CN112566546B - 生物体传感器装置 - Google Patents

生物体传感器装置 Download PDF

Info

Publication number
CN112566546B
CN112566546B CN201980053854.7A CN201980053854A CN112566546B CN 112566546 B CN112566546 B CN 112566546B CN 201980053854 A CN201980053854 A CN 201980053854A CN 112566546 B CN112566546 B CN 112566546B
Authority
CN
China
Prior art keywords
signal
terminal
circuit
antenna
variable
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.)
Active
Application number
CN201980053854.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN112566546A (zh
Inventor
和田纱希
西本研悟
西冈泰弘
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Mitsubishi Electric Corp
Original Assignee
Mitsubishi Electric Corp
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Mitsubishi Electric Corp filed Critical Mitsubishi Electric Corp
Publication of CN112566546A publication Critical patent/CN112566546A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN112566546B publication Critical patent/CN112566546B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02444—Details of sensor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/16—Devices for psychotechnics; Testing reaction times ; Devices for evaluating the psychological state
    • A61B5/18—Devices for psychotechnics; Testing reaction times ; Devices for evaluating the psychological state for vehicle drivers or machine operators

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Child & Adolescent Psychology (AREA)
  • Developmental Disabilities (AREA)
  • Educational Technology (AREA)
  • Hospice & Palliative Care (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Psychology (AREA)
  • Social Psychology (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
  • Radar Systems Or Details Thereof (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

本发明提供一种生物体传感器装置，设置有：信号发生部(11)，生成连续波信号；天线(1)，将连续波信号作为电波发射；可变匹配电路(21)，取得信号发生部(11)和天线(1)的阻抗匹配；检波电路(31)，根据信号发生部(11)生成的连续波信号和入射到天线(1)的电波的反射信号，输出检波信号；以及控制部(41)，依据检波信号，根据成为能够测量心拍及呼吸波形的一个周期量以上的时间的预定的期间的检波信号，控制可变匹配电路(21)的元件值。

