JP6750229B2 - Drowsiness detection program, drowsiness detection method, and drowsiness detection device - Google Patents
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Description
本発明は、眠気検知プログラム、眠気検知方法および眠気検知装置に関する。 The present invention relates to a drowsiness detection program, a drowsiness detection method, and a drowsiness detection device.
交通事故の総数は、年々減ってきているものの、ヒューマンエラーによる事故はそれほど減っていない。ヒューマンエラーによる事故の原因の一つとして、運転中の眠気がある。このため、運転中の覚醒度に基づいてドライバに警告を発し、事故を未然に防ぐ技術が求められる。 Although the total number of traffic accidents has been decreasing year by year, the number of accidents due to human error has not decreased so much. One of the causes of accidents due to human error is drowsiness during driving. For this reason, there is a demand for a technique for issuing a warning to the driver based on the awakening level during driving to prevent an accident.
例えば、覚醒度を判定する従来技術として、ドライバの心拍信号から周波数解析によって算出されるスペクトル密度のLF(Low Frequency)およびHF(High Frequency)の周波数範囲での極大点の変化からドライバの覚醒度を判定する技術がある。かかる従来技術では、覚醒度が低い場合、ドライバが眠い状態であると判定する。 For example, as a conventional technique for determining the arousal level, the driver's arousal level is determined from the change of the maximum points in the frequency range of LF (Low Frequency) and HF (High Frequency) of the spectral density calculated by frequency analysis from the driver's heartbeat signal. There is a technology to judge. In such a conventional technique, when the awakening degree is low, it is determined that the driver is in a sleepy state.
しかしながら、覚醒度が低い状態には、ドライバが眠い状態以外の状態もある。このため、上述した従来技術では、ドライバが眠い状態を精度良く判別できない場合がある。 However, the state where the awakening degree is low includes states other than the sleepy state of the driver. Therefore, in the above-described conventional technique, the driver may not be able to accurately determine the sleepy state.
1つの側面では、被験者が眠い状態を精度良く推定できる眠気検知プログラム、眠気検知方法および眠気検知装置を提供することを目的とする。 In one aspect, it is an object to provide a drowsiness detection program, a drowsiness detection method, and a drowsiness detection device that enable a subject to accurately estimate a sleepy state.
第1の案では、眠気検知プログラムは、コンピュータに、被験者から順次得られた心拍データについて周波数解析を行う処理を実行させる。眠気検知プログラムは、コンピュータに、周波数解析の結果得られた周波数分布のばらつき度合いに応じて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する処理を実行させる。 In the first proposal, the drowsiness detection program causes a computer to execute a process of performing frequency analysis on heartbeat data sequentially obtained from the subject. The drowsiness detection program causes a computer to execute a process of estimating whether the subject is drowsy or relaxed according to the degree of variation in the frequency distribution obtained as a result of the frequency analysis.
本発明の1実施態様によれば、被験者が眠い状態を精度良く推定できる。 According to one embodiment of the present invention, a subject can accurately estimate a sleepy state.
以下に、本願の開示する眠気検知プログラム、眠気検知方法および眠気検知装置の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。なお、この実施例によりこの発明が限定されるものではない。 Hereinafter, embodiments of the drowsiness detection program, the drowsiness detection method, and the drowsiness detection device disclosed in the present application will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiments.
図1は、本実施例に係る眠気検知装置の構成を示す機能ブロック図である。図1に示すように、この眠気検知装置100は、センサ110と、心拍間隔算出部120と、解析部130と、判定部140と、推定部150と、設定部160と、警告部170とを有する。
FIG. 1 is a functional block diagram showing the configuration of the drowsiness detection device according to the present embodiment. As shown in FIG. 1, the
センサ110は、被験者の心拍信号を検出するセンサである。被験者は、例えば、車両のドライバに対応する。例えば、センサ110は、車両のハンドル等に設置されている。本実施例では一例として、心拍信号を検出する場合について説明するが、センサ110は、被験者の脈拍信号を検出してもよい。心拍信号および脈拍信号は、生体信号の一例である。センサ110は、心拍信号のデータを心拍間隔算出部120に出力する。以下の説明において、心拍信号のデータを心拍信号データと表記する。本実施例では、心拍信号データが心拍データに対応する。
The sensor 110 is a sensor that detects a heartbeat signal of the subject. The test subject corresponds to, for example, a driver of the vehicle. For example, the sensor 110 is installed on the steering wheel of the vehicle or the like. In the present embodiment, as an example, a case of detecting a heartbeat signal will be described, but the sensor 110 may detect a pulse signal of the subject. The heartbeat signal and the pulse signal are examples of biological signals. The sensor 110 outputs the data of the heartbeat signal to the heartbeat
図2は、心拍信号データの一例を示す図である。図2に示すように心拍信号データは、P、Q、R、S、T、U波と呼ばれる波形を有する。例えば、図2の横軸は時間を示し、縦軸は心拍信号の振幅を示す。 FIG. 2 is a diagram showing an example of heartbeat signal data. As shown in FIG. 2, the heartbeat signal data has waveforms called P, Q, R, S, T, and U waves. For example, the horizontal axis of FIG. 2 represents time and the vertical axis represents the amplitude of the heartbeat signal.
