"被験者に刺激を呈示して脳機能を計測する脳機能計測装置であって、前記被験者に、前記刺激として複数の刺激を呈示する刺激呈示手段と、前記複数の刺激に反応する前記被験者の脳機能活動を計測する脳機能計測手段と、前記刺激呈示手段及び前記脳機能計測手段を含む前記脳機能計測装置全体の制御を司る制御手段と、を備え、前記刺激呈示手段は、単独で呈示されても認知的に意味を有さず、合成されて合成刺激として同時に呈示された際に意味を有するように調整された前記複数の刺激を、前記制御手段の制御によって所定の周期で前記合成刺激として呈示することが可能に構成され、前記所定の周期で合成された合成刺激を、前記脳機能計測手段により計測することによって、前記合成刺激に反応する高次の脳機能活動を、低次の脳機能活動から分離して測定することを特徴とする脳機能計測装置。前記単独で呈示されても認知的に意味を有さない刺激が、相異なる周波数で変調される2つの認知的に意味を有さない刺激で構成され、前記合成刺激が、前記相異なる周波数で変調される2つの刺激の差分周波数で構成されていることを特徴とする脳機能計測装置。前記被験者に呈示する刺激が、視覚刺激、聴覚刺激、触覚刺激、嗅覚刺激、味覚刺激のいずれか一つ、若しくはこれらの刺激の組み合わせであることを特徴とする請求項1または請求項2に記載の脳機能計測装置。前記脳機能計測装置は、機能的磁気共鳴画像装置、脳磁計、脳波測定装置、赤外分光脳機能測定装置、ポジトロン断層法装置のいずれか一つ、若しくはそれらの組み合わせによって構成されていることを特徴とする請求項1から3のいずれか1項に記載の脳機能測定装置。被験者に刺激を呈示して脳機能を計測する脳機能計測方法であって、相異なる周波数成分による認知的な意味を持たない複数の刺激から、差分周波数を有する認知的な意味を持つ合成刺激を、所定の周期で生成する工程と、前記所定の周期で生成された合成刺激を計測することによって、前記合成刺激に反応する高次の脳機能活動を、低次の脳機能活動から分離して測定する工程と、を有することを特徴とする脳機能計測方法。しかしながら、上記した従来のものにおいては、次のような課題を有している。上記従来技術ではfMRIを用いた脳機能測定に限られるが、ISIを制御して刺激の呈示タイミングを変えているため、呈示する刺激の制御が複雑になる。また、周期的刺激に対して反応する大脳の測定対象領域から、得たい時間タイミングの画像は、ISIを一度増減させる間に2回のみ得られる。しかし、fMRI信号は微弱であるためにS/N比の良い画像を得るためには、複数回撮像し、得られた画像を平均化する等の画像処理を施す必要がある。しかも、得たいタイミングが複数の場合、複数回前述の処理を必要な数だけサンプリングしなければならず、撮像時間やデータ量が増える可能性がある。本発明は、上記課題に鑑み、被験者に刺激を呈示して脳機能を検出する際に、簡単な構成により、刺激によって誘発される高次の脳機能活動を、低次の脳機能活動から分離して測定することが可能となる脳機能計測装置および脳機能計測方法の提供を目的とする。本発明の脳機能計測装置は、被験者に刺激を呈示して脳機能を計測する脳機能計測装置であって、前記被験者に、前記刺激として複数の刺激を呈示する刺激呈示手段と、前記複数の刺激に反応する前記被験者の脳機能活動を計測する脳機能計測手段と、前記刺激呈示手段及び前記脳機能計測手段を含む前記脳機能計測装置全体の制御を司る制御手段と、を備え、前記刺激呈示手段は、単独で呈示されても認知的に意味を有さず合成されて合成刺激として同時に呈示された際に意味を有するように調整された前記複数の刺激を、前記制御手段の制御によって所定の周期で前記合成刺激として呈示することが可能に構成され、前記所定の周期で合成された合成刺激を、前記脳機能計測手段により計測することによって、前記合成刺激に反応する高次の脳機能活動を、低次の脳機能活動から分離して測定することを特徴とする。また、本発明の脳機能計測方法は、被験者に刺激を呈示して脳機能を計測する脳機能計測方法であって、相異なる周波数成分による認知的な意味を持たない複数の刺激から、差分周波数を有する認知的な意味を持つ合成刺激を、所定の周期で生成する工程と、前記所定の周期で生成された合成刺激を計測することによって、前記合成刺激に反応する高次の脳機能活動を、低次の脳機能活動から分離して測定する工程と、を有することを特徴とする。