Description

生物体传感器装置
技术领域
本发明涉及使用电波以非接触的方式取得心拍以及呼吸波形的生物体传感器装置。
背景技术
近年来，伴随少子高龄化社会的发展，由于突发或者年龄增长引起的身体状况剧变所造成的交通事故增加。另外，伴随劳动人口的减少，在运输业中每1名驾驶员的负荷变得过大，由疲劳、瞌睡驾驶所造成的事故也时不时发生。根据这样的背景，与根据心拍以及呼吸波形等生物体信息推测身体状况以及健康状态的技术有关的研究蓬勃发展，期待开发出能够稳定地取得心拍以及呼吸波形的生物体传感器装置。另外，作为车载用装置，最好针对乘员是非接触并且非约束的，所以期望使用电波的生物体传感器装置。
在使用电波的传感器中，一般使用多普勒传感器，但由于要利用高频，所以来自周围环境的反射、外来噪声的影响大，难以准确地取得心拍以及呼吸波形。
另外，为了用作车载用装置，要求小型化，但在使用比波长小的小型天线的情况下，由于人体的影响，天线的共振频率发生变化，传感器灵敏度劣化。因此，难以准确地取得心拍以及呼吸波形。
针对这样的问题，在专利文献1中公开了如下传感器：使输入信号为多个频率，从而即使共振频率由于人体的影响发生变化，仍降低灵敏度的变化。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：WO2015-056740
发明内容
在专利文献1的心拍传感器装置中，将多个频率作为输入波，所以装置构成要素的正交检波电路内的混频器的本地波也为多个频率。因此，由于混频器的非线性，产生大量的IM(Inter Modulation：互调)分量，难以高精度地测量以及检测心拍以及呼吸波形。另外，为了使用多个频率，需要使包括信号生成部和带通滤波器的发送电路的结构复杂化，其结果存在成本增加的课题。
本发明是为了解决如上述的课题而完成的，其目的在于得到一种检测精度高的、简易结构的生物体传感器装置，该生物体传感器装置自适应地控制根据人体等设置周围条件而变化的生物体传感器用天线的输入阻抗，通过自动匹配而适应设置周围环境的变化。
本发明的生物体传感器装置设置有：信号发生部，生成连续波信号；天线，将所述连续波信号作为电波而发射；可变匹配电路，用于使所述信号发生部的阻抗和所述天线的阻抗匹配；检波电路，根据所述连续波信号和入射到所述天线的电波的反射信号，输出检波信号；以及控制部，基于所述检波信号，根据预定的期间的所述检波信号控制所述可变匹配电路的元件值，所述预定的期间为能够测量心拍及呼吸波形的一个周期量以上的时间，所述检波电路具备：第1混频器，对所述连续波信号和所述反射信号进行乘法运算；移相器，对所述连续波信号的相位进行90度变换；以及第2混频器，对所述移相器的输出和所述反射信号进行乘法运算，所述控制部预先设置具备振幅和相位信息的复数的变换系数，所述检波信号为从所述检波电路的所述第1混频器输出的I信号、从所述第2混频器输出的Q信号，在将能够测量心拍以及呼吸波形的一个周期量以上的时间即预定的期间的所述检波信号I、Q这2个信号的时间平均值分别设为VI、VQ、将心拍波形信号设为Vr＝VI-jVQ、将所述可变匹配电路和所述天线的反射系数设为Γm时，通过所述反射系数Γm除以所述心拍波形信号Vr的Γm/Vr来计算所述变换系数。
本发明能够获得检测精度高的、简易结构的生物体传感器装置，该生物体传感器装置自适应地控制根据人体等设置周围条件而变化的生物体传感器用天线的输入阻抗，通过自动进行匹配而适应设置周围环境的变化。
附图说明
图1是示出实施方式1的生物体传感器装置的结构图。
图2是实施方式1的可变匹配电路21的结构图的一个例子。
图3是实施方式1的正交检波电路31的结构图的一个例子。
图4是实施方式1的控制部41的硬件结构图的一个例子。
图5是说明控制部41的动作的流程图。
图6是使用实施方式1的生物体传感器装置测量的心拍以及呼吸波形的一个例子。
图7是使用以往的生物体传感器装置测量的心拍以及呼吸波形的一个例子。
图8是针对图2所示的可变匹配电路21，将第1可变电容元件222和第2可变电容元件223置换为电容器元件的情况下的可变匹配电路21的一个例子。
图9是针对图2所示的可变匹配电路21，将第3可变电容元件221置换为电容器元件的情况下的可变匹配电路21的一个例子。
图10是从图2所示的可变匹配电路21去掉电感器元件的情况下的可变匹配电路21的一个例子。
图11是从图8所示的可变匹配电路21去掉电感器元件的情况下的可变匹配电路21的一个例子。
图12是从图9所示的可变匹配电路21去掉电感器元件的情况下的可变匹配电路21的一个例子。
图13是示出实施方式2的生物体传感器装置的结构图。
图14是示出实施方式3的生物体传感器装置的结构图。
图15是示出实施方式4的生物体传感器装置的结构图。
图16是示出实施方式5的生物体传感器装置的结构图。
图17是实施方式6的硬件结构的一个例子，是在图4所示的硬件结构中设置了变换系数的情况。
图18是说明实施方式6的控制部41的动作的流程图。
图19是针对图10所示的可变匹配电路21将天线1的天线阻抗设为Za并进行连接的情况下的可变匹配电路21的一个例子。
图20是图19所示的可变匹配电路21的等效电路的一个例子。
图21是说明实施方式7的控制部41的动作的流程图。
(符号说明)
1：天线；11：信号发生部；21：可变匹配电路；23：电感器元件；31：正交检波电路；34：90度移相器；41：控制部；51：分配电路；52：分配电路；61：方向性耦合器；71：混频器；81：移相电路；91：放大电路；221：第3可变电容元件；221A：为某个固定的值的电容器元件；222：第1可变电容元件；222A：为某个固定的值的电容器元件；223：第2可变电容元件；223A：为某个固定的值的电容器元件；224：第3寄生电阻；225：第1寄生电阻；226：第2寄生电阻；321：第1分配电路；322：第2分配电路；331：第1混频器；332：第2混频器；411：处理器；412：存储装置；420：模拟数字变换器；430：数字模拟变换器。
具体实施方式
以下，为了更详细地说明本发明，依照添附的附图，说明用于实施本发明的方式。
实施方式1.
图1是示出本实施方式的生物体传感器装置的结构图。在图1中，在本实施方式的生物体传感器装置中设置有天线1、信号发生部11、可变匹配电路21、正交检波电路31、控制部41以及分配电路51、分配电路52。
天线1是比波长小的小型天线，可以考虑环形天线、偶极子天线等。在本实施方式中，天线1的设置位置没有限定，例如，能够通过设置于被测量者的心脏附近来提高心拍以及呼吸波形的检测精度。
信号发生部11是用于生成频率的连续波的信号发生器，具有输出端子1101。
可变匹配电路21是具有端子2101和端子2102这2个端子、用于使与端子2102(与天线1连接的第2端子、第3端子)连接的负载阻抗和与端子2101(第1端子)连接的电路的阻抗匹配的电路，是能够改变其通过以及反射特性的电路。
此外，在本实施方式中，说明可变匹配电路21具备3个可变电容元件和1个电感器的情况。图2示出可变匹配电路21的一个例子。
在图2中，221是第3可变电容元件，222是第1可变电容元件，223是第2可变电容元件，23是电感器元件。此外，也可以使用可变电容二极管作为可变电容元件。
第3可变电容元件221具有端子2211和端子2212，第1可变电容元件222具有端子2221和端子2222，第2可变电容元件223具有端子2231和端子2232，电感器元件23具有端子2301和端子2302。此外，端子2212与接地连接。
第3可变电容元件221的端子2211和第1可变电容元件222的端子2221连接，第3可变电容元件221的端子2212和第2可变电容元件223的端子2231连接，第1可变电容元件222的端子2222和电感器元件23的端子2301连接，第2可变电容元件223的端子2232和电感器元件23的端子2302连接。
接下来，说明可变匹配电路21的动作。
可变匹配电路21依照从控制部41送来的控制信号，控制第3可变电容元件221、第1可变电容元件222、第2可变电容元件223的值。
正交检波电路31具有2个输入端子(第1输入端子3101、第2输入端子3102)和2个输出端子(第1输出端子3103、第2输出端子3104)，通过输入到第1输入端子3101的本地信号对输入到第2输入端子3102的信号进行正交检波，从输出端子3103输出I(In Phase，同相)信号，将相位与I信号相差90度的Q(Quadrature，正交)信号输出到输出端子3104。图3示出正交检波电路31的一个例子。
在图3中，321是第1分配电路，322是第2分配电路，331是第1混频器，332是第2混频器，34是(用于使输入的信号的相位移相90度)90度移相器。
分配电路321是具有3个端子3101、3211、3212的高频电路，将输入到端子3101的信号双分配并作为检波信号输出给端子3211、3212。另外，端子3211和端子3212由于彼此隔离，所以在向端子3211输入信号的情况下，信号不输出到端子3212，仅从端子3101输出信号。
