"被験者の脳に磁気刺激を付与するための磁場を発生する磁場発生器と、前記磁気刺激を与えるために前記磁場発生器に電流を供給する磁気刺激生成手段と、前記被験者の脳における脳活動の強度分布を推定するための脳活動計測手段と、前記被験者の頭部の3次元位置および向きと前記磁場発生器の3次元位置および向きに基づいて、前記磁場発生器が前記被験者の脳表に生成する磁気が最大となる刺激領域を特定するための3次元位置計測手段と、前記刺激領域を示すマーカと前記脳活動の強度分布とを脳の形状を示す画像上に同時に表示するための表示制御手段とを備える、脳刺激付与装置。前記3次元位置計測手段は、前記被験者の頭部の3次元位置および向きに基づいて、前記磁場発生器の空間的な位置を特定する座標系から大脳皮質モデル座標系への変換行列を取得する手段と、前記磁場発生器の3次元位置および向きに基づいて、前記変換行列により、前記磁場発生器の発生する磁場強度が最大となる方向を算出し、前記刺激領域を特定する手段とを含む、請求項1記載の脳刺激付与装置。前記脳活動計測手段の推定結果に基づいて、所定の脳領域の活性化を監視するための脳活動検知手段と、前記脳活動検知手段の検知結果に応じて、前記磁気刺激生成手段が前記電流を前記磁場発生器に供給するタイミングを制御するための磁気生成制御手段とをさらに備える、請求項1または2に記載の脳刺激付与装置。前記磁場発生器の位置を、前記刺激領域を前記脳表の特定の位置となるように制御するための位置制御機構をさらに備える、請求項1~3のいずれか1項に記載の脳刺激付与装置。前記脳活動計測手段は、階層変分ベイズ推定法により前記脳活動の強度分布を推定する、請求項1~4のいずれか1項に記載された脳刺激付与装置。TMS法は、比較的安全に、脳の特定部位に刺激を付与することが可能な手法であり、上述のように、リハビリテーションの他、脳機能の実験的な解明への応用が試みられている。しかしながら、たとえば、非特許文献1、非特許文献2および特許文献1に開示された技術では、TMSを付与する時期は、脳活動の観測結果に基づくものではなく、被験者への訓練タスクを指示するタイミング等により調整しているものであり、磁気刺激のタイミングが、脳活動とどのように関連しているのかが、厳密にはわからないという問題がある。また、ある知覚刺激に対して応答する時間は、必ずしも一定とはいえず、変化するものである。このため、たとえば、リハビリテーションの用途などでは、運動訓練において、被験者に磁気刺激を付与するタイミングを適切に特定することは困難であるという問題がある。一方で、特許文献2に開示の技術は、そもそも、TMSとfNIRSによる同時並行計測を問題としている点からしても、TMSを付与する位置をfNIRSの測定により特定しようとしているものである。すなわち、特許文献2では、複数本の送受用光ファイバを固定するための光ファイバ固定部を網目構造に配置したホルダが被験者の頭部に装着される。ロボットアームが、TMSによる磁気刺激を与えるための8の字状のコイルの位置を頭部近傍の位置に制御して移動させる。このコイルの位置は、光ファイバ固定部の位置に対応してセットされる。この状態で、TMSにより与えた刺激により、fNIRS計測データの信号により、光ファイバの位置とコイルの位置関係を定める、という技術である。したがって、まず、TMSのコイルの位置は、ホルダの網目構造の精度でしか特定することができないものであるだけでなく、脳表上の位置と経頭蓋磁気刺激を付与する位置とを直接的に対応付けることができない。さらに、たとえば、ロボットアームにより、コイルが直接光ファイバ部に接触する構成であるので、測定中のホルダの位置ずれなどの影響を受けやすい。また、NIRSのみでは、時間分解能が十分とは言えない、という問題もある。この発明は、上記のような問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、被験者に対して、磁気刺激を与える際に、施術者が、脳のどの領域に磁気刺激を与えようとしているのかを確認することが可能な脳刺激付与装置を提供することである。この発明の他の目的は、特定の脳部位に選択的に、脳活動の観測結果に基づき特定されるタイミングで磁気的刺激を付与することが可能な脳刺激付与装置を提供することである。