本発明によれば、被験者に刺激を呈示して脳機能を検出する際に、簡単な構成により、刺激によって誘発される高次の脳機能活動を、低次の脳機能活動から分離して測定することが可能となる脳機能計測装置および脳機能計測方法を実現することができる。本発明の実施形態では、本発明を適用することにより、被験者に刺激を呈示して脳機能を計測する脳機能計測装置および脳機能計測方法をつぎのように構成することができる。すなわち、本発明の実施形態においては、被験者に呈示する刺激として、複数の刺激を呈示する刺激呈示手段を備える。また、前記複数の刺激に反応する前記被験者の脳機能活動を計測する脳機能計測手段と、前記刺激呈示手段及び前記脳機能計測手段を含む前記脳機能計測装置全体の制御を司る制御手段とを備える。そして、相異なる周波数成分による認知的な意味を持たない複数の刺激から、差分周波数を有する認知的な意味を持つ合成刺激を所定の周期で生成してこれを計測し、この合成刺激に反応する高次の脳機能活動を、低次の脳機能活動から分離して測定するように構成される。すなわち、相異なる周波数からなる複数の刺激を合成した際に、高次の認知的な意味を有する情報を重畳し、その情報が異なる周波数間の差分周波数ビート周波数で変調して検出するように構成される。これにより、ビート周波数に対応する脳機能活動を抽出検出することで、低次の脳機能活動の測定結果に影響されることなく高次の脳認知機能活動を検出することができる。このような構成によれば、より簡単な刺激を複数用いることで高次の視覚領野での脳機能活動を、低次の視覚領野の脳機能活動から分離抽出することが可能となる。このような本実施形態の脳機能計測方法および装置においては、具体的には、被験者に呈示する複数の刺激から、相異なる周波数XiHzおよびXjHzで変調される任意の2つの刺激に対して但し、i=1,2,3、...、N、j=1、2、3、...、N、i≠j、Nは刺激の数、XiHzおよびXjHz、|Xi-Xj|Hzの周波数成分を有する脳活動を検出する機能を有する構成を採ることができる。これにより、相異なる周波数成分Xi、Xjを有する二つの刺激から、差分周波数|Xi-Xj|を有する合成刺激が生成される。この合成刺激に、高次の認知的な意味を有する情報を重畳させると、その情報が差分周波数|Xi-Xj|ビート周波数で変調されるため、ビート周波数に対応する脳機能活動を抽出検出することができる。これにより、低次の脳機能活動の測定結果、すなわち周波数Xi、Xjでそれぞれ変調される刺激に影響されることなく、合成刺激の呈示によって生じた高次の脳認知機能活動を成分のみを検出することが可能となる。また、呈示する刺激としては、視覚刺激、聴覚刺激、触覚刺激、嗅覚刺激、味覚刺激のいずれか一つ、若しくはこれらの刺激の組み合わせによる構成を採ることができる。これにより、マルチモーダルな刺激の組み合わせによって生ずる脳機能活動を、前述の|Xi-Xj|の周波数成分の脳活動を測定することで、計測することが可能となる。また、脳の活動を測定する装置としては、機能的磁気共鳴画像装置、脳磁計、脳波測定装置、赤外分光脳機能測定装置、ポジトロン断層法装置のいずれか一つ、若しくはそれらの組み合わせによって構成することができる。これにより、従来、もっぱらfMRIによって計測されていた、呈示刺激に対する高次の脳活動が、それ以外の上記した測定装置及び方法によっても計測することが可能となる。以下に、本発明の実施例について説明する。[実施例1]実施例1では、脳機能測定に際し、被験者に呈示する複数の刺激として、二つの視覚刺激を用い、この視覚刺激を呈示することが可能な装置を機能的磁気共鳴画像fMRI装置に設置して、脳機能測定装置及び脳機能測定方法を実施する例について説明する。機能的磁気共鳴画像fMRI装置を用いた場合は、脳機能の発現に伴う脳内の活性部位を高感度かつ高精細に画像化できるため好ましい。まず、本実施例において、視覚刺激用の試料を選択的に呈示する脳機能計測用視覚刺激呈示装置を、被験者の脳機能計測を行う機能的磁気共鳴画像装置に設置した場合の構成例について、図1を用いて説明する。