同样地，分配电路322是具有3个端子3102、3221、3222的高频电路，将输入到端子3102的信号双分配并输出给端子3221、3222。另外，端子3221和端子3222由于彼此隔离，所以在向端子3221输入信号的情况下，信号不输出到端子3222，仅从端子3102输出信号。
分配电路321和分配电路322只要实现输出端子之间的隔离即可，所以也可以使用威尔金森型分配器、隔离端子与终端电阻连接的方向性耦合器。
第1混频器331具有3个端子3311、3312和3313，对从输入端子3311和输入端子3312输入的信号进行乘法运算，从输出端子3313输出信号。
同样地，第2混频器332具有3个端子3321～3323，对从输入端子3321和输入端子3322输入的信号进行乘法运算，从输出端子3323输出信号。
90度移相器34具有2个端子3401、3402，从输出端子3402输出将从输入端子3401输入的信号的相位移相90度后的信号。
如以上所述，将从第1混频器331的端子3313输出的信号、从第2混频器332的端子3323输出的信号分别输出为I信号和Q信号。
第1分配电路321的端子3211和第1混频器331的端子3311连接，第2分配电路322的端子3221和第1混频器331的端子3312连接。
第1分配电路321的端子3212和90度移相器34的端子3401连接，第2分配电路322的端子3222和第2混频器的端子3321连接，90度移相器34的端子3402和第2混频器的端子3322连接。
在此，也可以在第1混频器331的端子3313与控制部41之间、以及第2混频器的端子3323与控制部41之间设置LPF(Low Pass Filter：低通滤波器)。
接下来，说明正交检波电路31的动作。
在本实施方式中，作为本地信号而从第1分配电路321的端子3101输入的信号被双分配给端子3211和端子3212。另外，作为由人体反射的反射波的信号而从第2分配电路322的端子3102输入的信号被双分配给端子3221和端子3222。
从第1分配电路321的输出端子3211输出的信号被输入到第1混频器331的输入端子3311，从第2分配电路322的端子3221输出的信号被输入到第1混频器331的输入端子3312。
在第1混频器331中对输入到输入端子3311的信号和输入到输入端子3312的信号进行乘法运算，并从输出端子3313输出。
从第1分配电路321的输出端子3212输出的信号被输入到90度移相器34的输入端子3401。
90度移相器34将相位移相90度后的信号输出给输出端子3402。输出的信号被输入到第2混频器332的输入端子3322。
从第2分配电路322的输出端子3222输出的信号从第2混频器332的端子3321输入到混频器332。
混频器332对从输入端子3321和输入端子3322输入的信号进行乘法运算，并输出给输出端子3323。
如以上所述，利用输入到端子3101的本地信号对输入到正交检波电路31的端子3102的来自人体的反射信号进行正交检波，从正交检波电路31的端子3103、端子3104分别输出相位彼此相差90度的I信号、Q信号。将I信号、Q信号作为振幅等信息输入到控制部41。
控制部41接受从正交检波电路31输出的I信号以及Q信号的2个波作为输入，记录I信号和Q信号的值。
进而，在控制部41中，计算在预先决定的固定的微小时间(T)期间输入的I信号和Q信号的平均值，以使I信号和Q信号的时间平均值的绝对值为较小的一定阈值以下的方式，对可变匹配电路21输出控制信号。
时间(T)需要至少能够测量心拍以及呼吸波形的一个周期量的时间。此外，心拍以及呼吸波形根据作为测量对象的人体的性别、年龄、处于什么样的精神状态等而大幅变动，所以最好使用尽可能大的数值。
图4示出概略地示出控制部41的硬件结构的具体例的框图。
如图4所示，控制部41具有：模拟数字变换器420，将从正交检波电路31输出的作为模拟信号的I信号和Q信号变换为数字信号；存储装置412，存储I信号和Q信号的值；处理器411，根据I信号和Q信号，进行可变匹配电路的控制；以及数字模拟变换器430，将数字数据变换为模拟信号。
存储装置412是ROM(Read Only Memory，只读存储器)、RAM(Random AccessMemory，随机存取存储器)等存储器、硬盘等外部存储装置的总称，通过处理器411进行程序、数据的读写，并且还被用作临时数据的储存目的地。另外，存储装置412还进行从正交检波电路31向控制部41输出的I信号和Q信号的读写。进而，进行可变匹配电路21的匹配的程序(控制程序)也储存于存储装置412。
模拟数字变换器420将从正交检波电路31输出的模拟信号变换为处理器411可控制的数字数据。
数字模拟变换器430将处理器411运算得到的结果的数字数据变换为可变匹配电路21接受的模拟信号。
此外，模拟数字变换器420和数字模拟变换器430既可以使用进行专用的处理的硬件，也可以使用进行相同处理的程序。
使用图5，说明处理器411执行的控制程序的动作。
图5是在控制部41中动作的匹配程序的处理流程的一个例子。
控制程序在收到从正交检波电路31输出的I信号和Q信号时，通过模拟数字变换器420将I信号和Q信号变换为数字信号(S101)。
接下来，控制程序将变换为数字信号的I信号和Q信号的值存储到存储装置412(S102)。
控制程序判断是否经过了预先设定的时间(T)(S103)。
其结果，在尚未经过时间(T)的情况下(S103：“否”)，返回到S101的处理，在经过时间(T)的情况下(S103：“是”)，计算在从当前的时刻回溯时间(T)的期间存储于存储装置412的I信号和Q信号的值的平均值(S104)。
接下来，控制程序对该平均值和预先设定的阈值进行比较(S105)，在平均值小于阈值的情况下(S105：“是”)，返回到S101的处理，在平均值是阈值以上的情况下(S105：“否”)，以使与可变匹配电路21的端子2102连接的负载阻抗和与端子2101连接的电路的阻抗匹配的方式，进行调整值的计算(S106)。
然后，最后，控制程序向可变匹配电路21输出调整值(S107)。
以后，每当再次收到从正交检波电路31输出的I信号和Q信号时，反复S101的处理。
此外，在本实施方式中，作为时间平均的处理方法，设为将一定测量时间设为T秒钟，取I信号和Q信号的整个时间的平均的方法，但除此以外，也可以是如下方法：将T秒钟划分成更细的区间，在该区间中对波形进行加权平均。
例如，在将T秒钟中到S秒(S≤T)为止的时间平均设为A(S)时，在T-u≤S≤T(u≤T)的期间对A(S)进行平均化，判定I信号、Q信号的时间平均值的绝对值是否为足够小的一定阈值以下。
阈值由实际进行测量的环境的噪声的影响决定。例如，既可以预先测量周围的噪声的几个数值并设为其最大值，也可以是求标准差而得到的值、或者是根据最大值和平均值或最频值适当地求出的恰当的值。另外，阈值也可以不固定，而是设为能够根据状况变化、例如能够以一定间隔进行噪声的测量并进行再设定。
由此，A(S)相对S的变动变小，所以取平均值时的误差变小。
另外，为了计算调整值可以考虑以下的方法，该调整值用于使得与可变匹配电路21的端子2102连接的负载阻抗和与端子2101连接的电路的阻抗匹配。
首先，考虑如下方法：以可变匹配电路21的Z特性阻抗(Z0)为50Ω的方式，根据输入到控制部41的I信号及Q信号的值和可变匹配电路21的可变电容元件221～223的值进行计算，并以使得I信号和Q信号的时间平均的绝对值低于阈值的方式调整可变电容元件221～223的电容。
另外，也可以通过扫描可变电容元件221～223的值而调整各可变电容元件的电容值，以使得I信号和Q信号的时间平均的绝对值低于阈值。
例如，将第1可变电容元件222的值设为C1，将第2可变电容元件223的值设为C2。而且，在C1和C2各自的电容值取a1≤C1≤a2、b1≤C2≤b2之间的值的情况下，首先，最初将C1的值固定为a1，使C2的值在b1至b2之间依次变化，判断在组合该C1和C2的值的状态的可变匹配电路中，I信号和Q信号的时间平均的整体值是否低于阈值。
在C2即使使用b1至b2之间的所有值但仍未低于阈值的情况下，改变C1的值，再次使C2的值从b1变化至b2，判断在组合该C1和C2的值的状态的可变匹配电路中，I信号和Q信号的时间平均的整体值是否低于阈值。
进而，可以考虑预先准备表格的方法，该表格根据控制部41收到的I信号的值及Q信号的值和其平均值，储存有适当的值作为C1和C2可取的电容值。
控制部41在收到I信号和Q信号的值时，参照该表格，使用表格指示的C1和C2应设定的电容值，从而能够在短时间内调整可变匹配电路21的可变元件的值，以使得I信号和Q信号的时间平均的绝对值低于阈值。
分配电路51是具有3个端子5101～端子5103的高频电路，在向端子5101输入信号的情况下，将信号双分配而输出给端子5102、端子5103。
另外，端子5102和端子5103由于彼此隔离，所以在向端子5102输入信号的情况下，信号不输出到端子5103，仅从端子5101输出信号。
与分配电路51同样地，分配电路52也是具有3个端子5201～5203的高频电路，在向端子5203输入信号的情况下，将信号双分配而输出给端子5202、端子5201。
