JP2019201698A - 生体検知装置 - Google Patents

Abstract

【課題】心拍数を正確に取得することのできる生体検知装置を提供する。【解決手段】生体検知装置１０は、人体に向けて電波を送信する送信機２０と、人体において透過又は反射された電波を受信し、当該電波に応じた大きさの出力信号を出力するする受信機３０と、出力信号に基づいて、人体において心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングを取得する鼓動取得部１１０と、を備える。鼓動取得部１１０は、出力信号を所定のサンプリング周期ＣＴでサンプリングし、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングのいずれかに基づいて、人体において心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングを取得するように構成されている。【選択図】図１

Description

本開示は生体検知装置に関する。

自動車の運転者の生体情報を生体検知装置によって取得することにより、当該運転者が運転を正常に行える状態であるか否かを判定するシステムについての検討が進められている。上記の生体情報としては、例えば運転者の心拍数や血圧等が挙げられる。このようなシステムによれば、例えば運転者において心拍数の異常（頻脈や徐脈）が生じていることが検知されると、車両を安全な場所に自動停車させる等の対応をとることが可能となる。

下記特許文献１には、心音に基づいて運転者の血圧を取得するシステムについての記載がある。また、同文献には、電波を用いることによって運転者の心拍数を非接触で取得することについての記載もある。

特開２０１６−１７４８７０号公報

電波により運転者の心拍数を取得する構成の生体検知装置は、運転者に向けて電波を送信する送信機と、運転者の体において透過又は反射された電波を受信する受信機と、を備える。受信機は、受信した電波の強度や周波数等に応じた出力信号を出力するものである。当該出力信号は、心臓の鼓動に応じてその大きさが変化する。このため、上記構成の生体検知装置では、出力信号の変化に基づいて心拍数を取得することができる。

しかしながら、出力信号は、上記のように心臓の鼓動に応じてその大きさを変化させるだけでなく、運転者の体の動きに応じてもその大きさを変化させてしまう。このため、運転者の体の動きによっては、心拍数を正確に取得することができない場合が生じ得る。運転者の体の動きによることなく、心拍数を正確に取得するための方法については、従来は具体的な検討が行われていなかった。

本開示は、心拍数を正確に取得することのできる生体検知装置、を提供することを目的とする。

本開示に係る生体検知装置（１０）は、人体に向けて電波を送信する送信機（２０）と、人体において透過又は反射された電波を受信し、当該電波に応じた大きさの出力信号を出力するする受信機（３０）と、出力信号に基づいて、人体において心臓（ＨＴ）の鼓動が生じたタイミングを取得する鼓動取得部（１１０）と、を備える。鼓動取得部は、出力信号を所定のサンプリング周期（ＣＴ）でサンプリングし、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングのいずれかに基づいて、人体において心臓の鼓動が生じたタイミングを取得するように構成されている。

このような構成の生体検知装置では、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングのいずれかに基づいて、人体において心臓の鼓動が生じたタイミングを鼓動取得部が取得する。

例えば、サンプリング周期を、心臓の鼓動に要する時間（所謂ＱＲＳ幅）の半分程度に設定しておけば、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング（又はその逆方向に転じたタイミング）は、心臓の鼓動が生じたタイミングに概ね一致することとなる。このため、上記構成の生体検知装置によれば、運転者の体の動きの影響を受けることなく、心臓の鼓動が生じたタイミングを比較的正確に取得することが可能となる。これにより、心拍数を正確に取得することができる。

本開示によれば、心拍数を正確に取得することのできる生体検知装置が提供される。

図１は、本実施形態に係る生体検知装置の全体構成を模式的に示す図である。 図２は、生体検知装置が搭載された車両の内部を、上面視で模式的に示す図である。 図３は、出力信号の時間変化の一例を示す図である。 図４は、出力信号の時間変化の一例を示す図である。 図５は、差分値の時間変化の一例を示す図である。 図６は、整流部及び平滑部の機能について説明するための図である。 図７は、第２実施形態に係る生体検知装置を搭載した車両の内部を、上面視で模式的に示す図である。 図８は、変形例に係る生体検知装置を搭載した車両の内部を、上面視で模式的に示す図である。 図９は、変形例に係る生体検知装置を搭載した車両の内部を、上面視で模式的に示す図である。 図１０は、変形例に係る生体検知装置を搭載した車両の内部を、上面視で模式的に示す図である。