本実施例においては、図1に示すように、被験者101はMRI装置100に付属した寝台102に横たわり、傾斜磁場コイル103、及び超伝導磁石104が備えられた筒状の計測部ボア105内に配置される。ボア105の外部の被験者の足元の方角には、被験者に視覚刺激を呈示するためのプロジェクター刺激呈示手段106が設置され、プロジェクター106から映像画像刺激は、ボア105内部の被験者101の眼前に位置するスクリーン107に投影される。被験者101の後頭部にはMR信号検出用コイル脳機能計測手段108が設置されており、神経活動に伴う脳血流変化によって発生した電磁波信号を検出する。ここでは、被験者眼前の視野を確保する目的と大脳視覚野、すなわち被験者の後頭部、において高感度の脳機能計測を行うため、コイル108は表面コイル型のRFコイルを用いている。また、これらすべての装置は、磁気シールド室109に設置されているが、プロジェクター106から投影される画像映像は、磁気シールド室109の外部にセットされた不図示の装置全体の制御を司るコンピューター制御手段によって制御される。なお、プロジェクター106は、磁気シールド室109に投射映像画像を透過する窓などを設置すれば、磁気シールド室109外に設置することも可能である。つぎに、図2を用いて、本実施例において被験者に呈示される刺激の例について説明する。201、および202、203は、それぞれ被験者に呈示する視覚刺激A、視覚刺激B、および視覚刺激Aと視覚刺激Bを被験者に同時に呈示することで得られる合成刺激ABである。視覚刺激Aおよび視覚刺激Bは、単独で呈示すると認知的意味を持たない図形が、合成刺激ABとして同時に呈示するとヒトの顔を模すような図形となるように、ここでは呈示される位置が調整されている。これらの刺激を、上記コンピューターで制御しながら、プロジェクター106を通して被験者眼前のスクリーン107に呈示する。図3は、被験者に刺激を呈示する時間経過を表す図である。刺激A201は、周波数XiHzで、図3aのように点滅ON/OFFしながら被験者に呈示される。ここでは、簡単のために点滅のON/OFFの時間の比、2:8としているが、ほかの値も使用することが可能である。一方、視覚刺激B202は周波数XjHzで、図3bのように点滅ON/OFFしながら被験者に呈示される。ここでも、点滅のON/OFFの時間の比、2:8、Xi≠Xj、さらに|Xi-Xj|=0.1×Xiとする。また、視覚刺激Aを呈示開始後、半周期すなわち1/2×Xi秒後に、視覚刺激Bの呈示を開始する。本実施例では、上記した条件のもとで被験者に刺激を呈示することにより、視覚刺激Aと視覚刺激Bとを合成刺激ABとして同時に所定の周期で被験者に呈示するように構成されている。すなわち、当初視覚刺激Aと視覚刺激Bが、交互に点滅表示されて、被験者に呈示されるが、Xi≠Xjであるために、図3cで示されるように、ある周波数で合成刺激ABが、被験者に一定の周期で呈示されるようになる。この周波数は、視覚刺激Aの点滅周波数Xiと視覚刺激Bの点滅周波数Xjの差分の周波数|Xi-Xj|Hzである。したがって、視覚刺激Aを周波数XiHzで、視覚刺激Bを周波数XjHzで点滅表示させることで、合成刺激ABは、1/|Xi-Xj|秒ごとに、被験者に呈示されることになる。このことは、ヒトにとって認知的に意味を持たない視覚刺激AおよびBを、上述の条件で被験者に呈示することで、ヒトにとって、認定的に顔を意味する合成刺激ABが1/|Xi-Xj|秒ごと呈示されることを意味する。つぎに、上述の視覚刺激A、およびB、合成視覚刺激ABを被験者に呈示した際の、被験者の脳内活動をfMRIによって測定した場合の結果を、図4および図5を用いて説明する。図4は、被験者にパルス的な視覚刺激を与えた際に、fMRI測定で用いられるBOLDBloodOxygenationLevelDependence信号と呼ばれる、脳活動反応の時間経過を表す。パルス的な視覚刺激を1回与えると、脳内の神経が反応し、その結果図中のBOLD信号と記されているような、なだらかな脳の反応信号が得られる。一般的に、このなだらかな反応を、刺激に対するfMRI信号脳活動反応と呼んでいる。