この発明の1つの局面に従うと、脳刺激付与装置であって、被験者の脳に磁気刺激を付与するための磁場を発生する磁場発生器と、磁気刺激を与えるために磁場発生器に電流を供給する磁気刺激生成手段と、被験者の脳における脳活動の強度分布を推定するための脳活動計測手段と、被験者の頭部の3次元位置および向きと磁場発生器の3次元位置および向きに基づいて、磁場発生器が被験者の脳表に生成する磁気が最大となる刺激領域を特定するための3次元位置計測手段と、刺激領域を示すマーカと脳活動の強度分布とを脳の形状を示す画像上に同時に表示するための表示制御手段とを備える。好ましくは、3次元位置計測手段は、被験者の頭部の3次元位置および向きに基づいて、磁場発生器の空間的な位置を特定する座標系から大脳皮質モデル座標系への変換行列を取得する手段と、磁場発生器の3次元位置および向きに基づいて、変換行列により、磁場発生器の発生する磁場強度が最大となる方向を算出し、刺激領域を特定する手段とを含む。好ましくは、脳刺激付与装置は、脳活動計測手段の推定結果に基づいて、所定の脳領域の活性化を監視するための脳活動検知手段と、脳活動検知手段の検知結果に応じて、磁気刺激生成手段が電流を磁場発生器に供給するタイミングを制御するための磁気生成制御手段とをさらに備える。好ましくは、脳刺激付与装置は、磁場発生器の位置を、刺激領域を脳表の特定の位置となるように制御するための位置制御機構をさらに備える。好ましくは、脳活動計測手段は、階層変分ベイズ推定法により脳活動の強度分布を推定する。この発明によれば、被験者に対して、磁気刺激を与える際に、施術者は、脳のどの領域に磁気刺激を与えようとしているのかを確認しながら施術することができる。また、この発明によれば、脳の活動に基づく適切なタイミングを選んで、磁気刺激を脳の特定の領域に付与することができるので、リハビリテーションの効果を向上させることが可能となる。以下、本発明の実施の形態の脳刺激付与装置の構成について、図に従って説明する。なお、以下の実施の形態において、同じ符号を付した構成要素および処理工程は、同一または相当するものであり、必要でない場合は、その説明は繰り返さない。図1は、脳刺激付与装置10の全体構成を示す模式図である。脳刺激付与装置10は、被験者2の脳に対し非侵襲的な刺激としてパルス磁場を与えるための8の字コイル100と、コイル100に対してパルス電流を供給するためのパルス磁場発生装置1000と、被験者2の脳活動を脳波により測定するための脳波測定用キャップ110と、コイル100および被験者2の頭部の3次元的な位置および向き姿勢を計測するための3次元位置計測装置200と、制御装置2000とを備える。制御装置2000は、脳波から脳の各部位の脳活動を推定し可視化された画像をディスプレイ2120上に表示する処理、コイル100により磁気刺激が加えられる脳表の位置を特定してディスプレイ2120上に脳活動の表示にオーバーレイして表示する処理、および必要に応じて、パルス磁場発生装置1000を介してコイル100がパルス磁場を生成するタイミングを制御する処理を実行する。脳波測定用キャップ110には、複数個の脳波測定用電極120が所定の位置に配置されている。そして、脳波測定用電極120により検出される脳波信号は、図示しない脳波計により電気信号に変換され、制御装置2000に与えられる。ここで、脳機能の非侵襲計測装置として脳波計EEG、脳磁計MEGや磁気共鳴画像診断MRI;magneticresonanceimaging装置を用いた脳機能計測fMRI:functionalMRIがある。fMRI計測は、磁気を用いて脳内の循環血液中の酸素化ヘモグロビン濃度の変化を画像として観察するもので、脳機能の解析に大きく貢献しているものであるが、被験者の拘束が大きく、計測に用いられる機器は大型で非常に高価であり、しかも機器全体を大がかりな磁気シールドで覆う必要があるなど、多くの制約がある。また、これらに加えて、上述した特許文献2に示すようなfNIRSと呼ばれる非侵襲的脳機能計測法も実用化されている。これは近赤外光により組織の酸素化ヘモグロビンや脱酸素化ヘモグロビンの増減を体表頭表から光学的に計測するものであって、被験者は拘束されず運動しながら計測することができ、通常の環境下で使用することができるなど、多くの利点を備えている。ただし、fMRIおよびfNIRSとも、時間分解能では、EEGやMEGに及ばない。そこで、後に説明するように、制御装置2000においては、脳の活動領域の推定のために、階層変分ベイズ推定法VBMEG:VariationalBayesianMultimodalEncephaloGraphyを用いる。