以下、添付図面を参照しながら本実施形態について説明する。説明の理解を容易にするため、各図面において同一の構成要素に対しては可能な限り同一の符号を付して、重複する説明は省略する。

本実施形態に係る生体検知装置１０は、車両ＭＶ（図１では不図示、図２を参照）に搭載される装置であって、車両ＭＶの乗員Ｍの心拍数を非接触で取得するための装置として構成されている。生体検知装置１０によれば、例えば、車両ＭＶの走行中において運転者の心拍数が異常となった際に、車両ＭＶを安全な場所に自動停車させるようなことが可能となる。図１に示されるように、本実施形態に係る生体検知装置１０は、送信機２０と、受信機３０と、制御装置１００と、を備えている。

送信機２０は、人体に向けて所定周波数の電波を送信する装置である。送信機２０は送信アンテナ２１を有している。送信機２０は、運転席ＳＴ１の後方側となる位置に設置されており、その送信アンテナ２１は前方側の乗員Ｍ（つまり運転者）の心臓ＨＴに向けられている。図２に示されるように、送信機２０は運転席ＳＴ１の背面部分に固定されている。送信機２０の動作は、後述の制御装置１００によって制御される。

受信機３０は、人体において透過された電波を受信する装置である。当該電波は、上記の送信機２０によって送信された後、乗員Ｍの心臓ＨＴを透過した電波である。受信機３０は受信アンテナ３１を有している。受信機３０は、運転席ＳＴ１の前方側となる位置に設置されており、その受信アンテナ３１は前方側の乗員Ｍ（つまり運転者）の心臓ＨＴに向けられている。図２に示されるように、受信機３０は車両ＭＶのインストルメントパネルＩＰの内側に配置されている。受信機３０の動作は制御装置１００によって制御される。

受信機３０は、受信した電波の強度に応じた大きさの出力信号を、制御装置１００に向けて出力する。心臓ＨＴの鼓動によって乗員Ｍの体内における血流が変化すると、乗員Ｍの誘電率が僅かに変化する。この影響により、乗員Ｍを透過して受信機３０で受信される電波の強度も変化する。このため、受信機３０から出力される出力信号の値は、心臓ＨＴの鼓動に応じて変動（脈動）することとなる。生体検知装置１０は、上記出力信号の変化に基づいて心拍数を取得することができる。

図１に示されるように、受信機３０と制御装置１００との間にはフィルタ回路４０が配置されている。受信機３０からの出力信号は、フィルタ回路４０を介して制御装置１００に入力される。フィルタ回路４０は、出力信号から所定範囲の周波数成分のみを通過させ、それ以外の周波数成分をノイズとして除去するためのものである。フィルタ回路４０としては、バンドパスフィルタやローパスフィルタ、ハイパスフィルタ等を用いることができる。いずれの場合であっても、フィルタ回路４０は、心臓ＨＴの鼓動に対応した周波数成分を通過させるように構成される。尚、ノイズの除去を行わなくても心臓ＨＴの鼓動を正確に検知し得る場合には、受信機３０と制御装置１００との間にフィルタ回路４０を設けないこととしてもよい。

制御装置１００は、生体検知装置１０の全体の動作を統括制御するための装置である。制御装置１００は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等を有するコンピュータシステムとして構成されている。既に述べたように、制御装置１００は、送信機２０及び受信機３０のそれぞれの動作を制御する。また、制御装置１００は、受信機３０から出力される出力信号に基づいて、乗員Ｍの心拍数を算出して取得する。制御装置１００は、機能的な制御ブロックとして、鼓動取得部１１０と、データ取得部１１１と、差分算出部１１２と、整流部１１３と、平滑部１１４と、心拍数算出部１２０と、を備えている。