次に、図5aのように、0.2秒の幅で視覚刺激AをXi=1Hz1/Xi=1秒間隔で連続的に与えると、fMRI信号BOLD信号刺激Aは、信号の時間的な重ね合わせにより図5bのような形状のものが得られる。さらに、刺激Aに対し、0.5秒遅延させて、図5cのように0.2秒幅の視覚刺激BをXj≒0.91Hz1/Xj=1.1秒間隔で連続的に与えるとfMRI信号は図5dのようになる。視覚刺激Aおよび視覚刺激Bは、前述したように認知的に意味を有さない刺激であるため、これらの刺激に反応する脳の部位は初期視覚野V1等が主となる。視覚刺激Aと視覚刺激BによるBOLD信号は時間差が0.5秒程度であるため、fMRI装置で初期視覚野V1を測定すると、双方の信号は分離することなくほぼ重なって検出される。一方、視覚刺激AとBは、それぞれ周波数Xi=1Hz、Hj≒0.91Hzで変調されているため、周波数のずれが累積され、|Xi-Xj|≒0.09Hzの周期で、合成視覚刺激ABがビートうなり信号として被験者に呈示される図5e。この合成刺激ABは、認知的に意味のある顔の図形を表しているため、被験者はこの刺激を顔と認識し、この際脳内では紡錘顔面領域FFAで脳の反応が発生する。この神経活動よって引き起こされるfMRI信号は、図5fのようになり、0.09Hzの周波数で振動する。以上のように、被験者にXi=1Hzの視覚刺激AとXj=0.91Hzの視覚刺激Bを同時に呈示することにより、認知的に意味のある合成刺激ABに対する反応が、0.09Hzの周波数を持って脳内FFAで発生する。そして、この周波数の信号を検出することで、初期視覚として発生する低次の視覚認知脳内信号から影響を受けることなく、高次の視覚認知信号を分離して検出することが可能となる。なお、パルス的な感覚刺激を連続的に被験者に呈示すると、順応効果により脳内の反応が徐々に弱くなっていくことが知られている。この場合、fMRI信号もそれに伴って弱くなる。上記の視覚刺激Aおよび視覚刺激Bも、被験者に連続的に呈示することで徐々に、fMRI信号が弱くなることが予想される。しかし、|Xi-Xj|Hzで振動する合成視覚刺激ABは、順応効果による信号レベルの低下を十分小さくできる程度に、|Xi-Xj|を調整することができるため、この周波数での、高次の視覚認知信号の分離検出が可能となる。また、本実施例では、機能的磁気共鳴画像fMRI装置を用いたが、ポジトロン断層法PETを用いても、同様な測定を行うことが可能である。この場合、被験者はfMRI装置の代わりにPET装置の中に設置されて同様な測定を行うことになる図示せず。[実施例2]実施例2では、脳機能測定に際し、被験者に呈示する複数の刺激として、二つの視覚刺激を用い、この視覚刺激を呈示することが可能な装置を脳波計測装置EEG装置に設置して、脳機能測定装置及び脳機能測定方法を実施する例について説明する。脳波計測装置を用いた場合は、脳機能の発現に伴う脳内の神経活動による電気信号を高感度かつ時間精度よく測定できる。まず、本実施例において、視覚刺激用の試料を選択的に呈示する脳機能計測用視覚刺激呈示装置を、被験者の脳機能計測を行う脳機能計測装置に設置した場合の構成例について、図6を用いて説明する。本実施例においては、図6に示すように、被験者600は脳波計測装置601を頭部に装着し、視覚刺激602が呈示される。視覚刺激602の呈示方法は、実施例1のようにプロジェクター画像映像をスクリーンに投影してもよいし、CRT等を用いて、呈示してもよい図示せず。。視覚刺激602を呈示されることで、被験者600の脳内に発生した神経活動による電気信号は、脳波計測装置601によって検出される。このように検出された後、増幅器603によって増幅され、信号処理装置604によって、所定の周波数信号のみ抽出されたのち、信号表示装置に表示される。本実施例2においても、被験者に呈示される視覚刺激は、実施例1で使用したものと同一の刺激を用いるとし、EEGによる測定結果を、図7を用いて説明する。図7aのように、0.2秒の幅で視覚刺激AをXi=1Hz1/Xi=1秒間隔で連続的に与えると、EEG信号は、図7bのような形状のものが得られる。