図1に戻って、脳刺激付与装置10は、さらに、コイル100の位置および向きを3次元位置計測装置200が計測するためのパッシブマーカ210と、被験者2の頭部の位置および向きを3次元位置計測装置200が計測するためのパッシブマーカ220と、このパッシブマーカ220を被験者2の頭部に対して固定的に保持するためのマーカ固定具230とを備える。ここで、パッシブマーカとは、光の入射方向に対する反射が最大になるように設計された球形の小型の反射マーカのことである。なお、マーカとして、このような反射マーカだけでなく、赤外線発光ダイオードによる赤外線マーカを併用することも可能である。3次元位置計測装置200は、このようなマーカを含む画像をステレオカメラで撮影し、この撮影された画像中からマーカを識別して、頭部の位置と向き、コイルの位置と向きを、周知のコンピュータビジョンの技術で、座標変換により世界座標系において取得する。このような3次元位置計測装置200としては、たとえば、光学式トラッキングシステムである、NorthernDigitalInc.社のPOLARISSPECTRA登録商標を使用することができる。ただし、3次元位置計測装置200としては、コイル100および被験者2の頭部の3次元的な位置および向きを測定して、世界座標系で表現できるものであれば、このような構成に特に限定されない。あるいは、コンピュータビジョンの世界座標系との概念にも必ずしも限定されるものではなく、コイルのような磁場発生器について磁場発生器の空間的な位置を特定する座標系であれば、世界座標系に限定されるものでもない。磁場発生器の空間的な位置を特定する座標とは、脳刺激付与装置10の側の制御において、装置の各部の3次元位置を特定するための座標をいう。また、図1では、被験者2は、脳活動の計測のための脳波測定用キャップ110を装着するものとして説明した。ただし、たとえば、脳波測定用キャップ110の代わりに、キャップ上に、脳波計EEGセンサとNIRSの近赤外センサとを双方設ける構成としてもよい。このような構成とすることで、被験者2に対して、NIRS測定と脳波測定とを連続的に実行することが可能となる。このように、脳活動を測定するために被験者2が装着するキャップのことをブレインキャップと呼ぶ。このとき、脳活動の検出を行う領域が、予め限定されている場合には、ブレインキャップにおいて、ホルダの特定の領域に限定して、第1センサたとえば、脳波計センサ及び第2センサたとえば、NIRSセンサを設ける構成とすることもできる。さらに、図1においては、コイル100は人間の手により保持される構成となっているが、たとえば、ロボットアームのように、コイル100を保持する位置を制御装置2000からの信号により制御できる機構により保持することとしてもよい。この場合、後に説明するコイル100のコイル面の法線DPと脳表との交点が、特定の脳領域に維持されるように、コイル100の位置を制御することができる。図2は、図1に示したコイル100およびマーカ固定具230の構成を示す外観図である。図2aに示すように、コイル100は、8の字形状のコイルであり、コイルの交点の直下で最大電流が流れる。一般に、コイル100はプラスチックの筐体の中に収められており、頭部に当てられる。パルス磁場発生装置1000内の巨大なコンデンサからの急速な放電によってコイル100に電圧が印加されると、その巻き線に急速な電流の変化が生まれる。それによりコイルの平面に直交するように磁場が生まれる。磁場は頭皮や頭蓋骨に妨げられることなく通過し、頭蓋骨に対する接線方向にコイルの電流と逆向きの電流を脳内で誘起する。脳内に生じた誘起電流により、ニューロンがシナプスを介して賦活化される。なお、図2aでは、コイルの形状として8の字形状としたが、コイルはこのようなものに必ずしも限定されず、円形コイル、ダブルコーンコイルなども使用は可能である。ただし、8の字コイルは、より集中した磁場を生み、限局した活動を生むという特徴を有しているので、本実施の形態においては望ましい。コイル100は、8の字形状の2つの穴のそれぞれの中心C1およびC2を結ぶ線上の中点の直下において、上述したように、最大電流が流れるように設計されている。したがって、8の字のコイルを含む面に垂直でこの中点を通る法線DP図中、矢印で示す上に、最大電流の点が存在する。この法線DPのことをコイル面からの法線DPと呼ぶ。また、コイル100の持ち手の部分には、パッシブマーカ210が器具により固定されており、マーカ212a~212cをコイル100に対して支持する構成となっている。