另外，端子5202和端子5201由于彼此隔离，所以在向端子5201输入信号的情况下，信号不输出到端子5202，仅从端子5203输出信号。
此外，分配电路51和分配电路52由于只要实现输出端子之间的隔离即可，所以可以考虑使用威尔金森型分配器、隔离端子与终端电阻连接的方向性耦合器。
信号发生部11的输出端子1101和第1分配电路51的端子5101连接，第1分配电路51的端子5102和第2分配电路52的端子5201连接，第1分配电路51的端子5103和正交检波电路31的端子3101连接，第2分配电路52的端子5202和正交检波电路31的端子3102连接，第2分配电路52的端子5203和可变匹配电路21的端子2101连接，可变匹配电路的端子2102和天线1连接。
接下来，说明本实施方式中的生物体传感器装置的整体的动作。首先，从信号发生部11的输出端子1101输出的频率的信号被输入到第1分配电路51的端子5101，将信号双分配给端子5102和端子5103。
在此，设信号所通过的路径a为端子5102→端子5201→分配电路52→端子5203→端子2101→可变匹配电路21→2102的路径。
另外，设信号通过的路径b为端子2102→可变匹配电路21→端子2101→端子5203→分配电路52→端子5202→端子3102的路径。
从第1分配电路51的端子5102输出的信号经由路径a输入到天线1，将从第1分配电路51的端子5103输出的信号作为本地信号，从正交检波电路31的端子3101输入到正交检波电路31。
通过路径a的信号被从天线1作为电波发射，由人体反射的反射波的信号输入到天线1，通过路径b从正交检波电路31的端子3102输入到正交检波电路31。
通过输入到端子3101的本地信号对输入到正交检波电路31的端子3102的来自人体的反射信号进行正交检波，作为相位彼此相差90度的I信号、Q信号从正交检波电路31的端子3103、3104分别输出。
I信号、Q信号输入到控制部41。
在控制部41中，对输入的I信号和Q信号这2个波测量一定时间，计算I信号、Q信号的时间平均。判定两个信号的时间平均值的绝对值是否为足够小的一定阈值以下。
在两个信号的时间平均值的绝对值大于阈值的情况下，从控制部41向可变匹配电路21发送控制信号，以使两个信号的时间平均的绝对值为阈值以下的方式，调整可变匹配电路21的通过以及反射特性。
如以上所述，充分减小对从天线发射的电波的信号、和由人体反射的反射波的信号进行正交检波而求出的I信号、Q信号的时间平均值的绝对值，越接近0，越能够降低天线的阻抗的不匹配损失，提高传感器灵敏度。
另外，通过在生物体传感器装置动作的过程中控制部41始终工作，即使人体等设置周围环境变化，也能够一直以感测灵敏度高的状态测量心拍。
图6示出利用本实施方式中使用的生物体传感器装置取得实际测量到的被测量者的心拍及呼吸波形的情况下的波形。
另外，作为比较对象，图7示出使用不具有可变匹配电路而在自由空间中实现天线的阻抗匹配的生物体传感器装置取得心拍以及呼吸波形的情况下的波形。不论在哪个图中，作为被测量者的准确的心拍以及呼吸波形(参考波形)，都用波浪线显示出使用接触型光电脉搏计的结果。
图6、图7都是计算所得到的I信号、Q信号的振幅、并描绘出相对该振幅的最大值的位移量的图。
图6是使用上述结构的生物体传感器装置的心拍以及呼吸波形，能够确认峰值的位置和参考波形一致。相对于此，图7是使用不具有可变匹配电路的生物体传感器装置的心拍以及呼吸波形，能够确认相比于图6，心拍以及呼吸波形的振幅更小，并且，呈现与参考波形不同的举动。
如果准确地检测心拍波形的峰值，则能够精度良好地测量被测量者的心拍间隔的变动值，能够广泛应用于身体状况以及健康状态的推测等。
此外，在本实施方式中，说明了在控制部41中根据是否经过预先设定的时间(T)进行判断，在经过时间(T)的情况下，计算在从当前的时刻回溯时间(T)的期间存储于存储装置412的I信号和Q信号的值的平均值的情况，但也可以并非判断是否经过时间(T)，而是预先设定由控制部41收到I信号和Q信号的值的次数，在控制部41中，在收到该次数的I信号和Q信号的值的情况下，根据预先设定的次数量的I信号和Q信号的值计算平均值。
另外，也可以每次存储计算出的I信号和Q信号的值的平均值是否超过阈值的结果，根据该结果，变更时间(T)或者次数。例如，也可以在I信号和Q信号的值的平均值未超过阈值的状态例如连续3次的情况下，增加时间(T)或者次数，相反地，在例如I信号和Q信号的值的平均值连续3次超过阈值的情况下，减少时间(T)或者次数。
这样，通过使时间(T)或者次数增减，能够高效地进行控制部的动作。
另外，在本实施方式中，说明了作为可变匹配电路21具备如图2所示的3个可变电容元件和1个电感器的情况，但可变匹配电路21的结构不限于此。
可变匹配电路21也可以是如图8、图9、图10、图11、图12所示的结构。
例如，图8所示的可变匹配电路21是将图2所示的可变匹配电路21的第1可变电容元件222和第2可变电容元件223置换为某个固定的值的电容器元件222A、223A的结构，图9所示的可变匹配电路21是将图2的第3可变电容元件221置换为某个固定的值的电容器元件221A的结构。
另外，图10所示的可变匹配电路21是去掉图2所示的可变匹配电路21的电感器元件23的结构，图11所示的可变匹配电路21是去掉图8所示的可变匹配电路21的电感器元件23的结构，图12所示的可变匹配电路21是从图9所示的可变匹配电路21去掉电感器元件23的结构。
进而，在图8、图9、图10、图11、图12中，第3可变电容元件221或者设为某个固定的值的电容器元件221A也可以断开(开路)，并且，第1可变电容元件222或者设为某个固定的值的电容器元件222A、第2可变电容元件223或者设为某个固定的值的电容器元件223A也可以短路(short)。其中，设为第1可变电容元件和第2可变电容元件的值以及状态相同。
如以上所述，生物体传感器装置包括天线1、信号发生部11、可变匹配电路21、正交检波电路31、控制部41以及分配电路51、分配电路52，通过在控制部41中控制可变匹配电路21以使I信号和Q信号的时间平均值的绝对值为一定阈值以下，从而具有能够获得适应设置周围环境的变化的、检测精度高的简易结构的生物体传感器装置的效果。
实施方式2.
在实施方式1中，说明了使用分配器的生物体传感器装置，但在本实施方式中，说明使用方向性耦合器代替分配器的情况。
图13是本实施方式的生物体传感器装置的结构图。
在图13中，61是方向性耦合器。在本实施方式中，说明方向性耦合器61具有4个端子6101～6104的情况。
此外，在图13中，与图1相同的符号表示同一或者相当的部分。
在对端子6101输入信号的情况下，方向性耦合器61将信号双分配而输出给端子6103、端子6104，在对端子6103输入信号的情况下，将信号双分配而输出给端子6101、端子6102。另外，端子6101与端子6102之间、端子6103与端子6104之间实现隔离。
在本实施方式中，如图13所示，信号发生部11的输出端子1101和方向性耦合器61的端子6101连接，方向性耦合器61的端子6102和正交检波电路31的端子3102连接，方向性耦合器的端子6103和可变匹配电路21的端子2101连接，方向性耦合器的端子6104和正交检波电路31的端子3101连接。
说明本实施方式中的动作。
从信号发生部11的输出端子1101输出的信号被输入到方向性耦合器61的端子6101，信号被双分配给端子6103和端子6104。
将从方向性耦合器61的端子6104输出的信号作为本地信号而输入到正交检波电路31的端子3101。另外，将从方向性耦合器61的端子6103输出的信号从端子2101输入到可变匹配电路21，从端子2102输出到天线1，从天线1作为电波发射。
从天线1发射的信号被人体反射，作为反射信号输入到天线1。该反射信号输入到可变匹配电路21的端子2102，从端子2101输出，输入到方向性耦合器61的端子6103。
输入到该端子6103的反射信号的一部分从端子6102输出，输入到正交检波电路31的端子3102。
与实施方式1的情况同样地，通过输入到端子3101的本地信号对输入到正交检波电路31的端子3102的来自人体的反射信号进行正交检波，从正交检波电路31的端子3103、端子3104分别输出相位彼此相差90度的I信号、Q信号。I信号、Q信号输入到控制部41。
在控制部41中，对输入的I信号和Q信号这2个波测量一定时间，计算I信号、Q信号的时间平均。判定两个信号的时间平均值的绝对值是否为足够小的一定阈值以下。
在两个信号的时间平均值的绝对值大于阈值的情况下，从控制部41向可变匹配电路21发送控制信号，以使两个信号的时间平均的绝对值为阈值以下的方式调整可变匹配电路21的通过以及反射特性。
如以上所述，在本实施方式中，生物体传感器装置包括天线1、信号发生部11、可变匹配电路21、正交检波电路31、控制部41以及方向性耦合器61，通过在控制部41中控制可变匹配电路21以使I信号和Q信号的时间平均值的绝对值为一定阈值以下，从而具有能够获得适应设置周围环境的变化的、检测精度高的更简易结构的生物体传感器装置的效果。