ここで、EEG信号は脳内の神経活動によって発生する電気信号を直接検出するもので、fMRI測定で用いたBOLD信号のように時間遅延がないため、パルス状の刺激が呈示された際は、図7bのように、パルス状の応答が得られる。さらに、刺激Aに対し、0.5秒遅延させて、図7cのように0.2秒幅の視覚刺激BをXj≒0.91Hz1/Xj=1.1秒間隔で連続的に与えるとfMRI信号は図7dのようになる。視覚刺激A、および視覚刺激Bは、前述したように認知的に意味を有さない刺激であるため、これらの刺激に反応する脳の部位は初期視覚野V1等が主となる。一方、視覚刺激AとBは、それぞれ周波数Xi=1Hz、Hj≒0.91Hzで変調されているため、周波数のずれが累積され、|Xi-Xj|≒0.09Hzの周期で、合成視覚刺激ABがビートうなり信号として被験者に呈示される図7e。この合成刺激ABは、認知的に意味のある顔の図形を表しているため、被験者はこの刺激を顔と認識し、この際脳内では紡錘顔面領域FFAで脳の反応が発生する。この神経活動よって引き起こされるfMRI信号は、図7fのようになり、1.1秒ごと0.09Hzの周波数で、信号が得られる。以上より、被験者にXi=1Hzの視覚刺激AとXj=0.91Hzの視覚刺激Bを同時に呈示することにより、認知的に意味のある合成刺激ABに対する反応が、0.09Hzの周波数を持って脳内FFAで発生する。そして、この周波数の信号検出することで、初期視覚として発生する低次の視覚認知脳内信号から影響を受けることなく、高次の視覚認知信号を分離して検出することが可能となる。なお、EEG測定においては、fMRI測定と比較すると、空間分解能に劣るといわれている。しかし、EEG測定においては、複数の電極を被験者の頭部に設置することが可能であり、その電極近傍で発生した神経活動による電気信号を中心に検出することが可能となる。図8は、ヒトの左脳の大脳皮質の模式図である。大脳皮質800の後部に初期視覚野V1801が位置し、紡錘顔面領域FFAは、側頭部のFGと呼ばれる領野802近傍に位置する。したがって、刺激A,Bおよび、合成刺激ABに関する信号を検知するためには、EEGの電極を、A:初期視覚野V1、B:初期視覚野V1、AB:FG領野、近傍の頭皮にそれぞれ設置することで、より精度よく信号を検出することが可能となる。なお、本実施例2では、EEG測定装置を用いた場合を説明したが、脳磁計MEGを用いても、同様の測定が可能となる。この場合、EEG測定用の脳波計測装置601の代わりに、脳磁計測装置を頭部に装着することになる図示せず。測定結果は、実施例2のEEGを用いた場合と、ほぼ同様な信号を得ることができる。この場合、複数あるMEGの検出装置内の検出素子のうち、大脳皮質のV1近傍の頭皮に位置するものと、FG近傍の頭皮に位置するものとからそれぞれ得られる信号を解析する。それにより、刺激A,刺激Bと、合成刺激ABによって生じる脳内の電磁波信号を分離することが可能となる。また、機能的赤外分光法fNIRSを用いても、同様な測定の実施が可能である。fNIRSの装置は、信号検出器を実施例2のEEGのように、頭部に装着して計測する図示せず。また、検出器の設置位置も、EEGと同様に、V1近傍とFG近傍の頭皮に接するように設置することが可能である。但し、fNIRSは、BOLD信号を検出するため、呈示する刺激と得られる検出信号の関係は、fMRIを用いた実施例1のような波形図5に類似したものとなる。以上の実施例においては、複数の視覚刺激を用いて低次の脳機能活動認知脳活動と高次の脳機能活動認知脳活動とを分離して測定する場合を例示した。しかし、本発明における脳機能測定装置及び脳機能測定方法においては、使用する刺激は、視覚刺激に限らない。聴覚刺激、触覚刺激、嗅覚刺激、味覚刺激のいずれか一つを用いても、同様の測定が可能である。また、視覚刺激と聴覚刺激、視覚刺激と触覚刺激のような、相異なる種類の刺激の組み合わせマルチモーダル刺激を用いても同様な測定が可能である。このマルチモーダル刺激を用いた場合も、マルチモーダル刺激を構成する刺激の変調周波数を相異なるものとすれば、それぞれの刺激による低次の脳機能活動と、その組み合わせから生じる高次の脳機能活動とを分離測定することが可能となる。"