一方、図2bは、マーカ固定具230の外観を示す図である。図2bに示されるように、マーカ固定具230は、メガネ形状のゴーグルであって、パッシブマーカ220が器具により、樹脂製のレンズを固定するリムと耳にゴーグルをかけるためのテンプルとの接続部である智の部分に固定されている。なお、レンズは、必ずしも度が入っている必要なく、ゴーグルが顔に対して安定的に固定されるように、レンズの端部は、マーカ固定具230を被験者2が装着した際に、顔に密着する形状を有している。パッシブマーカ220は、マーカ222a~222cをマーカ固定具230に対して支持する構成となっている。図2では、パッシブマーカ210および220とも、それぞれ、マーカが3個設けられる構成となっているが、このような構成に必ずしも限定されるものではなく、3次元位置計測装置200が、被験者2の頭部の位置と向き、コイル100の位置と向きを、世界座標系において取得することが可能な個数であれば、他の構成であってもよい。また、マーカ固定具230の形状も、メガネ形状のゴーグルに必ずしも限定されるものではなく、たとえば、バンドで頭部に装着するような形状でもよい。図3は、パルス磁場発生装置1000の構成を説明するための機能ブロック図である。図3を参照して、パルス磁場発生装置1000は、制御部1011を備え、この制御部1011には、入出力インタフェース以下、入出力I/F1013、操作部1014、表示部1015、およびパルス発生部1016等のハードウェアがバス1012を介して接続されている。また、パルス発生部1016からの出力は、出力端子1017を介して、コイル100に供給される。制御部1011はCPU、ROM、RAM等を備えており、ROMに予め格納している制御プログラムをRAM上にロードすることにより、前述したハードウェア各部の制御を行う。入出力I/F1013は、制御装置2000との間で各種データの入出力を行うインタフェースである。操作部1014は、各種のスイッチを備えており、発生させる磁場の大きさ、発生周期、繰り返し数等を手動で設定できる。なお、これらの設定は、制御装置2000からの指示により設定されてもよい。また、表示部1015は、例えば、LEDディスプレイであり、操作部1014を通じて設定された設定値等を表示できる。パルス発生部1016は、たとえば、容量の大きなキャパシタからの放電により、コイル100に対してパルス電流を流すものであり、コイル100に対してパルス電流を流すタイミングについての制御も行う。具体的には、パルス電流を流すタイミングを予め設定しておき、設定されたタイミングに従ってパルス電流を流すように制御する。タイミングの設定は、入出力I/F1013を介して、予め制御部1011内のROMに格納しておく構成であってもよく、操作部1014を通じて事前に受付ける構成であってもよい。また、制御装置2000にて設定し、設定した情報を入出力I/F1013を通じて取得する構成であってもよい。図4は、制御装置2000のハードウェアブロック図である。制御装置2000のハードウェアとしては、特に限定されないが、汎用コンピュータを使用することが可能である。図3において、制御装置2000のコンピュータ本体2010は、メモリドライブ2020、ディスクドライブ2030に加えて、CPU2040と、ディスクドライブ2030及びメモリドライブ2020に接続されたバス2050と、ブートアッププログラム等のプログラムを記憶するためのROM2060とに接続され、アプリケーションプログラムの命令を一時的に記憶するとともに一時記憶空間を提供するためのRAM2070と、アプリケーションプログラム、システムプログラム、及びデータを記憶するための不揮発性記憶装置2080と、パルス磁場発生装置1000または図示しない脳波計と通信するための通信インタフェース2090とを含む。なお、不揮発性記憶装置2080としては、ハードディスクHDDやソリッドステートドライブSSD:SolidStateDriveなどを使用することが可能である。CPU2040が、プログラムに基づいて実行する演算処理により、上述した制御装置2000の各機能が実現される。制御装置2000に、上述した実施の形態の機能を実行させるプログラムは、CD-ROM2200、またはメモリ媒体2210に記憶されて、ディスクドライブ2030またはメモリドライブ2020に挿入され、さらに不揮発性記憶装置2080に転送されても良い。