心拍間隔算出部120は、心拍信号データに基づいて心拍信号の振幅ピークを検出し、検出したタイミングの間隔を検出する処理部である。心拍信号の振幅ピークを検出したタイミングの間隔を、心拍間隔と表記する。図2を用いて、心拍間隔算出部120の処理を説明する。図2に示すように、心拍間隔算出部120は、心拍信号の振幅が閾値以上となるポイントR、すなわち振幅ピークを検出し、検出した各ポイントRの間隔を、振幅間隔として検出する。心拍間隔算出部120は、検出した心拍間隔のデータを、解析部130に出力する。以下の説明において、心拍間隔のデータを心拍間隔データと表記する。
The heartbeat
解析部130は、心拍間隔データを基にして、周波数解析を行う処理部である。解析部130は、被験者から順次得られ、心拍間隔算出部120により順次検出された心拍間隔データを少なくとも一定期間記憶する。そして、解析部130は、所定時間ごとに、直前の一定期間の間に得られた心拍間隔データの周波数解析を行って心拍間隔に対応するスペクトル密度を算出する。
The
以下において、解析部130が、心拍間隔に対応するスペクトル密度を算出する処理の一例について説明する。解析部130は、心拍間隔データを基にして、時間変化によって変動する心拍間隔のデータを生成する。以下の説明において、時間変化によって変動する心拍間隔のデータを、心拍間隔変動データと表記する。
Hereinafter, an example of the process in which the
図3は、心拍間隔変動データの一例を示す図である。図3において、縦軸は心拍間隔を示す軸であり、横軸は時間を示す軸である。図3に示すように、心拍間隔は、時間変化に伴って変動している。 FIG. 3 is a diagram showing an example of heartbeat interval variation data. In FIG. 3, the vertical axis is the axis indicating the heartbeat interval, and the horizontal axis is the axis indicating time. As shown in FIG. 3, the heartbeat interval fluctuates with time.
解析部130は、心拍間隔変動データを基にして、周波数解析を行って周波数とスペクトル密度との関係を算出する。図4は、周波数とスペクトル密度との関係を示す図である。図4において、縦軸はスペクトル密度を示す軸であり、横軸は周波数を示す軸である。図4に示す例では、スペクトル密度は、ポイント10a,10b,10c,10dにおいて極大となっている。以下の説明において、スペクトル密度と周波数との関係を示すデータを、スペクトル密度データと表記する。
The
ここで、解析部130は、スペクトル密度と周波数との関係を算出する場合に、どのような方法を用いてもかまわないが、AR(Autoregressive)モデルを用いてスペクトル密度を算出することができる。ARモデルは、例えば、非特許文献(佐藤俊輔、吉川昭、木竜徹、”生体信号処理の基礎”、コロナ社)などに開示されている。ARモデルは、ある時点の状態を過去の時系列データの線形和で表すモデルであり、フーリエ変換と比較して少ないデータ数でも明瞭な極大点が得られるという特徴がある。なお、解析部130は、フーリエ変換により、スペクトル密度と周波数との関係を算出してもよい。
Here, the analyzing
時系列x(s)のp次のARモデルは、過去の値に対する重みであるAR係数a(m)および誤差項e(s)を用いて、式(1)によって表すことができる。式(1)において、e(s)は理想的にはホワイトノイズである。 The p-th order AR model of the time series x(s) can be expressed by the equation (1) using the AR coefficient a(m) and the error term e(s), which are weights for past values. In equation (1), e(s) is ideally white noise.
pを同定次数、fsをサンプリング周波数、εpを同定誤差とし、
判定部140は、解析部130による解析結果を基にして、各時刻の被験者の覚醒度を判定する処理部である。例えば、判定部140は、解析部130による周波数解析により得られた心拍間隔に対応するスペクトル密度の極大値と、スペクトル密度の極大値に対応する周波数を基にして、覚醒度を判定する。
The
以下において、判定部140が、覚醒度を判定する処理の一例について説明する。最初に、判定部140が、スペクトル密度の極大値と、スペクトル密度の極大値に対応する周波数を基にして、覚醒度を判定する処理を説明する。以下の説明において、スペクトル密度の極大値を、極大スペクトル密度と表記する。また、極大スペクトル密度に対応する周波数を極大周波数と表記する。
Hereinafter, an example of the process in which the
判定部140は、式(4)の関係を満たす周波数fを極大周波数として算出する。判定部140は、極大周波数を式(3)に代入することによって、極大スペクトル密度を得る。
The
判定部140は、スペクトル密度データを基にして、何れかの極大スペクトル密度を選択する。例えば、判定部140は、図4において、極大スペクトル密度10a〜10dの何れかを選択し、選択した極大スペクトル密度と、その極大スペクトル密度に対応する極大周波数の時間変化に伴う変化に着目する。
The
例えば、判定部140は、着目する極大スペクトル密度と、その極大スペクトル密度に対応する極大周波数との関係をグラフにプロットする。極大スペクトル密度および極大周波数により定まるグラフ上の点を特徴点と表記する。判定部140は、グラフ上の特徴点の位置に基づき、被験者の覚醒度を判定する。
For example, the
図5は、覚醒度を判定する処理を説明するための図である。図5に示すグラフ20の縦軸は、極大スペクトル密度に対応する軸である。グラフ20では、下側から上側に向かって、極大スペクトル密度が低くなる。グラフ20の横軸は、極大周波数に対応する軸である。グラフ20では、左側から右側に向かって、極大周波数が高くなる。極大周波数が低下し、かつ、極大スペクトルが高くなると、被験者の覚醒度が低くなる。これに対して、極大周波数が高くなり、かつ、極大スペクトルが低くなると、被験者の覚醒度が高くなる。すなわち、特徴点が左下から右上方向に移動すると、被験者の覚醒度が覚醒方向に移動したといえる。
FIG. 5 is a diagram for explaining the process of determining the arousal level. The vertical axis of the
例えば、判定部140は、特徴点の位置が領域20aに含まれる場合に、被験者の覚醒度を「覚醒度1」と判定する。判定部140は、特徴点の位置が領域20bに含まれる場合に、被験者の覚醒度を「覚醒度2」と判定する。判定部140は、特徴点の位置が領域20cに含まれる場合に、被験者の覚醒度を「覚醒度3」と判定する。判定部140は、特徴点の位置が領域20dに含まれる場合に、被験者の覚醒度を「覚醒度4」と判定する。判定部140は、特徴点の位置が領域20eに含まれる場合に、被験者の覚醒度を「覚醒度5」と判定する。
For example, when the position of the feature point is included in the
図5に示すグラフでは、一例として、グラフ20の領域を20a〜20eに分割して、被験者の覚醒度を覚醒度1〜覚醒度5の何れかに分類しているが、これに限定されるものではない。例えば、グラフ20の領域を更に分割して、被験者の覚醒度を更に細かく分類しても良い。
In the graph shown in FIG. 5, as an example, the area of the
判定部140は、覚醒度と所定の閾値TH1とを比較して、覚醒度が閾値TH1未満となるか否かを判定する。判定部140は、覚醒度が閾値TH1未満となる場合には、被験者の覚醒度が低い状態である旨の情報を、推定部150に出力する。
The
次に、判定部140が、スペクトル密度の周波数範囲毎の特徴量からドライバの覚醒度を判定する処理を説明する。心拍間隔は、呼吸によって変動、つまり自律神経の調整により変動する。変動の要素には、例えば、MWSA(Mayer Wave Sinus Arrhythmia)と呼ばれる心拍血圧性変動と、RSA(Respiratory Sinus Arrhythmia)と呼ばれる呼吸性洞性不整脈とがある。心拍間隔データにおける呼吸変動の周期は、MWSAに対応する0.05〜0.15Hz近辺の低周波数側(LF)の成分と、RSAに対応する0.15〜0.4Hz近辺の高周波数側(HF)成分とを含む。よって、スペクトル密度には、次のような特徴がある。図6は、周波数帯域の特徴を説明するための図である。図6の横軸は周波数を示し、縦軸はスペクトル密度を示す。例えば、0.05〜0.15Hzが、LF(Low Frequency)の周波数範囲である。0.15〜0.4Hzが、HF(High Frequency)の周波数範囲である。LFの周波数範囲のスペクトル密度の成分には、交感神経の活動状態が現れやすい。HFの周波数範囲のスペクトル密度の成分には、副交感神経の活動状態が現れやすい。図6の例には、覚醒度の高い状態と、覚醒度の低い状態の周波数ごとのスペクトル密度の分布の波形が示されている。図6に示すように、覚醒度の高い状態は、覚醒度の低い状態と比較して、HFの周波数範囲でスペクトル密度が極大となるピークが高くなる。また、覚醒度の高い状態は、覚醒度の低い状態と比較して、HFの周波数範囲でスペクトル密度が高い。
Next, the process in which the
そこで、判定部140は、LFおよびHFの周波数範囲毎の周波数分布の特徴量からドライバの覚醒度を判定する。この特徴量は、ピークとなる極大点のスペクトル密度であってもよく、周波数範囲のスペクトル密度を積算した値であってもよい。判定部140は、LFおよびHFの周波数範囲毎の特徴量に基づいて、覚醒度を求める。例えば、判定部140は、LFの周波数範囲の特徴量に比べて、HFの周波数範囲の特徴量が大きいほど覚醒度が高いものとして、覚醒度を求める。判定部140は、覚醒度と閾値TH1とを比較して、覚醒度が閾値TH1以上であるか否かを判定する。判定部140は、覚醒度が閾値TH1以上ではない場合には、被験者の覚醒度が低い状態である旨の情報を、推定部150に出力する。例えば、判定部140は、LFの周波数範囲のスペクトル密度を積算したLF成分と、HFの周波数範囲のスペクトル密度を積算したHF成分を算出する。判定部140は、LF成分とHF成分との比が、7対3となる場合に、ドライバが覚醒状態であると判定し、LF成分とHF成分との比が、3対7となる場合に、被験者の覚醒度が低い状態である旨の情報を、推定部150に出力する。
Therefore, the
推定部150は、判定部140により被験者の覚醒度が低い状態である旨の情報を受け付けた場合、被験者が覚醒度の低い状態のうち、どのような状態であるかを推定する。
When the
ここで、覚醒度の低い状態には、ドライバが眠い状態以外の状態もある。例えば、覚醒度の低い状態には、眠い状態と、緊張が解けたリラックス状態がある。眠い状態とは、眠気を感じ、注意力が低下している状態である。リラックス状態とは、眠気を感じておらず、注意力が保たれた状態である。ドライバは、リラックス状態である場合、注意力が保たれており、状況の変化に速やかに反応するため、周波数分布のばらつきが大きくなる。一方、ドライバは、眠い状態の場合、注意力が低下し、状況の変化への反応が低下するため、周波数分布に偏りがあり、周波数分布のばらつきが小さくなる。 Here, the low awakening state may be a state other than the sleepy state of the driver. For example, the low awakening state includes a sleepy state and a relaxed state in which tension is released. The sleepy state is a state in which drowsiness is felt and attention is reduced. The relaxed state is a state in which the person is not drowsiness and is alert. When the driver is in a relaxed state, he/she is kept alert and quickly reacts to changes in the situation, so that the variation in the frequency distribution becomes large. On the other hand, when the driver is in a sleepy state, his alertness decreases and his reaction to changes in the situation decreases, so that the frequency distribution is biased and the variation in the frequency distribution is reduced.
そこで、推定部150は、解析部130により心拍間隔データを周波数解析した結果得られた周波数分布のばらつき度合いに応じて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する。
Therefore, the
以下において、推定部150が、周波数分布のばらつき度合いに応じて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する処理の一例について説明する。最初に、推定部150が、周波数分布のばらつき度合いとして、エントロピーを用いて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する処理を説明する。
Hereinafter, an example of a process in which the
図7は、周波数分布の一例を示す図である。図7の例では、LFの周波数範囲(0.05〜0.15Hz)の周波数分布と、HFの周波数範囲(0.15〜0.4Hz)の周波数分布にパターンを付している。推定部150は、周波数分布を所定の周波数幅ごとに、当該周波数幅のスペクトル密度を積分したスペクトル密度の積分値を求める。周波数幅は、対象とする周波数範囲の周波数分布が概略的に示す積分値を求めることができれば、何れであってもよく、例えば、0.01Hzとする。推定部150は、周波数幅ごとに、全周波数のスペクトル密度の積分値に対する当該周波数幅のスペクトル密度の積分値の割合を求める。この周波数幅ごとのスペクトル密度の積分値の割合は、それぞれの周波数幅での出現確率である。なお、出現確率は、LFおよびHFの周波数範囲のスペクトル密度の積分値に対する周波数幅のスペクトル密度の積分値の割合として求めてもよい。
FIG. 7 is a diagram showing an example of the frequency distribution. In the example of FIG. 7, patterns are given to the frequency distribution in the LF frequency range (0.05 to 0.15 Hz) and the frequency distribution in the HF frequency range (0.15 to 0.4 Hz). The
周波数幅iの出現確率をPiは、周波数fに関するスペクトル密度を表したPSD(Power Spectral Density Function、パワースペクトル密度関数)を用いて式(5−1)で表せる。エントロピーHは、式(5−2)によって表される。ここで、Piは確率分布となり、i=1,2,…n、Δf=0.05Hzとなる。Δfは、0.05Hz以外のもう少し小さい値でもよいし、大きな値でもよい。但し、積分の下限は、心拍揺らぎ周波数のLFの下限である0.05Hz、上限は、HFの上限である0.4Hzとすることが望ましい。推定部150は、式(5−1)、(5−2)を用いて、周波数幅iの出現確率PiからエントロピーHを算出する。
The appearance probability Pi of the frequency width i can be represented by Expression (5-1) using a PSD (Power Spectral Density Function) representing the spectral density of the frequency f. Entropy H is represented by equation (5-2). Here, Pi has a probability distribution, i=1, 2,... N, and Δf=0.05 Hz. Δf may have a slightly smaller value other than 0.05 Hz, or may have a large value. However, it is desirable that the lower limit of the integration is 0.05 Hz, which is the lower limit of the LF of the heartbeat fluctuation frequency, and the upper limit is 0.4 Hz, which is the upper limit of the HF. The
推定部150は、算出したエントロピーHが所定の閾値TH2以上の場合、被験者がリラックス状態であると推定し、エントロピーHが閾値未満の場合、被験者が眠気のある状態と推定する。閾値TH2は、固定値としてもよく、動的に変更されてもよい。例えば、性別や年齢層ごとに標準的な閾値TH2を予め記憶し、閾値TH2は、被験者の性別や年齢層に合わせて設定してもよい。本実施例では、閾値TH2は、初期値が定められており、後述する設定部160により動的に変更される。初期値は、1つの値であってもよく、被験者の性別や年齢層に合わせて設定してもよい。推定部150は、被験者が眠気のある状態と推定した場合、被験者が眠気のある状態と推定した旨の情報を警告部170へ出力する。
The
次に、推定部150が、周波数分布のばらつき度合いとして、分散を用いて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する処理を説明する。
Next, a process in which the
推定部150は、周波数分布の一定区間でのスペクトル密度の分散を求める。一定区間は、全周波数範囲としてもよく、LFおよびHFの周波数範囲(0.05〜0.4Hz)など特定の周波数範囲としてもよい。推定部150は、一定区間でのn個の周波数f1、f2、・・・、fnが与えられた場合、それらの平均値は、式(6)によって表される。また、分散S2は、式(7)によって表される。
The
推定部150は、算出した分散S2が所定の閾値TH2以上の場合、被験者がリラックス状態であると推定し、分散S2が閾値TH2未満の場合、被験者が眠気のある状態と推定する。閾値TH2は、固定値としてもよく、動的に変更されてもよい。本実施例では、閾値TH2は、初期値が定められており、後述する設定部160により動的に変更される。推定部150は、被験者が眠気のある状態と推定した場合、被験者が眠気のある状態と推定した旨の情報を警告部170へ出力する。
The
ここで、周波数分布のスペクトル密度は、被験者の体調等によっても変化する。例えば、被験者の体調が悪い状態の場合、通常の状態(体調が健康な状態)の場合と比較して、周波数分布のスペクトル密度は、全体的に低くなる。図8Aは、被験者の体調が通常の状態の場合の周波数分布の一例を示す図である。図8Bは、被験者の体調が悪い状態の場合の周波数分布の一例を示す図である。図8Bは、図8Aに比較して全体的に低くなっている。被験者の体調が悪い状態の場合、周波数分布は、偏りが出来にくい。また、被験者の体調が悪い状態は、注意力が低くなりやすい。 Here, the spectral density of the frequency distribution also changes depending on the physical condition of the subject. For example, in the case where the physical condition of the subject is poor, the spectral density of the frequency distribution is generally lower than in the case where the physical condition is normal (the physical condition is healthy). FIG. 8A is a diagram showing an example of the frequency distribution when the physical condition of the subject is normal. FIG. 8B is a diagram showing an example of the frequency distribution when the physical condition of the subject is poor. FIG. 8B is generally lower than FIG. 8A. When the physical condition of the subject is poor, the frequency distribution is less likely to be biased. Also, when the subject is in a poor physical condition, he or she tends to be less alert.
そこで、推定部150は、周波数分布のスペクトル密度が全体的に低い状態の場合、周波数分布のばらつき度合いに関わらず、被験者が眠気のある状態と推定してもよい。例えば、推定部150は、スペクトル密度の積分値またはピークが所定の閾値TH3以下の場合、周波数分布のばらつき度合いに関わらず、被験者が眠気のある状態と推定する。閾値TH3は、例えば、多数の被験者について体調と周波数分布のスペクトル密度を求めて、体調が悪い状態と見なせる値に設定する。
Therefore, when the spectral density of the frequency distribution is generally low, the
設定部160は、リラックス状態と眠い状態の判別に用いる閾値TH2を設定する。一般的に、ドライバは、車両に乗車した時点では、眠気が低く、運転時間が長くなると眠気が発生しやすい。そこで、設定部160は、被験者が車両に乗車した時点から所定期間の周波数分布から閾値TH2を設定する。この所定期間は、被験者が車両に乗車して安定した状態での周波数分布が得られる期間であれば何れであってもよく、例えば、5分とする。例えば、周波数分布のばらつき度合いとして、エントロピーを用いる場合、設定部160は、被験者が車両に乗車した時点から所定期間の周波数分布のエントロピーを算出する。そして、設定部160は、算出したエントロピーよりも小さい値に閾値TH2を設定する。例えば、設定部160は、算出したエントロピーの70%の値に閾値TH2を設定する。同様に、例えば、周波数分布のばらつき度合いとして、分散を用いる場合、設定部160は、被験者が車両に乗車した時点から所定期間の周波数分布の分散S2を算出する。そして、設定部160は、算出した分散S2よりも小さい値に閾値を設定する。例えば、設定部160は、算出した分散S2の70%の値に閾値TH2を設定する。これにより、設定部160は、ドライバに合わせて閾値TH2を設定できるため、ドライバの状態を精度良く識別できる。
The
警告部170は、推定部150から推定結果を受け付け、推定結果に応じて警告を行う処理部である。具体的に、警告部170は、被験者が眠気のある状態と推定した旨の情報を受け付けると、被験者に対して警告を行う。警告部170は、音による警告を行ってもよいし、車内に設置されたディスプレイを用いて、映像による警告を行ってもよい。
The
次に、本実施例に係る眠気検知装置100が眠気を検知する眠気検知処理を実行する流れについて説明する。図9は、眠気検知処理の手順の一例を示すフローチャートである。この眠気検知処理は、所定のタイミング、例えば、車両のエンジンが始動して車両の制御ユニットから処理開始の指示を受け付けたタイミングで実行される。
Next, a flow in which the
図9に示すように、眠気検知装置100のセンサ110は、被験者の心拍信号を検出し、心拍信号データを取得する(S10)。心拍間隔算出部120は、心拍信号データに基づいて心拍信号の振幅ピークを検出し、検出したタイミングの間隔を算出する(S11)。
As shown in FIG. 9, the sensor 110 of the
解析部130は、直前の一定期間の間に得られた心拍間隔データの周波数解析を行って心拍間隔に対応するスペクトル密度を算出する(S12)。判定部140は、周波数解析により得られた心拍間隔に対応するスペクトル密度の極大値と、スペクトル密度の極大値に対応する周波数を基にして、覚醒度を導出する(S13)。
The
判定部140は、導出した覚醒度が閾値TH1以上であるか否かを判定する(S14)。覚醒度が閾値TH1以上である場合(S14肯定)、後述するS21へ移行する。
The
一方、覚醒度が閾値TH1以上ではない場合(S14否定)、推定部150は、周波数分布のスペクトル密度が全体的に低い状態か判定する。例えば、推定部150は、スペクトル密度のピークが閾値TH3以下であるか判定する(S15)。スペクトル密度のピークが閾値TH3以下である場合(S15肯定)、推定部150は、周波数分布のスペクトル密度が全体的に低い状態であるため、被験者が眠気のある状態と推定する(S16)。警告部170は、被験者に対して警告を行い(S17)、後述するS21へ移行する。
On the other hand, when the arousal level is not equal to or higher than the threshold TH1 (No in S14), the
一方、スペクトル密度のピークが閾値TH3以下ではない場合(S15否定)、推定部150は、スペクトル密度のエントロピーHを算出する(S18)。推定部150は、エントロピーHが閾値TH2以上であるか判定する(S19)。エントロピーHが閾値TH2以上ではない場合(S19否定)、S16へ移行する。これにより、被験者が眠気のある状態と推定され、被験者に対して警告が行われる。
On the other hand, when the peak of the spectral density is not equal to or lower than the threshold TH3 (No in S15), the
一方、エントロピーHが閾値TH2以上である場合(S19肯定)、推定部150は、被験者がリラックス状態であると推定し(S20)、後述するS21へ移行する。
On the other hand, when the entropy H is equal to or greater than the threshold value TH2 (Yes in S19), the
解析部130は、処理終了が指示されたか否かを判定する(S21)。例えば、車両のエンジンが停止して車両の制御ユニットから処理終了の指示を受け付けた場合、解析部130は、処理終了が指示されたものと判定する。処理終了が指示された場合(S21肯定)、処理を終了する。
The
一方、処理終了が指示されていない場合(S21否定)、上述のS10へ移行する。 On the other hand, if the end of processing has not been instructed (No at S21), the process proceeds to S10 described above.
このように、本実施例に係る眠気検知装置100は、被験者から順次得られた心拍データについて周波数解析を行う。眠気検知装置100は、周波数解析の結果得られた周波数分布のばらつき度合いに応じて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する。これにより、眠気検知装置100は、被験者が眠い状態を精度良く推定できる。
As described above, the
また、本実施例に係る眠気検知装置100は、周波数分布からエントロピーまたは分散を算出する。眠気検知装置100は、算出したエントロピーまたは分散が所定の閾値(閾値TH2)以上の場合、被験者がリラックス状態であると推定する。眠気検知装置100は、算出したエントロピーまたは分散が閾値(閾値TH2)未満の場合、被験者が眠気のある状態と推定する。これにより、眠気検知装置100は、周波数分布のばらつきが大きいか、小さいかを判別できるため、被験者が眠い状態を精度良く推定できる。
Further, the
また、本実施例に係る眠気検知装置100は、被験者が車両に乗車した時点から所定期間の周波数分布からエントロピーまたは分散を算出し、算出したエントロピーまたは分散よりも小さい値に閾値(閾値TH2)を設定する。これにより、眠気検知装置100は、ドライバに合わせて閾値TH2を設定でき、ドライバの状態を精度良く識別できる。
In addition, the
また、本実施例に係る眠気検知装置100は、心拍データから算出される心拍間隔のスペクトル密度から被験者の覚醒度を判定する。眠気検知装置100は、被験者の覚醒度が所定値(閾値TH1)以下の場合、周波数分布のばらつき度合いに応じて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する。これにより、眠気検知装置100は、覚醒度の低い状態が、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定できる。
Further, the
また、本実施例に係る眠気検知装置100は、スペクトル密度の積分値またはピークが予め定めた値以下の場合、周波数分布のばらつき度合いに関わらず、被験者が眠気のある状態と推定する。これにより、眠気検知装置100は、被験者の体調が悪い状態では覚醒度の低い状態で警告を行うことで、事故の発生を抑制できる。
In addition, the
さて、これまで開示の装置に関する実施例について説明したが、開示の技術は上述した実施例以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよい。そこで、以下では、本発明に含まれる他の実施例を説明する。 Although the embodiments of the disclosed device have been described above, the disclosed technique may be implemented in various different forms other than the above-described embodiments. Therefore, other embodiments included in the present invention will be described below.
例えば、上記の実施例では、周波数分布の全体的なばらつき度合いに基づいて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定する場合を説明した。しかし、開示の装置はこれに限定されない。推定部150は、周波数分布の特定の周波数範囲でのばらつき度合いに基づいて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定してもよい。例えば、推定部150は、周波数分布から、LFおよびHFの周波数範囲毎にエントロピーまたは分散をそれぞれ算出する。そして、推定部150は、算出したLFおよびHFの周波数範囲のエントロピーまたは分散に基づいて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定してもよい。例えば、推定部150は、LFおよびHFの周波数範囲のエントロピーまたは分散がそれぞれ所定の閾値以上である場合、リラックス状態と推定し、何れか一方または両方が閾値以上とならない場合、眠気のある状態と推定してもよい。また、推定部150は、LFまたはHFの周波数範囲でのばらつき度合いに基づいて、被験者が眠気のある状態またはリラックス状態であるかを推定してもよい。
For example, in the above embodiment, the case has been described in which the subject is estimated to be in a drowsy state or a relaxed state based on the overall degree of variation in the frequency distribution. However, the disclosed device is not limited to this. The
また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的状態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。例えば、心拍間隔算出部120、解析部130、判定部140、推定部150および設定部160の各処理部が適宜統合されてもよい。また、各処理部が機能によって複数の処理部に分けてもよい。さらに、各処理部にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、CPU及び該CPUにて解析実行されるプログラムにて実現され、あるいは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。
Further, each component of each device shown in the drawings is functionally conceptual and does not necessarily have to be physically configured as shown. That is, the specific state of distribution/integration of each device is not limited to that shown in the figure, and all or a part of them may be functionally or physically distributed in arbitrary units according to various loads or usage conditions. It can be integrated and configured. For example, the processing units of the heartbeat
次に、上記の実施例に示した眠気検知装置100と同様の機能を実現する眠気検知プログラムを実行するコンピュータの一例を説明する。図10は、眠気検知プログラムを実行するコンピュータの一例を示す図である。
Next, an example of a computer that executes a drowsiness detection program that realizes the same function as the
図10に示すように、コンピュータ200は、各種演算処理を実行するCPU201と、ユーザからのデータの入力を受け付ける入力装置202と、ディスプレイ203を有する。また、コンピュータ200は、記憶媒体からプログラム等を読取る読み取り装置204と、ネットワークを介して他のコンピュータとの間でデータの授受を行うインターフェース装置205とを有する。また、コンピュータ200は、各種情報を一時記憶するRAM206と、ハードディスク装置207を有する。そして、各装置201〜207は、バス208に接続される。
As shown in FIG. 10, the
ハードディスク装置207は、例えば、眠気検知プログラム207aを有する。CPU201は、眠気検知プログラム207aを読み出してRAM206に展開する。眠気検知プログラム207aは、眠気検知プロセス206aとして機能する。眠気検知プロセス206aは、例えば、心拍間隔算出部120、解析部130、判定部140、推定部150および設定部160に対応する。
The
なお、眠気検知プログラム207aについては、必ずしも最初からハードディスク装置207に記憶させておかなくてもよい。例えば、コンピュータ200に挿入されるフレキシブルディスク(FD)、CD−ROM、DVDディスク、光磁気ディスク、ICカードなどの「可搬用の物理媒体」に各プログラムを記憶させておく。そして、コンピュータ200がこれらから眠気検知プログラム207aを読み出して実行するようにしてもよい。
The
100 眠気検知装置
110 センサ
120 心拍間隔算出部
130 解析部
140 判定部
150 推定部
160 設定部
170 警告部
100 drowsiness detection device 110
Claims (6)
前記心拍データから算出される心拍間隔のスペクトル密度から前記被験者の覚醒度を判定し、
前記被験者の覚醒度が所定値以下の場合、前記周波数解析の結果得られた周波数分布からエントロピーまたは分散を算出し、算出したエントロピーまたは分散が所定の閾値以上の場合、前記被験者がリラックス状態であると推定し、エントロピーまたは分散が前記閾値未満の場合、前記被験者が眠気のある状態と推定する
処理をコンピュータに実行させることを特徴とする眠気検知プログラム。 Frequency analysis is performed on the heartbeat data sequentially obtained from the subject,
Determine the arousal level of the subject from the spectral density of the heartbeat interval calculated from the heartbeat data,
When the arousal level of the subject is less than or equal to a predetermined value, entropy or variance is calculated from the frequency distribution obtained as a result of the frequency analysis, and when the calculated entropy or variance is greater than or equal to a predetermined threshold value, the subject is in a relaxed state. If the entropy or variance is less than the threshold value , the computer causes the computer to perform a process of estimating that the subject is drowsy .
ことを特徴とする請求項1又は2に記載の眠気検知プログラム。 The process of estimating calculates entropy or variance for each frequency range of LF (Low Frequency) and HF (High Frequency) from the frequency distribution, and based on the calculated entropy or variance of the frequency range of LF and HF. The drowsiness detection program according to claim 1 or 2 , wherein the subject is estimated to be in a drowsiness state or a relaxed state.
ことを特徴とする請求項1〜3の何れか1項に記載の眠気検知プログラム。 In the estimating process, when the integrated value or the peak of the spectral density is equal to or less than a predetermined value, the subject is estimated to be in a drowsiness state regardless of the variation degree of the frequency distribution. The drowsiness detection program according to any one of 1 to 3 .
前記心拍データから算出される心拍間隔のスペクトル密度から前記被験者の覚醒度を判定し、
前記被験者の覚醒度が所定値以下の場合、前記周波数解析の結果得られた周波数分布からエントロピーまたは分散を算出し、算出したエントロピーまたは分散が所定の閾値以上の場合、前記被験者がリラックス状態であると推定し、エントロピーまたは分散が前記閾値未満の場合、前記被験者が眠気のある状態と推定する
処理をコンピュータが実行することを特徴とする眠気検知方法。 Frequency analysis is performed on the heartbeat data sequentially obtained from the subject,
Determine the arousal level of the subject from the spectral density of the heartbeat interval calculated from the heartbeat data,
When the arousal level of the subject is less than or equal to a predetermined value, entropy or variance is calculated from the frequency distribution obtained as a result of the frequency analysis, and when the calculated entropy or variance is greater than or equal to a predetermined threshold value, the subject is in a relaxed state. And the entropy or variance is less than the threshold value , the computer executes a process of estimating that the subject is drowsy .
前記心拍データから算出される心拍間隔のスペクトル密度から前記被験者の覚醒度を判定する判定部と、
前記判定部による判定の結果、前記被験者の覚醒度が所定値以下の場合、前記解析部による周波数解析の結果得られた周波数分布からエントロピーまたは分散を算出し、算出したエントロピーまたは分散が所定の閾値以上の場合、前記被験者がリラックス状態であると推定し、エントロピーまたは分散が前記閾値未満の場合、前記被験者が眠気のある状態と推定する推定部と、
を有することを特徴とする眠気検知装置。 An analysis unit that performs frequency analysis on heartbeat data sequentially obtained from the subject,
A determination unit that determines the arousal level of the subject from the spectral density of heartbeat intervals calculated from the heartbeat data,
As a result of the determination by the determination unit, if the arousal level of the subject is less than or equal to a predetermined value, entropy or variance is calculated from the frequency distribution obtained as a result of the frequency analysis by the analysis unit , and the calculated entropy or variance is a predetermined threshold value. In the above case, the subject is estimated to be in a relaxed state, if the entropy or variance is less than the threshold value, the estimation unit to estimate that the subject is drowsy ,
A drowsiness detection device comprising:
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