＳ６）とを並行して実行している。一方、図４－５では、ステップＳ３において、被計測者の左右の聴覚野の位置の推定に加えて、被計測者の視覚野の位置の推定も行っている。

なお、本実施の形態においては、刺激指示部２１３は、聴覚刺激（音刺激）と視覚刺激（光刺激）とを行うようにしたが、これに限るものではなく、電気刺激等を与えるものであってもよい。電気刺激は、神経を直接刺激するものであり、体性感覚野での脳活動を誘発する。電気刺激は、サイン波、パルス波、ホワイトノイズなどの波形を持ち、電流は１００ｍＡまでとする。

図７は、電気刺激の波形の一例を示す図である。図７に示す波形によれば、電気刺激は、刺激の立ち上がり時間および立ち下り時間が２０ミリ秒以下の電気刺激である。

また、聴覚刺激（音刺激）と視覚刺激（光刺激）、電気刺激以外に、自発運動刺激を用いることができる。この場合、刺激指示部２１３は、被験者に被験者自身の手を握る等の運動を行うように指示する内容の音声あるいは映像を提示する。被験者自身の運動が被験者の脳内の運動野での脳活動を誘発するため、運動野を推定することができる。

同一刺激を複数回提示して加算平均をとる場合、ノイズに対して刺激に反応した脳活動信号が大きくなるような刺激を用いると、加算回数を減らし、短い時間に精度の高い位置合わせを行うことができるため望ましい。このような刺激として、例えば、被計測者の自発運動を刺激とし、運動野での脳活動信号を用いることができる。

また、刺激指示部２１３は、刺激提示から脳活動信号発生までの時間（潜時）が短い刺激を用いると、一定時間内に実行可能な計測数を増やし、単位時間あたりの加算回数を増やすことができ、精度の高い位置合わせを行うことができる。このような刺激として、例えば、電気刺激を刺激とし、体性感覚野での脳活動信号を用いることができる。

刺激指示部２１３による複数の刺激は、その刺激による脳活動発現部位が相互に離れた領域に位置するのが望ましい。それら脳活動発現部位を参照点としたときの位置合わせの精度が向上するためである。

特に、少なくとも１つの刺激は、その刺激による脳活動発現部位が脳の左半球に現れ、これと同じもしくは別の少なくとも１つの刺激は、その刺激による脳活動発現部位が脳の右半球に現れると、脳の左右両半球にまたがる領域を用いて位置合わせを行うことができる。

本実施の形態の刺激指示部２１３においては、両耳に聴覚刺激（音刺激）を与えれば、左右の聴覚野での脳活動信号を推定に用いることができるため好ましい。

また、本実施の形態のように刺激の１つが視覚刺激（光刺激）である場合、脳の後端に位置する視覚野が脳活動発現部位となり、音刺激（聴覚野）、自発運動刺激（運動野）、電気刺激（体性感覚野）などの他の刺激と組み合わせると参照点が相互に離れた位置になるため刺激の１つを視覚刺激（光刺激）とすることは好ましい。

図８は、光刺激および音刺激による脳活動発現部位の例を示す図である。図８の例では、推定部２１６は、音刺激による脳活動発現部位である２点（図８中のＸ）と、光刺激による脳活動発現部位である１点（図８中のＹ）とを推定し、参照点とする。

図９は、光刺激および自発運動刺激による脳活動発現部位の例を示す図である。図９の例では、推定部２１６は、自発運動刺激による脳活動発現部位である２点（図９中のＸ）と、光刺激による脳活動発現部位である１点（図９中のＹ）とを推定し、参照点とする。

図１０は、光刺激および電気刺激による脳活動発現部位の例を示す図である。図１０の例では、推定部２１６は、電気刺激による脳活動発現部位である２点（図１０中のＸ）と、光刺激による脳活動発現部位である１点（図１０中のＹ）とを推定し、参照点とする。

また、本実施の形態のように、聴覚刺激（音刺激）と視覚刺激（光刺激）とを組み合わせることで、脳の左・右・後の膨大部を捉えることができるため、位置合わせ精度を高めることができる。

なお、自発運動刺激と視覚刺激（光刺激）とを組み合わせた場合には、聴覚刺激（音刺激）より少ない加算回数で位置合わせを行うことができる。

また、電気刺激と視覚刺激（光刺激）とを組み合わせた場合には、聴覚刺激（音刺激）より短い施行時間で位置合わせを行うことができる。

以上により、本実施の形態の参照点決定部２１０は、左右の聴覚野の位置と、視覚野の位置とを参照点とし、これら３点を脳形態データ（ＭＲＩ画像）と対応付ける。

ここで、計測解析処理部２２０の解析部２２５における脳活動部位の推定手法について簡単に説明する。脳活動部位の推定手法としては、例えばダイポール推定法や空間フィルタ法が挙げられる。本実施の形態の計測解析処理部２２０の解析部２２５は、磁気センサ４００における一部のセンサを用いてダイポール推定法により、脳活動部位の推定を行う。

ここで、図１１は脳活動部位のダイポール推定手法の一例を示す図である。図１１に示すように、この例では、被計測者に可聴音を与え、聴覚野（ヘッシェル回）における脳活動を誘発する場合において、磁気センサ４００における一部のセンサを用いてダイポール推定法により、脳活動部位の推定を行う。