プログラムは実行の際にRAM2070にロードされる。制御装置2000は、さらに、入力装置としてのキーボード2100およびマウス2110と、出力装置としてのディスプレイ2120とを備える。上述したような制御装置2000として機能するためのプログラムは、コンピュータ本体2010に、情報処理装置等の機能を実行させるオペレーティングシステムOSは、必ずしも含まなくても良い。プログラムは、制御された態様で適切な機能モジュールを呼び出し、所望の結果が得られるようにする命令の部分のみを含んでいれば良い。制御装置2000がどのように動作するかは周知であり、詳細な説明は省略する。また、上記プログラムを実行するコンピュータは、単数であってもよく、複数であってもよい。すなわち、集中処理を行ってもよく、あるいは分散処理を行ってもよい。図5は、制御装置2000の動作を説明するための機能ブロック図である。図5を参照して、制御装置2000は、脳波測定用キャップ110からの信号を処理して脳波信号として出力する脳波計130からの信号および3次元位置計測装置200からの映像信号を入力I/F2410を介して、入力バッファ2420で受け、さらに、記憶装置2430に格納する。入力I/F2410は、通信インタフェース2090に相当し、入力バッファ2420は、たとえば、RAM2070に相当し、記憶装置2430は、たとえば、不揮発性記憶装置2080に相当する。なお、記憶装置2430の機能をRAM2070が果たしてもよい。制御装置2000は、後に説明するキャリブレーション処理において、記憶装置2430に格納された3次元位置計測装置200からの映像信号により、3次元位置計測部2440が検出したマーカ位置に基づき、3次元位置算出のための校正処理を実行し、校正結果を記憶装置2430に格納する3次元位置校正処理部2450を備える。制御装置2000は、さらに、計測処理中において、3次元位置計測装置200からの映像信号と校正結果とにより、3次元位置計測部2440が検出したマーカ位置に基づき、被験者2の頭部の位置および向き合計6自由度を追跡する頭部追跡部2460と、3次元位置計測部2440が検出したマーカ位置に基づき、コイルの位置および向き合計6自由度を追跡するコイル追跡部2470とを備える。制御装置2000において、脳活動情報算出部2400は、脳波計130からの信号に基づいて、上述したように、階層変分ベイズ推定法により、脳の活動領域を推定する。階層変分ベイズ推定法は、時間分解能に優れたMEG/EEGと空間分解能に優れたfMRI/NIRSを統合することで、脳の活動を可視化することができる。すなわち、ミリ秒単位の時間分解能を持つ脳波EEGまたは脳磁図と、mm単位の空間分解能を持つfMRIまたはNIRSの長所を組み合わせることで、高い時間空間分解能で脳の活動を見ることができる。このようなVBMEGの内容については、たとえば、以下の文献に開示がある。文献1:T.YoshiokaK.ToyamaM.KawatoO.YamashitaS.NishinaN.YamagishiandM.Sato,EvaluationofhierarchicalBayesianmethodthroughretinotopicbrainactivitiesreconstructionfromfMRIandMEGsignals,NeuroImagevol42pp139714132008文献2:TakatsuguAiharaYusukeTakedaKotaroTakedaWataruYasudaTakanoriSatoaYoheiOtakaTakashiHanakawaManabuHondaMeigenLiu,MitsuoKawato,MasaakiSato,RiekoOsu,Corticalcurrentsourceestimationfromelectroencephalograpyincombinationwithnarinfraredspectroscopyasahierarchicalprior,NeuroImageinpress2011出願時点では、電子出版されており、次のURLからアクセス可能:httpwwwsciencedirectcomsciencearticlepiiS1053811911011797さらに、VBMEGのソフトウェアは、以下のサイトからダウンロードして誰でも使用することが可能である。