鼓動取得部１１０は、受信機３０からの出力信号に基づいて、乗員Ｍの体において心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングを取得する部分である。「心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミング」とは、心臓ＨＴが収縮を開始してから、心臓ＨＴの拡張が完了するまでの期間における特定のタイミングのことである。本実施形態における鼓動取得部１１０は、心臓ＨＴが収縮から拡張に転じるタイミングを、鼓動が生じたタイミングとして取得する。尚、これから説明するデータ取得部１１１、差分算出部１１２、整流部１１３、及び平滑部１１４は、いずれもこの鼓動取得部１１０の一部として構成されている。

データ取得部１１１は、受信機３０から（フィルタ回路４０を介して）連続的に入力される出力信号を、所定のサンプリング周期ＣＴ（図４を参照）でサンプリングする部分である。本実施形態では、サンプリング周期ＣＴとして０．０５秒が設定されている。サンプリング周期ＣＴは、心臓ＨＴの鼓動に要する時間（所謂ＱＲＳ幅）の半分程度であることが好ましく、具体的には０．０３秒以上であり且つ０．１秒以下であることが好ましい。サンプリングによって取得された出力信号の値は、制御装置１００が有する不図示の記憶装置に記憶される。

差分算出部１１２、整流部１１３、及び平滑部１１４は、上記のようにサンプリングされた出力信号の値を用いて演算を行うことにより、心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングの取得に必要な処理を行う部分である。差分算出部１１２等のそれぞれによって行われる演算の具体的な内容については後述する。

心拍数算出部１２０は、鼓動取得部１１０によって取得される各タイミングの間隔に基づいて、乗員Ｍの心拍数を算出し取得する処理を行う部分である。

図３を参照しながら、制御装置１００によって行われる処理の概要について説明する。図３に示されるのは、受信機３０から制御装置１００へと出力される出力信号の時間変化の一例を示すグラフである。図３の例では、時刻ｔ１、ｔ２、ｔ３のそれぞれにおいて心臓ＨＴの鼓動が生じており、それに伴って出力信号が脈動している。具体的には、心臓ＨＴの収縮に伴って出力信号の値が僅かに増加しており、その後の心臓ＨＴの拡張に伴って出力信号の値が概ね元の値に戻っている。

時刻ｔ１、ｔ２、ｔ３のそれぞれは、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、すなわち、出力信号の脈動がピークとなるタイミングとなっている。鼓動取得部１１０は、当該タイミングに基づいて、乗員Ｍの体において心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングを取得する。具体的には、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミングそのものを、心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングとして取得する。このような態様に替えて、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミングとは異なるタイミング（例えば、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミングから所定期間だけシフトしたタイミング）を、心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングとして取得することとしてもよい。

尚、心臓ＨＴの鼓動に伴う出力信号の脈動が、図３に示されるものとは反対の方向に脈動するように、受信機３０を構成することも可能である。すなわち、心臓ＨＴの収縮に伴って出力信号が僅かに減少し、その後の心臓ＨＴの拡張に伴って出力信号が概ね元の値に戻るように、受信機３０を構成することも可能である。この場合における鼓動取得部１１０は、サンプリングされた出力信号の値が減少から増加に転じたタイミングに基づいて、人体において心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングを取得することとなる。

このように、本実施形態における鼓動取得部１１０は、受信機３０からの出力信号を所定のサンプリング周期ＣＴでサンプリングし、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングのいずれかに基づいて、人体において心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングを取得するように構成されている。

図３に示されたグラフでは、時刻ｔ１、ｔ２、ｔ３のそれぞれにおいて上記の脈動が生じているほか、これらを含む全体の期間において緩やかな変動が生じている。具体的には、時刻ｔ２までの期間においては緩やかに減少しており、時刻ｔ２を超えた以降の期間においては緩やかに増加している。このような出力信号の変動は、心臓ＨＴの鼓動によるものではなく、乗員Ｍの体の動きによって生じたものである。