实施方式3.
在实施方式1中，说明了使用正交检波电路的生物体传感器装置，但在本实施方式中，说明使用混频器来代替正交检波电路的情况。
图14是本实施方式的生物体传感器装置的结构图。
在图14中，71是混频器。在本实施方式中，说明混频器71具有3个端子7101～7103的情况。此外，7101和7102为输入端子，7103为输出端子。
混频器71对从输入端子7101和输入端子7102输入的信号进行乘法运算，从输出端子7103输出信号。
在本实施方式中，如图14所示，在第1双分配电路51的端子5103与第2双分配电路52的端子5202之间配置有具有3个端子7101～7103的混频器71。
此外，在图14中，与图1相同的符号表示同一或者相当的部分。
在本实施方式中，第1双分配电路51的端子5103和混频器71的端子7101连接，第2分配电路52的端子5202和混频器71的端子7102连接。此时，也可以在混频器71与端子7103之间设置LPF。
说明本实施方式中的动作。
从信号发生部11的输出端子1101输出的信号被输入到第1双分配电路51的端子5101，信号被双分配给端子5102和端子5103。
在此，设信号通过的路径a为端子5102→端子5201→双分配电路52→端子5203→端子2101→可变匹配电路21→端子2102的路径。另外，设信号通过的路径b为端子2102→可变匹配电路21→端子2101→端子5203→双分配电路52→端子5202→端子7102的路径。
从第1双分配电路51的端子5102输出的信号经由路径a，输入到天线1。
将从第1双分配电路51的端子5103输出的信号作为本地信号从混频器71的端子7101输入到混频器71。
将通过路径a的信号从天线1作为电波发射。然后，这次，由人体反射的反射波的信号作为向天线1的输入而返回，经由路径b，从混频器71的端子7102输入到混频器71。
在混频器71中，对从混频器71的端子7101输入的本地信号和从端子7102输入的来自人体的反射信号进行乘法运算，作为I信号，从混频器71的端子7103输出。该I信号输入到控制部41。
在控制部41中，对输入的I信号测量一定时间，计算I信号的时间平均。判定I信号的时间平均值的绝对值是否为足够小的一定阈值以下。在I信号的时间平均值的绝对值大于阈值的情况下，从控制部41向可变匹配电路21发送控制信号，以使I信号的时间平均的绝对值为阈值以下的方式调整可变匹配电路21的通过以及反射特性。
如以上所述，在本实施方式中，生物体传感器装置包括天线1、信号发生部11、可变匹配电路21、控制部41、双分配电路51和双分配电路52以及混频器71，通过在控制部41中控制可变匹配电路21以使I信号的时间平均值的绝对值为一定阈值以下，从而具有能够获得适应设置周围环境的变化的、具有更简易结构的生物体传感器装置的效果。
实施方式4.
在本实施方式中，说明还追加有移相电路的情况。
图15是本实施方式的生物体传感器装置的结构图。
在图15中，81是移相电路。在本实施方式中，说明移相电路81具有端子8101、端子8102的情况。此外，8101为输入端子，8102为输出端子。
移相电路81具有使从输入端子8101输入的本地信号的相位变化的功能。从端子8102输出通过移相电路81改变相位后的本地信号。
在本实施方式中，如图15所示，第1双分配电路的端子5103和移相电路81的端子8101连接，移相电路81的端子8102和正交检波电路31的端子3101连接。
此外，在图15中，与图1相同的符号表示同一或者相当的部分。
说明本实施方式中的动作。
从信号发生部11的输出端子1101输出的信号被输入到第1双分配电路51的端子5101，信号被双分配给端子5102和端子5103。
在此，设信号通过的路径a为端子5102→端子5201→双分配电路52→端子5203→端子2101→可变匹配电路21→端子2102的路径。另外，设信号通过的路径b为端子2102→可变匹配电路21→端子2101→端子5203→双分配电路52→端子5202→端子3102的路径。
从第1双分配电路51的端子5102输出的信号经由路径a输入到天线1，将从第1双分配电路51的端子5103输出的信号作为本地信号从移相电路81的端子8101输入到移相电路81，从端子8102输出，从正交检波电路31的端子3101输入到正交检波电路31。
将通过路径a的信号从天线1作为电波而发射，由人体反射的反射波的信号输入到天线1，通过路径b从正交检波电路31的端子3102输入到正交检波电路31。
通过输入到端子3101的本地信号对输入到正交检波电路31的端子3102的来自人体的反射信号进行正交检波，从正交检波电路31的端子3103、3104分别输出相位彼此相差90度的I信号、Q信号。I信号、Q信号输入到控制部41。
在控制部41中，对输入的I信号和Q信号这2个波测量一定时间，计算I信号、Q信号的时间平均。判定两个信号的时间平均值的绝对值是否为足够小的一定阈值以下。在两个信号的时间平均值的绝对值大于阈值的情况下，从控制部41向可变匹配电路21发送控制信号，以使两个信号的时间平均的绝对值为阈值以下的方式调整可变匹配电路21的通过以及反射特性。
进而，在控制部41中，以使一定时间内的I信号的最大值和最小值之差为最大的方式调整移相电路81的移相量。
这样，通过以使一定时间内的I信号的最大值和最小值之差最大的方式调整移相电路81的移相量，能够使心拍波形的振幅最大化，以提高SN比。
如以上所述，在实施方式4中，生物体传感器装置包括天线1、信号发生部11、可变匹配电路21、正交检波电路31、控制部41、双分配电路51、双分配电路52以及移相电路81，通过在控制部41中调整移相电路81的移相量以使一定时间内的I信号的最大值和最小值之差为最大，从而能够使心拍波形的振幅最大化而提高SN比，获得检测精度高的、简易结构的生物体传感器装置的效果。
实施方式5.
在本实施方式中，说明还追加有放大电路的情况。
图16是本实施方式的生物体传感器装置的结构图。
在图16中，91是放大电路。在本实施方式中使用的放大电路91具有端子9101、端子9102，对输入到端子9101的信号进行放大，从端子9102输出。
在本实施方式中，如图16所示，第2双分配电路52的端子5202和放大电路91的端子9101连接，放大电路91的端子9102和正交检波电路31的端子3102连接。
此外，在图16中，与图1相同的符号表示同一或者相当的部分。
说明本实施方式中的动作。
从信号发生部11的输出端子1101输出的信号被输入到第1双分配电路51的端子5101，信号被双分配给端子5102和端子5103。
在此，设信号通过的路径a为端子5102→端子5201→双分配电路52→端子5203→端子2101→可变匹配电路21→2102的路径。另外，设信号通过的路径b为端子2102→可变匹配电路21→端子2101→端子5203→双分配电路52→端子5202→端子9101的路径。
从第1双分配电路51的端子5102输出的信号经由路径a输入到天线1，将从第1双分配电路51的端子5103输出的信号作为本地信号，从正交检波电路31的端子3101输入到正交检波电路31。
将通过路径a的信号从天线1作为电波而发射，由人体反射的反射波的信号输入到天线1，经由路径b从放大电路91的输入端子9101输入到放大电路91，放大后的信号从输出端子9102输出，从正交检波电路31的端子3102输入到正交检波电路31。
通过输入到端子3101的本地信号对输入到正交检波电路31的端子3102的、由放大电路91放大后的来自人体的反射信号进行正交检波，从正交检波电路31的端子3103、3104分别输出作为相位彼此相差90度的I信号、Q信号。该I信号、Q信号输入到控制部41。
这样，通过利用放大电路91对来自人体的反射波的信号进行放大，能够提高SN比。
如以上所述，在实施方式5中，生物体传感器装置包括天线1、信号发生部11、可变匹配电路21、正交检波电路31、控制部41、双分配电路51、双分配电路52以及放大电路91，通过利用放大电路91对来自人体的反射波的信号进行放大而提高SN比，具有能够获得检测精度高的、简易结构的生物体传感器装置的效果。
实施方式6
在本实施方式中，说明在实施方式1中在控制部41中设置了变换系数的情况。
图17是概略地示出控制部41的硬件结构的框图，示出在实施方式1的图4的存储装置412中设置了变换系数4121的情况。
变换系数4121是预先储存于存储装置412的系数，具备依赖于图1的电路结构的振幅和相位信息。另外，变换系数4121将I信号、Q信号这2个信号的时间平均值变换为从可变匹配电路21的端子2101观察的天线的反射系数Γm。变换系数例如也可以在本生物体传感器装置出厂前预先求出并储存于存储装置412。
另外，在图1的电路结构发生变更时，需要重新设定变换系数4121。例如，在用同轴电缆连接可变匹配电路21和分配电路52时，在该电缆长度发生变化的情况下，重新设定变换系数4121。