httpvbmegatrjpしたがって、特に限定されないが、以下の説明では、被験者2について、MRIでの計測が行われ、被験者2の脳の形状についての情報が事前に得られていることを前提に、脳活動情報算出部2400は、NIRSによる脳活動の測定結果を事前分布として、EEGの計測に基づいて、階層変分ベイズ法により、EEGの計測結果を再現するような脳内の電流源の分布として、脳活動をリアルタイムで可視化するための演算処理を実行するものとする。つまり、脳活動情報算出部2400は、MRIでの計測された被験者2の脳の形状上における脳活動の強度を、大脳皮質モデル座標系における電流源の分布密度として算出する。ここで、大脳皮質モデル座標系とは、頭部の複数の所定の特徴点の位置を基準として、脳の大脳皮質に対して定義される座標系である。脳活動検出部2480は、脳活動情報算出部2400の算出結果に基づき、脳の指定された領域における活動強度を監視し、たとえば、所定のしきい値以上の活動強度となったときに、パルス出力制御部2490に対して、パルス磁場発生装置1000へパルス出力のタイミングを指定するための信号を送信するように制御する。このタイミングを指定する信号は、出力I/F2510を介して、パルス磁場発生装置1000に送信される。画像表示制御部2500は、脳活動情報算出部2400の算出結果に基づき、ディスプレイ2120上に脳の活動の強度分布を、大脳皮質モデル座標系での脳形状を表す画像上に、所定の色分布に変換して表示するための画像出力信号を生成する。画像表示制御部2500は、また、頭部追跡部2460とコイル追跡部2470からの信号に基づき、コイル100の位置および向きを大脳皮質モデル座標に変換し、コイル100のコイル面からの法線DPが、脳表と交わる点を算出して、この交点を示すマーカ画像を脳の活動の強度分布を表す画像上にリアルタイムにオーバーレイした画像信号を生成する。画像表示制御部2500からの画像信号は、出力I/F2510を介して、ディスプレイ2120に出力されて、表示される。ここで、上述した脳活動情報算出部2400、3次元位置計測部2440、3次元位置校正処理部2450、頭部追跡部2460、コイル追跡部2470、脳活動検出部2480、パルス出力制御部2490、画像表示制御部2500の果たす機能は、CPU2040が、対応するプログラムを実行することにより達成される。また、出力I/F2510は、通信インタフェース2090および図示しないディスプレイ出力部に相当する。キャリブレーション図6は、3次元位置計測装置200のキャリブレーションおよび3次元位置計測の概念を説明するための図である。まず、前提として、3次元位置計測装置200のキャリブレーションでは、3次元位置計測装置200のカメラ座標系を世界座標系XYZに変換するための変換行列が特定されているものとする。次に、階層変分ベイズ推定法VBMEGにより、脳波測定用電極120からの信号に基づき、脳活動情報算出部2400が算出した脳活動の強度を、MRIで計測した大脳皮質モデル上に、表示するための校正処理について説明する。すなわち、階層変分ベイズ推定法VBMEGにおいては、特に限定されないが、たとえば、脳波測定用電極の位置と大脳皮質モデルの空間位置を関係づけるために、以下のような手法をとる。13次元位置計測装置200で、たとえば、ペン型のマーカツールなどを使用して、キャリブレーションのために脳波測定用電極120の各位置を取得する際に、同時に鼻根点、右前耳介点、左前耳介点の3点の位置も計測する。以下、鼻根点、右前耳介点、左前耳介点を特徴点と呼ぶ。図6においては、特徴点のうち、鼻根点CP1を代表として示す。なお、特徴点としては、これらの3点に必ずしも限定されるものではない。2これらの特徴点と同じ3点を、階層変分ベイズ推定法VBMEGで脳活動を表示するためのアプリケーションソフトを使って、MRI構造画像上で指定する。3これらの特徴点の3点同士が最小誤差で一致するように座標変換をして、MRI構造画像から抽出した大脳皮質モデル座標系x1y1z1に脳波測定用電極120の位置を変換する。以上により、脳波測定用電極120からの信号により算出される脳活動の強度分布は、大脳皮質モデル座標系x1y1z1における分布として導出され、表示することが可能となる。さらに、鼻根点、右前耳介点、左前耳介点の特徴点の3点と、被験者2の頭部に固定されたパッシブマーカ220との3次元的な位置関係を予め世界座標系XYZで特定しておく。