可聴音の刺激では、被計測者の左右の脳半球の両側のヘッシェル回で脳活動が誘発されることが知られている。この場合、図１１（ａ）に示すように、まず、磁気センサ４００における左半球側に位置する一部のセンサを用いて単一ダイポール推定を行う。その後、続けて、図１１（ｂ）に示すように、磁気センサ４００における右半球側に位置する一部のセンサを用いて、単一ダイポール推定を行う。これにより、両側のヘッシェル回での脳活動に対応する２個のダイポール位置を推定することができる。

このような手続きをとることで、例えば、２個のダイポール位置を、左右脳半球のセンサをすべて用いて同時に推定する場合（図１１（ｃ）参照）より精度高い位置推定が可能となる。この例では、９５％以上のＧＯＦを得ることができる。このように、左右の脳半球のそれぞれに脳活動発現部位が存在するような刺激を与えた場合、磁気センサ４００における一部のセンサを用いたダイポール推定法により、脳活動部位の推定を行うことで、精度良く脳活動発現部位の位置を特定することができる。

また、空間フィルタ法を用いて複数の脳部位の活動が同時に誘発された場合の信号源推定を行うこともできる。例えば、聴覚刺激（音刺激）と視覚刺激（光刺激）を与えた場合、左右の聴覚野と視覚野の３部位での脳活動が誘発される。このような場合、空間フィルタ法を用いることで精度良くそれぞれの脳活動部位を推定することが可能である。この場合の参照点決定処理の流れは、図４－５に示したフローチャートのようになる。

このように本実施の形態によれば、生体画像計測装置５００で取得する脳形態データ（例えば、ＭＲＩ画像）における少なくとも３点を特定できる刺激を被計測者に与え、得られた３つ以上の信号源の座標を脳形態データに適合させることで、脳機能計測装置を構成する磁気センサ４００で脳機能情報を計測中の脳の位置を決定する。これにより、頭部表面の位置情報ではなく、被計測者の脳実質内の位置情報を用いて脳機能情報と脳形態データを結び付けるため、脳機能マッピングの位置精度を著しく向上させることができる。

本発明における脳形態データは被験者本人のＭＲＩ画像でなくても良い。たとえば、他人の脳形態データ、あるいは、標準脳の脳形態データに設定された参照点が、参照点決定部２１０により決定された参照点と合致するように標準脳の脳形態データをアフィン変換したものを用いてもよい。

１００ システム
２００ 脳機能計測装置
３００ 刺激装置
２１３ 刺激指示部
２１６ 推定部
４００ センサ

特許第５９６７６０５号公報

Claims (14)

1. 刺激装置に対して、左右の聴覚野の位置と視覚野の位置との少なくとも３点の参照点が定義された脳形態データの参照点に応じて脳活動が誘発されるような複数の刺激を生成させる指示を行う刺激指示部と、
   計測対象である被計測者の脳活動信号を計測するセンサから出力されるセンサ出力信号に基づいて前記複数の刺激による脳活動発現部位を推定する推定部と、
   を備え、
   前記参照点の位置と前記推定部により推定された前記脳活動発現部位とを用いて、前記脳形態データと前記脳活動信号に基づく脳の機能に関する脳機能情報との相対的な位置合わせをすることを特徴とする計測装置。
2. 前記刺激指示部は、前記複数の刺激に音刺激を含む、
   ことを特徴とする請求項１に記載の計測装置。
3. 前記音刺激は、刺激の立ち上がり時間および立ち下り時間が１００ミリ秒以下の可聴音である、
   ことを特徴とする請求項２に記載の計測装置。
4. 前記推定部は、前記センサにおける一部のセンサを用いたダイポール法により、左右両半球における脳活動発現部位の推定を行う、
   ことを特徴する請求項２または３に記載の計測装置。
5. 前記刺激指示部は、前記複数の刺激に自発運動刺激を含む、
   ことを特徴とする請求項１に記載の計測装置。
6. 前記刺激指示部は、前記複数の刺激に電気刺激を含む、
   ことを特徴とする請求項１に記載の計測装置。
7. 前記電気刺激は、刺激の立ち上がり時間および立ち下り時間が２０ミリ秒以下の電気刺激である、
   こと特徴とする請求項６に記載の計測装置。
8. 前記刺激指示部は、前記複数の刺激に光刺激を含む、
   ことを特徴とする、請求項２ないし７の何れか一項に記載の計測装置。
9. 前記光刺激は、刺激の立ち上がり時間および立ち下り時間が１００ミリ秒以下の可視光である、
   こと特徴とする請求項８に記載の計測装置。
10. 前記刺激指示部は、前記複数の刺激として音刺激と光刺激とを含み、前記複数の刺激を生成させるための指示を同時に与える、
    ことを特徴とする請求項１に記載の計測装置。
11. 前記推定部は、空間フィルタ法により脳活動発現部位の推定を行う、
    ことを特徴する請求項１０に記載の計測装置。
12. 複数の刺激を生成して出力する刺激装置と、
    計測対象である被計測者の脳活動信号を計測するセンサと、
    請求項１ないし１１の何れか一項に記載の計測装置と、
    を備えることを特徴とするシステム。
13. 前記推定部により決定された少なくとも３点の脳活動発現部位を参照点とし、脳形態データと対応付ける、
    ことを特徴とする請求項１２に記載のシステム。
14. 前記脳形態データは、標準脳に基づく
    ことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。

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