说明变换系数4121的求解方法。在决定变换系数4121时，并未将天线1设置于心脏附近等，而是在天线1的周围没有活动的物体的、I信号、Q信号在时间上几乎不变动的环境下进行。
使用图1的电路结构，利用VNA(矢量网络分析仪)等测量使可变匹配电路21的设定值变化而得到的从可变匹配电路21的端子2101观察的天线的反射系数Γm，同样地测量同一设定值下的I信号、Q信号，记录彼此对应的值。
在此，在将与I信号、Q信号对应的电压分别设为VI、VQ、将心拍波形信号设为Vr＝VI-jVQ时，能够根据(1)式计算变换系数4121。
Aejθ＝Γm/Vr (1)
关于与反射系数Γm对应的心拍波形信号Vr，例如，使用VSWR为2～5左右的、彼此尽可能分开的2个点，根据(1)式分别计算振幅项和相位项，将平均化而得到的结果作为变换系数4121。在VSWR过大时，分配电路52偏离理想特性，误差变大。另外，在VSWR小时，VI、VQ、S11的测量误差变大。因此，在计算中使用的值，VSWR最好为2～5左右。
另外，既可以使用与反射系数Γm对应的心拍波形信号Vr针对可变匹配电路21的每个设定值分别计算变换系数4121，也可以使用与反射系数Γm对应的心拍波形信号Vr针对可变匹配电路21的每个设定值分别计算振幅项和相位项，并根据所有点的平均值计算变换系数4121。
通过在存储装置412中预先准备根据(1)式求出的变换系数4121，即便是仅图1的结构而除此以外没有特别的测量设备的环境，通过对心拍波形的检测信号I信号、Q信号乘以变换系数4121(＝Aejθ)，也能够求出从对应的可变匹配电路21的端子2101观察的天线的反射系数Γm。
使用图18，说明图17中的处理器411执行的控制程序的动作。
图18是在控制部41中动作的匹配程序的处理流程的一个例子。
控制程序在收到从正交检波电路31输出的I信号和Q信号时，利用模拟数字变换器420将I信号和Q信号变换为数字信号(S101)。
接下来，控制程序将变换为数字信号的I信号和Q信号的值存储到存储装置412(S102)。
控制程序判断是否经过了预先设定的时间(T)(S103)。
其结果，在尚未经过时间(T)的情况下(S103：“否”)，返回到S101的处理，在经过时间(T)的情况下(S103：“是”)，计算在从当前的时刻回溯时间(T)的期间存储于存储装置412的I信号和Q信号的值的平均值(S104)。
接下来，控制程序对该平均值和预先设定的阈值进行比较(S105)，在平均值小于阈值的情况下(S105：“是”)，返回到S101的处理，在平均值是阈值以上的情况下(S105：“否”)，通过对存储于存储装置412的I信号和Q信号的值乘以变换系数4121(＝Aejθ)，计算从可变匹配电路21的端子2101观察的天线1的反射系数Γm(S1061)。使用计算出的反射系数Γm，以使从可变匹配电路21的端子2101观察的天线1侧的阻抗成为与端子2101连接的电路的阻抗(50Ω)的方式，计算可变匹配电路21的调整值(S106)。
然后，最后，控制程序向可变匹配电路21输出调整值(S107)。
通过导入变换系数4121，即便是仅图1的结构而除此以外没有特别的测量设备的环境，也能够利用正交检波电路31的检波信号求出从可变匹配电路21的端子2101观察的天线的反射系数Γm，从而准确地设定可变匹配电路21的调整值，具有能够获得检测精度高的、简易结构的生物体传感器装置的效果。
实施方式7
在本实施方式中，说明在实施方式6中使用可变匹配电路21的一个例子，利用控制部41来调整可变匹配电路21的情况。
图19示出在本实施方式中说明的可变匹配电路21的结构，图20示出图19的等效电路。
另外，图21示出在本实施方式中说明的控制流程的一个例子。
图19是在实施方式1的图10中，将第1、第2可变电容元件的端子2222和端子2232与天线1的端子2102连接的图。将与端子2102连接的天线1表示为天线1的负载阻抗Za。
图20示出图19的等效电路。在构成图19所示的电路时，实际如图20所示，在第1、第2、第3可变电容元件222、223、221中存在寄生电阻。因此，在准确计算第1、第2、第3可变电容元件222、223、221的值时需要考虑。在此，考虑寄生电阻与第1、第2、第3可变电容元件222、223、221串联连接。
224是与第3可变电容元件221连接的第3寄生电阻，225是与第1可变电容元件222连接的第1寄生电阻，226是与第2可变电容元件223连接的第2寄生电阻。
第3寄生电阻224具有端子2241和端子2242，第1寄生电阻225具有端子2251和端子2252，第2寄生电阻226具有端子2261和端子2262。此外，端子2242与接地连接。
第3寄生电阻224的端子2241和第3可变电容元件221的端子2212连接，第3寄生电阻224的端子2242和第2可变电容元件223的端子2231连接，第1寄生电阻225的端子2251和第1可变电容元件222的端子2222连接，第2寄生电阻226的端子2261和第2可变电容元件223的端子2232连接，第1寄生电阻225的端子2252和第2寄生电阻226的端子2262与天线1的端子2102连接。此外，将第1可变电容元件222以及第2可变电容元件223的可变电容值设为C1，将第3可变电容元件221的可变电容值设为C2，将第1寄生电阻225以及第2寄生电阻226的电阻值设为R1，将第3寄生电阻224的电阻值设为R2。
在本实施方式中，使用图21，说明图17的处理器411执行的控制程序的动作。
控制程序在收到从正交检波电路31输出的I信号和Q信号时，利用模拟数字变换器420将I信号和Q信号变换为数字信号(S101)。
接下来，控制程序将变换为数字信号的I信号和Q信号的值存储到存储装置412(S102)。
控制程序判断是否经过了预先设定的时间(T)(S103)。
其结果，在尚未经过时间(T)的情况下(S103：“否”)，返回到S101的处理，在经过时间(T)的情况下(S103：“是”)，计算在从当前的时刻回溯时间(T)的期间存储于存储装置412的I信号和Q信号的值的平均值(S104)。
接下来，控制程序对该平均值和预先设定的阈值进行比较(S105)，在平均值小于阈值的情况下(S105：“是”)，返回到S101的处理，在平均值是阈值以上的情况下(S105：“否”)，实施可变匹配电路部21的调整值的计算(S1061～S1063)。然后，最后，控制程序向可变匹配电路21输出调整值(S107)。
使用作为图19的等效电路的图20，具体地说明控制程序实施的可变匹配电路部21的调整值的计算(S1061～S1063)。
首先，先说明控制程序的子例程S1061中的计算。
在将存储于存储装置412的I信号和Q信号的时间平均值分别设为VI、VQ、将心拍波形信号设为Vr＝VI-jVQ时，通过对心拍波形信号Vr乘以变换系数4121(＝Aejθ)，计算从可变匹配电路21的参照面t1观察的天线1的反射系数Γm。
Γm＝Aejθ·Vr (2)
接下来，说明子例程S1062中的计算。
根据在S1061中计算出的反射系数Γm，计算从可变匹配电路21的参照面t1观察的天线1的阻抗Z＝R+jX，使用该阻抗Z、当前的可变匹配电路21的电路常数以及从信号发生部11产生的信号的频率ω，计算与端子2102连接的天线的阻抗Za＝Ra+jXa。
在S1062中的具体的计算中，关于从图20所示的参照面t1以及参照面t2观察的天线1的阻抗求解连立方程式来进行计算。
天线1的阻抗Za＝Ra+jXa的实部和虚部分别为(3)、(4)式。
接下来，说明子例程S1063中的计算。
根据在子例程S1062中求出的天线1的阻抗Za、和从参照面t1观察的天线1的反射系数Γm为0的条件(Z＝R0＝50Ω)，计算可变匹配电路21的各电容值，分别为(5)、(6)式。
使用(5)、(6)式，通过调整可变电容值C1、C2能够降低Γm。
然后，最后，控制程序向可变匹配电路21输出调整值(S107)。
例如，在可变电容元件是可变电容二极管时，关于调整值，也可以预先在控制部41中准备可变电容二极管和用于设为该电容值的施加电压的表格，根据计算出的电容值，利用表格的信息，对可变匹配电路21指示成为调整值的施加电压值。
通过实施可变匹配电路部21的调整值的计算(S1061～S1063)，能够准确地设定可变匹配电路21的调整值，具有能够获得检测精度高的、简易结构的生物体传感器装置的效果。
此外，本申请发明能够在该发明的范围内实现各实施方式的自由的组合、或者各实施方式的任意的构成要素的变形、或者各实施方式中的任意的构成要素的省略。
产业上的可利用性
本发明的生物体传感器装置具备：信号发生部，生成连续波信号；天线，将所述连续波信号作为电波而发射；可变匹配电路，用于取得所述信号发生部和所述天线的阻抗匹配；检波电路，根据所述连续波信号和入射到所述天线的电波的反射信号，输出检波信号；以及控制部，依据所述检波信号，根据能够测量心拍及呼吸波形的一个周期量以上的时间即预定的期间的所述检波信号，控制所述可变匹配电路的元件值，能够自适应地控制根据人体等设置周围条件而变化的生物体传感器用天线的输入阻抗，适于使用电波以非接触的方式取得心拍以及呼吸波形的生物体传感器装置。