本実施形態では、データ取得部１１１による出力信号のサンプリング周期ＣＴが、乗員Ｍの体の動きによって生じる出力信号の変動周期（数秒程度）に比べて短くなっており、且つ、心臓ＨＴの鼓動に要する時間の半分程度に設定されている。このため、サンプリングされた出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング（又はその逆方向に転じたタイミング）は、心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングに概ね一致することとなる。生体検知装置１０によれば、乗員Ｍの体の動きの影響を受けることなく、心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングを比較的正確に取得することができる。

乗員Ｍの体において心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミング（時刻ｔ１、ｔ２、ｔ３）が取得されると、心拍数算出部１２０は乗員Ｍの心拍数を算出する。心拍数算出部１２０は、上記タイミングの時間間隔ＴＭに基づいて、１分間あたりに心臓ＨＴの鼓動が生じる回数、すなわち心拍数を算出する。

出力信号の脈動が生じたタイミングを取得するための具体的な方法について、図４等を参照しながら説明する。図４に示されるのは、図３に示される出力信号の波形のうち、脈動が生じた時刻ｔ２の近傍の波形を拡大して示したものである。尚、図３に示される時刻ｔ２は、図４においては「ｔ１３」と表記されている。

図４のグラフ上に示される複数のドットは、データ取得部１１１によって出力信号がサンプリングされたタイミング及びその値を示す点である。それぞれのドットはサンプリング周期ＣＴごとに並ぶ点となっている。図４に示される例では、時刻ｔ１２までの期間においてはサンプリングされた出力信号の値は緩やかに変化している。時刻ｔ１２の後の時刻ｔ１３においては、心臓ＨＴの収縮開始に伴って、サンプリングされた出力信号の値が増加している。時刻ｔ１３の後の時刻ｔ１４においては、心臓ＨＴの拡張終了に伴って、サンプリングされた出力信号が減少し概ね元の値に戻っている。時刻ｔ１４以降においては、サンプリングされた出力信号の値は再び緩やかに変化している。

本実施形態では、データ取得部１１１によって出力信号のサンプリングが行われる毎に、以下の式（１）で定義される差分値の算出が行われている。
（差分値）＝（（第２信号値）−（第１信号値））−（（第３信号値）−（第２信号値））・・・（１）

式（１）における「第１信号値」とは、特定のタイミング、具体的には、直近でサンプリングが行われたタイミングよりも、サンプリング周期ＣＴの２倍の時間だけ前のタイミングでサンプリングされた出力信号の値のことである。

式（１）における「第２信号値」とは、上記の第１信号値が取得された（つまりサンプリングされた）タイミングよりも、サンプリング周期ＣＴだけ後のタイミングでサンプリングされた出力信号の値のことである。

式（１）における「第３信号値」とは、上記の第２信号値が取得された（つまりサンプリングされた）タイミングよりも、更にサンプリング周期ＣＴだけ後のタイミングでサンプリングされた出力信号の値のことである。すなわち、直近のタイミングでサンプリングされた出力信号の値のことである。

式（１）で定義される差分値は、第２信号値と第１信号値との差分から、第３信号値と第２信号値との差分を差し引くことによって得られる値、ということができる。このような差分値の算出は、図１の差分算出部１１２によって行われる。

先に述べたように、差分値の算出は、データ取得部１１１によって出力信号のサンプリングが行われる毎に行われる。つまり、差分算出部１１２は、サンプリング周期ＣＴが経過する毎に、直近の３回にサンプリングされた値を上記の第１信号値、第２信号値、及び第３信号値とした上で、差分値を算出する