そうすると、パッシブマーカ220の位置および向きを3次元位置計測装置200で計測すると、世界座標XYZと大脳皮質モデル座標系x1y1z1との関係が特定され、測定期間中において、世界座標XYZから大脳皮質モデル座標系x1y1z1への座標変換行列Tが算出される。一方、コイル100のコイル面からの法線DPの方向は、以下のようにして、キャリブレーションしておくことで、測定期間中において、法線DPの方向を大脳皮質モデル座標系x1y1z1で獲得することができる。すなわち、特に限定されないが、たとえば、プラスチックの筐体上において、8の字のコイルの2つの穴の中心の間の中点の位置を示す十字マークをあらかじめ記入しておく。この十字マークは縦横共に、たとえば、長さ4cm程度の直線を直交させて描いておく。キャリブレーションでは、十字の各線の末端と十字の中心部の計5カ所をペン型のマーカツールを用いて位置指定する。この5点を通る平面を、誤差が最小になるように算出し、さらに、この平面に垂直で、かつ、十字の中心点を通る線をコイル面からの法線DPとして扱う。このコイル面からの法線DPと、コイル100についてのパッシブマーカ210との位置関係を予め特定しておく。そして、世界座標XYZから大脳皮質モデル座標系x1y1z1への座標変換マトリックスTにより、3次元位置計測装置200で得られたコイル100についてのパッシブマーカ210の世界座標XYZにおける位置と向きから、コイル面からの法線DPの、大脳皮質モデル座標系x1y1z1における位置と向きを測定中においてリアルタイムで算出できる。したがって、画像表示制御部2500は、上述のとおり、測定中において、コイル100の法線DPが、脳表と交わる点をリアルタイムに算出して表示することが可能となる。したがって、被験者2に対して、磁気刺激を与える際に、施術者は、脳のどの領域に磁気刺激を与えようとしているのかを確認しながら、施術できることになる。図7は、画像表示制御部2500の出力をディスプレイ2120に表示した例を示す図である。図7では、コイル100のコイル面からの法線DPが脳表と交わる点は、マーカ画像図7中では、たとえば、矢印として、脳の活動の強度分布をMRIにより得られた脳形状において表す画像上にオーバーレイして表示される。図8は、脳刺激付与装置10の動作シーケンスの一例を示す図である。図8を参照して、時刻t1において被験者2に知覚刺激1、たとえば、あるタスクを開始するように指示する表示情報が提示される。このとき、脳波の計測による脳活動情報の算出も並行して実施される。時刻t1から被験者2が反応に要する時間が経過した時刻t3において、脳の所定の領域の活性化が観測される。これに応じて、脳活動検出部2410は、磁気パルスの生成を指示する信号を出力し、コイル100から磁気刺激1が、被験者の脳の特定の領域に付与される。このとき、磁気刺激による測定の外乱を避けるために、脳波の計測による脳活動情報の算出は休止している。磁気刺激の後、時刻t6までは、刺激の付与については休止状態となる。以上のような時刻t1~t6までの処理を1サイクルとする。そして、時刻t6からは、2サイクル目の処理として、1サイクル目と同様の処理が実行される。必要に応じて、このような処理が複数サイクル繰り返される。なお、磁気刺激を与えるためのトリガとなる脳活動を検出する所定の脳領域と、磁気刺激を与える脳の特定の領域とは、必ずしも一致する必要はない。このようなシーケンスを行うことで、上述した脳の特定の領域に、適切なタイミングで、磁気刺激を付与することが可能となる。さらに、磁気刺激のタイミングを変化させることで、特定の部位の脳活動を賦活させたり、あるいは、抑制させたりすることができる。したがって、脳の活動に基づく適切なタイミングを選んで、磁気刺激を脳の特定の領域に付与することができるので、リハビリテーションの効果を向上させることが可能となる。なお、脳刺激付与装置10の動作シーケンスは、図8に示すものに限定されない。たとえば、図8では、同一のサイクル内での脳活動の活性化をトリガとしたタイミングで、磁気刺激を与えることとしているが、あるサイクルにおける磁気刺激を与えるタイミングは、たとえば、1つ前のサイクルにおける脳活動の活性化の情報に基づいて、決定することとしてもよい。今回開示された実施の形態は、本発明を具体的に実施するための構成の例示であって、本発明の技術的範囲を制限するものではない。本発明の技術的範囲は、実施の形態の説明ではなく、特許請求の範囲によって示されるものであり、特許請求の範囲の文言上の範囲および均等の意味の範囲内での変更が含まれることが意図される。"