Claims (3)

1.一种生物体传感器装置，其特征在于，具备：
信号发生部，生成连续波信号；
天线，将所述连续波信号作为电波而发射；
可变匹配电路，用于取得所述信号发生部和所述天线的阻抗匹配；
检波电路，根据所述连续波信号和入射到所述天线的电波的反射信号，输出检波信号；以及
控制部，基于所述检波信号，根据预定的期间的所述检波信号控制所述可变匹配电路的元件值，所述预定的期间为能够测量心拍及呼吸波形的一个周期量以上的时间，
所述检波电路具备：
第1混频器，对所述连续波信号和所述反射信号进行乘法运算；
移相器，对所述连续波信号的相位进行90度变换；以及
第2混频器，对所述移相器的输出和所述反射信号进行乘法运算，
所述控制部预先设置具备振幅和相位信息的复数的变换系数，
所述检波信号为从所述检波电路的所述第1混频器输出的I信号、从所述第2混频器输出的Q信号，
在将能够测量心拍以及呼吸波形的一个周期量以上的时间即预定的期间的所述检波信号I、Q这2个信号的时间平均值分别设为VI、VQ、将心拍波形信号设为Vr＝VI-jVQ、将所述可变匹配电路和所述天线的反射系数设为Γm时，通过所述反射系数Γm除以所述心拍波形信号Vr的Γm/Vr来计算所述变换系数。
2.根据权利要求1所述的生物体传感器装置，其特征在于，
所述控制部使用所述天线的负载阻抗，以使得所述可变匹配电路和所述天线的反射系数降低的方式调整所述可变匹配电路的电路常数值，
所述天线的负载阻抗是使用所述可变匹配电路和所述天线的反射系数Γm和所述可变匹配电路的电路常数计算的，
所述可变匹配电路和所述天线的反射系数Γm是通过对能够测量心拍以及呼吸波形的一个周期量以上的时间即预定的期间的所述检波信号的时间平均乘以以复数方式提供的所述变换系数而求出的。
3.根据权利要求1所述的生物体传感器装置，其特征在于，
所述可变匹配电路具备：
第1端子，与所述信号发生部连接；
第2端子、第3端子，与所述天线连接；以及
第4端子，与接地连接，
并且所述可变匹配电路具备：
第1可变电容元件，连接于所述第1端子与所述第2端子之间；
第2可变电容元件，连接于所述第3端子与所述第4端子之间；以及
第3可变电容元件，连接于所述第1端子与所述第4端子之间，
所述控制部使用所述可变匹配电路和所述天线的反射系数Γm和所述可变匹配电路的电路常数，计算所述天线的负载阻抗Za，该所述可变匹配电路和所述天线的反射系数Γm是基于所述检波信号，对能够测量心拍以及呼吸波形的一个周期量以上的时间即预定的期间的所述检波信号的时间平均乘以所述变换系数而求出的，
所述控制部在所述天线的负载阻抗为Za时，利用包括所述可变匹配电路和所述天线的阻抗的反射系数Γm为0的条件(50Ω)，在将所述第1可变电容元件以及所述第2可变电容元件的电容值设为C1、将在所述第1可变电容元件以及所述第2可变电容元件中寄生的串联电阻的值设为R1、将所述第3可变电容元件的电容值设为C2、将在所述第3可变电容元件中寄生的串联电阻的值设为R2、将从生成所述连续波信号的信号发生部产生的信号的频率设为ω时，以
的方式设定所述可变匹配电路的调整值。
CN201980053854.7A 2018-08-23 2019-08-07 生物体传感器装置 Active CN112566546B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JPPCT/JP2018/031085 2018-08-23
PCT/JP2018/031085 WO2020039533A1 (ja) 2018-08-23 2018-08-23 生体センサ装置
PCT/JP2019/031220 WO2020039941A1 (ja) 2018-08-23 2019-08-07 生体センサ装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN112566546A CN112566546A (zh) 2021-03-26
CN112566546B true CN112566546B (zh) 2024-03-08