例えば、図４の時刻ｔ１２の直後においては、時刻ｔ１０でサンプリングされた出力信号の値を第１信号値とし、時刻ｔ１１でサンプリングされた出力信号の値を第２信号値とし、時刻ｔ１２でサンプリングされた出力信号の値を第３信号値とした上で、差分値の算出が行われる。この場合、時刻ｔ１０から時刻ｔ１２までの期間では出力信号は単調減少しているので、（第２信号値）−（第１信号値）の値と、（第３信号値）−（第２信号値）の値とは概ね等しい。このため、時刻ｔ１２の直後において式（１）で算出される差分値は概ね０となる。

図４の時刻ｔ１３の直後においては、時刻ｔ１１でサンプリングされた出力信号の値を第１信号値とし、時刻ｔ１２でサンプリングされた出力信号の値を第２信号値とし、時刻ｔ１３でサンプリングされた出力信号の値を第３信号値とした上で、差分値の算出が行われる。この場合、（第２信号値）−（第１信号値）の絶対値に比べて、（第３信号値）−（第２信号値）の絶対値が大きくなる。このため、時刻ｔ１３の直後において算出される差分値は、（第２信号値）−（第３信号値）に概ね等しい負値となる。

図４の時刻ｔ１４の直後においては、時刻ｔ１２でサンプリングされた出力信号の値を第１信号値とし、時刻ｔ１３でサンプリングされた出力信号の値を第２信号値とし、時刻ｔ１４でサンプリングされた出力信号の値を第３信号値とした上で、差分値の算出が行われる。この場合、（第２信号値）−（第１信号値）の値は正値となり、（第３信号値）−（第２信号値）の値は負値となり、両者の絶対値は概ね等しい。このため、時刻ｔ１４の直後において算出される差分値は、（第２信号値）−（第１信号値）の２倍に概ね等しい正値となる。

図４の時刻ｔ１５の直後においては、時刻ｔ１３でサンプリングされた出力信号の値を第１信号値とし、時刻ｔ１４でサンプリングされた出力信号の値を第２信号値とし、時刻ｔ１５でサンプリングされた出力信号の値を第３信号値とした上で、差分値の算出が行われる。この場合、（第３信号値）−（第２信号値）の絶対値に比べて、（第２信号値）−（第１信号値）の絶対値が大きくなる。このため、時刻ｔ１５の直後において算出される差分値は、（第２信号値）−（第１信号値）に概ね等しい負値となる。

図４の時刻ｔ１６の直後においては、時刻ｔ１４でサンプリングされた出力信号の値を第１信号値とし、時刻ｔ１５でサンプリングされた出力信号の値を第２信号値とし、時刻ｔ１６でサンプリングされた出力信号の値を第３信号値とした上で、差分値の算出が行われる。この場合、時刻ｔ１４から時刻ｔ１６２までの期間では出力信号は単調増加しているので、（第２信号値）−（第１信号値）の値と、（第３信号値）−（第２信号値）の値とは概ね等しい。このため、時刻ｔ１６の直後において算出される差分値は概ね０となる。

図５には、以上のように各時刻において算出される差分値の変化が示されている。同図に示されるように、図４の例において算出される差分値は、時刻ｔ１４において最大となる。また、時刻ｔ１４の前後における差分値は負値となっており、その他の時刻（出力信号の値が単調減少又は単調増加している期間といえる）における差分値は概ね０となっている。時刻ｔ１４における波形のピークの高さは、図３の時刻ｔ２等における脈動の変動量に比べると約２倍程度に大きい。

このため、差分値が最大となる時刻ｔ１４を、鼓動取得部１１０によって容易に取得することが可能となっている。例えば、所定の閾値を予め設定しておき、当該閾値を越える差分値が算出されたタイミングを、差分値が最大となったタイミングとして取得することとすればよい。

鼓動取得部１１０は、差分値に正側のピークが生じる時刻ｔ１４よりもサンプリング周期ＣＴだけ前の時刻ｔ１３を、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、すなわち心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングとして取得することができる。これに基づき、心拍数算出部１２０は、１分間において差分値に正側のピークが生じる回数を心拍数として算出する。

差分値に正側のピークが生じた時刻と、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミングとの差は概ね一定であり、且つ短い時間である。このため、当該差が問題とならない場合には、鼓動取得部１１０は、差分値に正側のピークが生じた時刻そのものを、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミングとして取得することとしてもよい。

尚、心臓ＨＴの鼓動に伴う出力信号の脈動が、図３に示されるものとは反対の方向に脈動するように受信機３０が構成されている場合には、鼓動取得部１１０は、差分値に負側のピークが生じる時刻よりもサンプリング周期ＣＴだけ前の時刻を、出力信号の値が減少から増加に転じたタイミングとして取得し、これを心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングとして取得することとなる。また、この場合の心拍数算出部１２０は、１分間において差分値に負側のピークが生じる回数を心拍数として算出する。

以上のように、本実施形態における鼓動取得部１１０は、差分算出部１１２で算出された差分値に基づいて、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングを取得するように構成されている。式（１）で定義される差分値を用いることにより、出力信号の変化が増幅されることとなるので、出力信号が脈動するタイミングを正確に取得することができる。その結果、心拍数算出部１２０によって心拍数を正確に算出し取得することができる。

また、出力信号の値が単調減少又は単調増加している期間においては差分値が概ね０となるので、出力信号のノイズを除去できるという利点も得られる。例えば、所定の閾値を下回る差分値を０に置き換える等の処理を行えば、出力信号のノイズを完全に除去することができる。

図５の例において、差分値が正側にピークとなるタイミング（時刻ｔ１４）を取得するに当たっては、鼓動取得部１１０は更なる演算を行っている。これについて、図６を参照しながら説明する。図６（Ａ）に示されるのは、図５と同様の差分値の変動を示すグラフである。図６（Ａ）の例では、心臓ＨＴの鼓動に伴う差分値のピークが３回生じている。

本実施形態では、図６（Ａ）に示されるような差分値の変化を示す信号が、差分算出部１１２から出力され、図１の整流部１１３へと入力されている。整流部１１３は、入力された信号（差分値の変化を示す信号）を全波整流して出力するものである。このため、図６（Ａ）に示される差分値の波形は、整流部１１３において図６（Ｂ）に示される波形に変換された後、整流部１１３から出力される。このような整流部１１３は、差分算出部１１２から数値データを受け取って、当該データを演算処理することによって全波整流するものであってもよく、差分算出部１１２から出力されるアナログ信号を全波整流するように構成された回路であってもよい。

図６（Ｂ）に示されるように、整流部１１３から出力される信号の波形は、心臓ＨＴの１回の鼓動において、正側に３つのピークが並ぶような波形となる。それぞれのピークの高さは、中央のピークにおいて最も高くなっている。

整流部１１３から出力される全波整流後の波形は、図１の平滑部１１４へと入力される。平滑部１１４は、整流部１１３から出力された信号（つまり全波整流後の波形）を平滑化して出力するものである。このため、図６（Ｂ）に示される全波整流後の波形は、平滑部１１４において図６（Ｃ）に示される波形に変換された後、平滑部１１４から出力される。正側に３つのピークが並ぶような波形（図６（Ｂ））は、平滑部１１４において平滑化されることにより、全体が一つのピークを形成するような波形（図６（Ｃ））となる。

このような平滑部１１４は、整流部１１３から数値データを受け取って、当該データを演算処理することによって平滑化するものであってもよく、整流部１１３から出力されるアナログ信号を平滑化するように構成された回路であってもよい。

図６（Ａ）と図６（Ｃ）とを比較すると明らかなように、差分値の変化を示す波形は、整流部１１３による全波整流及び平滑部１１４による平滑化を経ることにより、比較的単純な波形となっている。鼓動取得部１１０は、図６（Ｃ）に示される波形が正側にピークとなる時刻ｔ２１、ｔ２２、ｔ２３のそれぞれ（正確には、これらよりもサンプリング周期ＣＴだけ前の時刻）を、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、すなわち心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングとして取得することができる。波形が正側にピークとなる時刻ｔ２１等は、例えば、所定の閾値を予め設定しておき、当該閾値を越える差分値が算出されたタイミングとして取得することができる。

尚、心臓ＨＴの鼓動に伴う出力信号の脈動が、図３に示されるものとは反対の方向に脈動するように受信機３０が構成されている場合には、図６（Ａ）、図６（Ｂ）、図６（Ｃ）に示される波形は、これらの正負を反転させた波形となる。この場合の鼓動取得部１１０は、平滑化後の波形が負側にピークとなるタイミングのそれぞれ（正確には、これらよりもサンプリング周期ＣＴだけ前の時刻）を、出力信号の値が減少から増加に転じたタイミング、すなわち心臓ＨＴの鼓動が生じたタイミングとして取得することとなる。

このように、本実施形態に係る鼓動取得部１１０は、平滑部１１４から出力された平滑化後の信号に基づいて、出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングを取得するように構成されている。整流部１１３による全波整流及び平滑部１１４による平滑化を経ることにより、上記のタイミングを更に正確かつ容易に取得することが可能となっている。

第２実施形態について、図７を参照しながら説明する。以下では、第１実施形態と異なる点について主に説明し、第１実施形態と共通する点については適宜説明を省略する。本実施形態では、送信機２０の配置及び受信機３０の構成において第１実施形態と異なっている。

本実施形態における送信機２０は、受信機３０と同様に、車両ＭＶのインストルメントパネルＩＰの内側に配置されている。送信機２０の送信アンテナ２１は、その後方側にある乗員Ｍ（つまり運転者）の心臓ＨＴに向けられている。

本実施形態における受信機３０には、送信機２０から送信された後に乗員Ｍを透過した電波ではなく、乗員Ｍで反射された電波が到達することとなる。つまり、本実施形態における受信機３０は、人体において反射された電波を受信する装置として設けられている。

乗員Ｍの体の表面が、心臓ＨＴの脈動によって僅かに変位すると、受信機３０に到達する電波は、ドップラー効果によってその周波数を変化させることとなる。受信機３０は、受信した電波の周波数に応じた大きさの出力信号を出力する。このため、受信機３０から出力される出力信号の波形は、図３に示される第１実施形態の波形と同様のものとなる。従って、制御装置１００は、第１実施形態で説明したものと同様の処理を行うことにより、出力信号に基づいて心拍数を算出し取得することができる。

尚、送信機２０及び受信機３０の配置としては、以上のようなものに限られず様々な配置を選択することができる。例えば、図８に示される変形例のように、送信機２０及び受信機３０の両方を、運転席ＳＴ１の背面部分に固定してもよい。この場合、送信機２０から送信される電波は、後方側から乗員Ｍの体に到達する。また、当該電波は、乗員Ｍの体で反射された後、後方側の受信機３０で受信される。

図９に示される他の変形例では、車両ＭＶのインストルメントパネルＩＰの内側に一対の送信機２０及び受信機３０が配置されており、運転席ＳＴ１の背面部分に他の一対の送信機２０及び受信機３０が配置されている。このように、送信機２０及び受信機３０を複数組配置することとしてもよい。

図９の配置においては、前方側に配置された送信機２０から送信された後、乗員Ｍの体によって反射された電波を、前方側に配置された受信機３０が受信する。また、後方側に配置された送信機２０から送信された後、乗員Ｍの体によって反射された電波を、後方側に配置された受信機３０が受信する。このような態様に替えて、前方側に配置された送信機２０から送信された後、乗員Ｍの体を透過した電波を、後方側に配置された受信機３０が受信することとしてもよい。同様に、後方側に配置された送信機２０から送信された後、乗員Ｍの体を透過した電波を、前方側に配置された受信機３０が受信することとしてもよい。

図１０に示される他の変形例では、送信機２０及び受信機３０が、後部座席ＳＴ３の背面部分に固定されている。後部座席ＳＴ３は、運転席ＳＴ１及び助手席ＳＴ２の後方側に配置された座席である。この変形例によれば、後部座席ＳＴ３の乗員Ｍの心拍数を取得することが可能となる。

同様に、送信機２０及び受信機３０を複数の座席のそれぞれに設けることとしてもよい。つまり、運転席ＳＴ１に着座している乗員Ｍの心拍数だけでなく、他の座席に着座している乗員Ｍの心拍数も取得可能となるように、各座席に送信機２０及び受信機３０を設けることとしてもよい。

送信機２０及び受信機３０の位置は、乗員Ｍの心拍数を取得し得るような位置であればよい。例えば、これらのうちの少なくとも一方を、車両ＭＶの天井のうち、検知対象の乗員Ｍの前方側となる位置に設けることとしてもよい。送信機２０等の取り付け位置は、天井の内側（車室とは反対側）であってもよく、車室側であってもよい。この場合も、送信アンテナ２１や受信アンテナ３１は乗員Ｍの心臓ＨＴに向けられる。

以上、具体例を参照しつつ本実施形態について説明した。しかし、本開示はこれらの具体例に限定されるものではない。これら具体例に、当業者が適宜設計変更を加えたものも、本開示の特徴を備えている限り、本開示の範囲に包含される。前述した各具体例が備える各要素およびその配置、条件、形状などは、例示したものに限定されるわけではなく適宜変更することができる。前述した各具体例が備える各要素は、技術的な矛盾が生じない限り、適宜組み合わせを変えることができる。

１０：生体検知装置
２０：送信機
３０：受信機
１１０：鼓動取得部
ＣＴ：サンプリング周期
ＨＴ：心臓

Claims (5)

1. 人体に向けて電波を送信する送信機（２０）と、
   前記人体において透過又は反射された電波を受信し、当該電波に応じた大きさの出力信号を出力するする受信機（３０）と、
   前記出力信号に基づいて、前記人体において心臓（ＨＴ）の鼓動が生じたタイミングを取得する鼓動取得部（１１０）と、を備え、
   前記鼓動取得部は、
   前記出力信号を所定のサンプリング周期（ＣＴ）でサンプリングし、
   サンプリングされた前記出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングのいずれかに基づいて、前記人体において心臓の鼓動が生じたタイミングを取得するように構成されている生体検知装置。
2. 特定のタイミングでサンプリングされた前記出力信号の値を第１信号値とし、
   前記第１信号値が取得されたタイミング、よりも前記サンプリング周期だけ後のタイミングでサンプリングされた前記出力信号の値を第２信号値とし、
   前記第２信号値が取得されたタイミング、よりも更に前記サンプリング周期だけ後のタイミングでサンプリングされた前記出力信号の値を第３信号値としたときに、
   前記第２信号値と前記第１信号値との差分から、前記第３信号値と前記第２信号値との差分を差し引くことによって得られる差分値を、前記サンプリング周期が経過する毎に算出する差分算出部（１１２）を更に備え、
   前記鼓動取得部は、
   前記差分算出部で算出された前記差分値に基づいて、前記出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングを取得する、請求項１に記載の生体検知装置。
3. 前記差分値の変化を示す信号を全波整流して出力する整流部（１１３）と、
   前記整流部から出力された信号を平滑化して出力する平滑部（１１４）と、を更に備え、
   前記鼓動取得部は、
   前記平滑部から出力された信号に基づいて、前記出力信号の値が増加から減少に転じたタイミング、又は減少から増加に転じたタイミングを取得する、請求項２に記載の生体検知装置。
4. 前記サンプリング周期は０．０３秒以上であり且つ０．１秒以下である、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の生体検知装置。
5. 前記送信機及び前記受信機のうちの少なくとも一方は、
   車両（ＭＶ）の運転席（ＳＴ１）の後方側、前記車両のインストルメントパネル（ＩＰ）、及び前記車両の天井のいずれかに設けられている、請求項１乃至４のいずれか１項に記載の生体検知装置。

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