Family

ID=69591976

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201980053854.7A Active CN112566546B (zh) 2018-08-23 2019-08-07 生物体传感器装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US11950885B2 (zh)
JP (1) JP6808105B2 (zh)
CN (1) CN112566546B (zh)
DE (1) DE112019003630B4 (zh)
WO (2) WO2020039533A1 (zh)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7490160B1 (ja) 2022-06-17 2024-05-24 三菱電機株式会社 生体情報取得装置および生体情報取得方法
JP7558458B1 (ja) 2023-10-10 2024-09-30 三菱電機株式会社 振動検知装置および振動検知方法

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002508883A (ja) * 1997-07-05 2002-03-19 サーフィス テクノロジー システムズ ピーエルシー プラズマ加工装置
JP2009171523A (ja) * 2008-01-21 2009-07-30 Hitachi Kokusai Electric Inc アンテナ整合器の整合方法
JP2009301747A (ja) * 2008-06-10 2009-12-24 Panasonic Corp 大電力高周波出力装置
CN101983030A (zh) * 2008-01-04 2011-03-02 雷神萨科斯公司 用于测量心输出量的非侵入性方法和装置
KR20110120553A (ko) * 2010-04-29 2011-11-04 (주)필텍 하나의 원형 편파 안테나를 이용한 모션센서
CN103155423A (zh) * 2010-10-25 2013-06-12 夏普株式会社 无线通信装置、无线通信装置的控制方法、程序及存储介质
JP2014217453A (ja) * 2013-05-02 2014-11-20 斎藤 光正 定在波レーダーによる人体異常検知装置及びその利用方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61135235A (ja) 1984-12-05 1986-06-23 Fujitsu Ltd アンテナシステム
JP4666281B2 (ja) * 2005-03-01 2011-04-06 ブラザー工業株式会社 無線タグ回路素子及びタグラベル作成装置
KR20110008080A (ko) * 2008-04-03 2011-01-25 카이 메디컬, 아이엔씨. 비접촉식 생리학적 모션 센서 및 모션 센서의 사용 방법
JP5653390B2 (ja) * 2012-01-30 2015-01-14 株式会社日本自動車部品総合研究所 無線通信システム
DE112014004788T5 (de) 2013-10-18 2016-06-30 Kyushu Institute Of Technology Vibrationssensor und Pulssensor
WO2015143325A1 (en) * 2014-03-21 2015-09-24 Meridian Medical Systems, Llc Treatment of barrett's esophagus incorporating radiometric sensing
JP6445354B2 (ja) 2015-03-05 2018-12-26 国立大学法人九州工業大学 生体信号検出装置及び血圧測定システム
HUE065811T2 (hu) * 2018-07-17 2024-06-28 Ohio State Innovation Foundation Mobil ultra-szélessávú radar mellkasi folyadékszint, valamint szív- és légzõszervi funkció monitorozására
US20220175254A1 (en) * 2019-03-26 2022-06-09 Cornell University Near-field coherent sensing methods and systems
EP3815606A1 (en) * 2019-10-28 2021-05-05 Koninklijke Philips N.V. A sensing unit for measuring stimuli in a body

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002508883A (ja) * 1997-07-05 2002-03-19 サーフィス テクノロジー システムズ ピーエルシー プラズマ加工装置
CN101983030A (zh) * 2008-01-04 2011-03-02 雷神萨科斯公司 用于测量心输出量的非侵入性方法和装置
JP2009171523A (ja) * 2008-01-21 2009-07-30 Hitachi Kokusai Electric Inc アンテナ整合器の整合方法
JP2009301747A (ja) * 2008-06-10 2009-12-24 Panasonic Corp 大電力高周波出力装置
KR20110120553A (ko) * 2010-04-29 2011-11-04 (주)필텍 하나의 원형 편파 안테나를 이용한 모션센서
CN103155423A (zh) * 2010-10-25 2013-06-12 夏普株式会社 无线通信装置、无线通信装置的控制方法、程序及存储介质
JP2014217453A (ja) * 2013-05-02 2014-11-20 斎藤 光正 定在波レーダーによる人体異常検知装置及びその利用方法

Also Published As

Publication number Publication date
US20210259562A1 (en) 2021-08-26
CN112566546A (zh) 2021-03-26
US11950885B2 (en) 2024-04-09
JPWO2020039941A1 (ja) 2021-01-07
WO2020039533A1 (ja) 2020-02-27
JP6808105B2 (ja) 2021-01-06
DE112019003630B4 (de) 2022-08-11
WO2020039941A1 (ja) 2020-02-27
DE112019003630T5 (de) 2021-04-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6974813B2 (ja) レーダーシステムにおけるトランシーバ性能パラメータの測定
US8140033B2 (en) Method for automatic impedance matching for a radiofrequency circuit and transmission or reception system with automatic matching
US9713434B2 (en) Microwave contactless heart rate sensor
CN112566546B (zh) 生物体传感器装置
US9494676B2 (en) Paired ZF sampling for pulse running time filling level sensor
CN105490760B (zh) 用于至少提供射频信号参数的变频传感器和系统
CN104052506B (zh) 天线调谐器控制系统和生成用于其的控制信号的方法
US10158336B2 (en) Automatic gain control for received signal strength indication
US6114858A (en) System for measuring noise figure of a radio frequency device
RU2737415C1 (ru) Зондирование конструкции из бетона при помощи электромагнитных волн
US8102183B2 (en) Measuring electrical impedance at various frequencies
CN105388463B (zh) 接收信号处理设备、雷达以及物体检测方法
US6486679B1 (en) Wide-band ratiometric radio frequency bridge
Cowles The evolution of integrated RF power measurement and control
RU2460081C2 (ru) Многоканальный нулевой радиометр
RU2269789C1 (ru) Способ определения места повреждения линий электропередачи и связи и устройство для его осуществления
WO2023243065A1 (ja) 生体情報取得装置および生体情報取得方法
US8717104B1 (en) Vector voltage samplers for RF interface control of power amplifier
RU2235340C1 (ru) Нулевой радиометр
JP6943667B2 (ja) Ｎｍｒ測定装置及び反射波モニタリング方法
US20240310440A1 (en) Device under test (dut) measurement circuit having harmonic minimization
RU2248000C2 (ru) Цифровой измеритель модуляции
RU2242016C2 (ru) Измеритель коэффициента усиления
RU42324U1 (ru) Устройство для определения места повреждения линий электропередачи и связи
JP2012198115A (ja) スペクトルアナライザおよびその周波数特性補正方法

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant