CN108113706A - 一种基于音频信号的心率监测方法、装置及系统 - Google Patents
一种基于音频信号的心率监测方法、装置及系统 Download PDFInfo
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Abstract
本发明公开了一种基于音频信号的心率监测方法，其中，所述基于音频信号的心率监测方法包括：通过扬声器向外发射调频连续波；通过麦克风接收声波信号，所述声波信号包括所述调频连续波经过人体胸腔反射得到的反射声波信号和所述调频连续波由所述扬声器直接到达所述麦克风的直接声波信号，所述反射声波信号包括心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号；对所述声波信号进行处理得到心率。本发明还公开了一种基于音频信号的心率监测装置及基于音频信号的心率监测系统。本发明提供的基于音频信号的心率监测方法，基于音频信号实现对心率的监测，提供了非接触式的心率监测手段，监测方便，便于操作，且成本低。
Description
技术领域
本发明涉及移动医疗技术领域，尤其涉及一种基于音频信号的心率监测方法、一种基于音频信号的心率监测装置及包括该音频信号的心率监测装置的音频信号的心率监测系统。
背景技术
移动医疗监测作为新兴科技，利用普适移动设备对人体生命特征进行实时测量。得益于物联网和移动感知技术的发展，移动医疗监测缓解了传统医疗领域使用专业设备测量的频率低、成本高、使用复杂等难题，提供了普适的、用户友好的、可持续的以及价格低廉的医疗监测手段。
心率是反应人体健康状况的重要生命体征。然而，心率失衡等病征一般是不定时发生的，即可能在医生诊断过程中未表现出来。因此，日常心率监测是对心率失衡等病征及时发现的重要手段。目前，心率测量主要通过穿戴式或植入式的心电图仪测量。尽管心电图仪测量结果精确可靠，其要求用户穿戴复杂笨重、价格昂贵的测量设备。因此，心电图仪并不适用于日常监测。目前，已有工作利用雷达或者智能手机摄像头检测心率。但是，雷达发射射频信号并通过反射信号监测心率，需要提前部署特定的雷达设备；摄像头则根据视野中的脉搏导致的血液颜色变化来推断心率，需要用户主动将手指放在摄像头上，或将脸对准摄像头。
因此，如何能够提供一种方便的且非接触式的心率监测方法成为本领域技术人员亟待解决的技术问题。
发明内容
本发明旨在至少解决现有技术中存在的技术问题之一，提供一种基于音频信号的心率监测方法、一种基于音频信号的心率监测装置及包括该音频信号的心率监测装置的音频信号的心率监测系统，以解决现有技术中的问题。
作为本发明的第一个方面，提供一种基于音频信号的心率监测方法，其中，所述基于音频信号的心率监测方法包括：
通过扬声器向外发射调频连续波；
通过麦克风接收声波信号，所述声波信号包括所述调频连续波经过人体胸腔反射得到的反射声波信号和所述调频连续波由所述扬声器直接到达所述麦克风的直接声波信号，所述反射声波信号包括心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号；
对所述声波信号进行处理得到心率。
优选地，所述对所述声波信号进行处理得到心率包括：
将所述声波信号中的所述直接声波信号滤除得到所述反射声波信号；
将所述反射声波信号转变为基带信号，并计算所述基带信号的相位；
对所述基带信号的相位进行傅里叶变换得到反射声波信号频谱；
根据心跳频率范围和呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中将所述心跳反射声波信号和所述呼吸反射声波信号进行分离得到心率。
优选地，所述麦克风包括第一麦克风和第二麦克风，所述直接声波信号包括所述第一麦克风的直接声波信号和所述第二麦克风的直接声波信号。
优选地，所述将所述声波信号中的直接声波信号滤除得到所述反射声波信号包括：
通过傅里叶变换计算所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)和所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)之间的相对延时δt，
其中，F[r1(t)]表示所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)的傅里叶变换，F*[r2(t)]表示所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)的傅里叶变换的共轭，f表示与F[r1(t)]F*[r2(t)]对应的频率，x表示待求未知量；
计算所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)和所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)之间的互相关系数c，
其中，r2 shif(t)表示r2(t)的傅里叶逆变换；
将r2 shif(t)放大c倍，得到将所述直接声波信号从所述声波信号中滤除后得到所述发射声波信号rcancel(t)，
rcancel(t)＝r1(t)-cr2 shif(t)。
优选地，所述将所述反射声波信号转变为基带信号，并计算所述基带信号的相位包括：
所述反射声波信号rcancel(t)为：
其中，α表示信号幅度，为常数；fc表示载波频率，Fh＝19kHz，Fl＝17kHz；TS表示周期，TS＝10.7ms；τ(t)表示发射的调频连续波与接收的反射声波信号之间的时延，Δf表示调频连续波的信号频率与反射声波信号的频率差，k表示信号频率线性增长的斜率，B表示带宽，B＝Fh-Fl；当时，N1＝N-1，当时，N1＝N，N∈Z，Z表示整数；
将所述反射声波信号rcancel(t)转变为基带信号rb(t)，
对所述基带信号rb(t)进行傅里叶变换得到频谱，并选择对应频偏的频点信号b(t)，
对所述频点信号b(t)取相位，得到所述基带信号的相位φ(t)＝2πfcτ(t)。
优选地，所述根据心跳频率范围和呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中将所述心跳反射声波信号和所述呼吸反射声波信号进行分离得到心率包括：
根据所述呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中提取主峰和其相邻的两个频点的值，对其进行傅里叶逆变换，得到时域复信号φ1(t)；
根据最小二乘算法进行拟合得到斜率slope(∠φ1(t))；
根据斜率slope(∠φ1(t))计算呼吸频率BR，
根据所述心跳频率范围在所述反射声波信号频谱中提取主峰和其相邻的两个频点的值，对其进行傅里叶逆变换，得到时域复信号φ2(t)；
根据最小二乘算法进行拟合得到斜率slope(∠φ1(t))；
根据斜率slope(∠φ2(t))计算心跳频率HB，
所述心跳频率HB即为所述心率。
优选地，所述呼吸频率范围为0～60BPM。
优选地，所述心跳频率范围最低为max(2BR，50)BPM。
作为本发明的第二个方面，提供一种基于音频信号的心率监测装置，其中，所述基于音频信号的心率监测装置包括：
发射模块，所述发射模块用于通过扬声器向外发射调频连续波；
接收模块，所述接收模块用于通过麦克风接收声波信号，所述声波信号包括所述调频连续波经过人体胸腔反射得到的反射声波信号和所述调频连续波由所述扬声器直接到达所述麦克风的直接声波信号，所述反射声波信号包括心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号；
处理模块，所述处理模块用于对所述声波信号进行处理得到心率。
作为本发明的第三个方面，提供一种基于音频信号的心率监测系统，其中，所述基于音频信号的心率监测系统包括：扬声器、麦克风和前文所述的基于音频信号的心率监测装置，所述扬声器和所述麦克风均与所述基于音频信号的心率监测装置通信连接。
本发明提供的基于音频信号的心率监测方法，基于音频信号实现对心率的监测，提供了非接触式的心率监测手段，监测方便，便于操作，且成本低。
附图说明
附图是用来提供对本发明的进一步理解，并且构成说明书的一部分，与下面的具体实施方式一起用于解释本发明，但并不构成对本发明的限制。在附图中：
图1为本发明提供的基于音频信号的心率监测方法的流程图。
图2为本发明提供的直接声波信号消除前后的对比图。
图3为发明提供的调频连续波的信号设计示意图。
图4为本发明提供的基带信号的频谱示意图。
图5为本发明提供的包含呼吸和心跳的信号相位示意图。
图6为本发明提供的下变频示意图。
图7为本发明提供的包含呼吸频率和心跳频率的基带信号频谱示意图。
图8为本发明提供的调频连续波声呐的工作原理图。
图9为本发明提供的基于音频信号的心率监测方法的工作流程示意图。
图10为本发明提供的基于音频信号的心率监测的示意图。
图11为本发明提供的基于音频信号的心率监测装置的结构示意图。
图12为本发明提供的基于音频信号的心率监测系统的结构示意图。
具体实施方式
以下结合附图对本发明的具体实施方式进行详细说明。应当理解的是，此处所描述的具体实施方式仅用于说明和解释本发明，并不用于限制本发明。
作为本发明的第一个方面，提供一种基于音频信号的心率监测方法，其中，如图1所示，所述基于音频信号的心率监测方法包括：
S110、通过扬声器向外发射调频连续波；
S120、通过麦克风接收声波信号，所述声波信号包括所述调频连续波经过人体胸腔反射得到的反射声波信号和所述调频连续波由所述扬声器直接到达所述麦克风的直接声波信号，所述反射声波信号包括心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号；
S130、对所述声波信号进行处理得到心率。
本发明提供的基于音频信号的心率监测方法，基于音频信号实现对心率的监测，提供了非接触式的心率监测手段，监测方便，便于操作，且成本低。
可以理解的是，在通过扬声器向外发射调频连续波的同时，可以通过麦克风进行接收。应当理解的是，接收到的声波信号与发射的调频连续波信号之间存在时延。
作为具体地实施方式，所述步骤S130对所述声波信号进行处理得到心率具体可以包括：
将所述声波信号中的所述直接声波信号滤除得到所述反射声波信号；
将所述反射声波信号转变为基带信号，并计算所述基带信号的相位；
对所述基带信号的相位进行傅里叶变换得到反射声波信号频谱；
根据心跳频率范围和呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中将所述心跳反射声波信号和所述呼吸反射声波信号进行分离得到心率。
应当理解的是，在对所述声波信号进行处理时，首先需要滤除掉由扬声器直接进入到麦克风的直接声波信号，这部分信号并没有经过人体胸腔的反射。而人体胸腔包括呼吸和心跳两部分，因此所述反射声波信号包括经过呼吸反射得到的呼吸反射声波信号以及经过心跳反射得到的心跳反射声波信号，而呼吸和心跳的频率范围是不相同的，因而可以根据呼吸频率范围和心跳频率范围将心跳反射声波信号分离出来，最终得到心率。
需要说明的是，为了便于计算直接声波信号，利用目前移动设备上普遍配置的双麦克风来进行说明。具体地，所述麦克风包括第一麦克风和第二麦克风，所述直接声波信号包括所述第一麦克风的直接声波信号和所述第二麦克风的直接声波信号。
进一步具体地，所述将所述声波信号中的直接声波信号滤除得到所述反射声波信号包括：
通过傅里叶变换计算所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)和所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)之间的相对延时δt，
其中，F[r1(t)]表示所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)的傅里叶变换，F*[r2(t)]表示所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)的傅里叶变换的共轭，f表示与F[r1(t)]F*[r2(t)]对应的频率，x表示待求未知量；
计算所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)和所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)之间的互相关系数c，
其中，r2 shif(t)表示r2(t)的傅里叶逆变换；
将r2 shif(t)放大c倍，得到将所述直接声波信号从所述声波信号中滤除后得到所述发射声波信号rcancel(t)，
rcancel(t)＝r1(t)-cr2 shif(t)。
在将声波信号中的直接声波信号滤除之后，剩余为反射声波信号，下面对反射声波信号进行处理，以区分心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号。图2所示，为直接声波信号消除前后的对比图。
首先对将反射声波信号转变为基带信号的工作原理进行说明。
发射调频连续波的可以是一个声呐，因此，声呐通过扬声器发射的调频连续波是一个线性调频信号，其在在预定义周期TS内的瞬时频率是随时间线性增加的，如图3所示。当发射的调频连续波经过环境中的障碍物反射回声呐，由于声呐发射信号的频率随时间线性增加，其可通过接收到的反射信号和发射的调频连续波信号的频率差确定反射信号的传播时间，进而得到传播距离。当环境中存在多个反射信号的障碍物时，若这些障碍物到声纳的距离不同，它们反射的信号在到达声纳时具有不同的频率偏移。因此，这些信号可以通过傅里叶变换区分出来。如图8所示，信号传播时延Δf表示调频连续波的信号频率与反射声波信号的频率差，k表示信号频率线性增长的斜率。本发明将信号频率阈值设置为Fh＝19kHz，Fl＝17kHz，TS＝10.7ms。当采用48kHz采样率的手机麦克风时，线性调频信号的一个周期包含512个采样。如图3所示，为了进一步消除调频连续波在周期结束时的能量泄露，本发明采用了Tukey窗函数，降低信号边界处的能量，使信号不能被人耳察觉，其中窗函数的参数r确定了其余弦部分的长度。
具体地，所述将所述反射声波信号转变为基带信号，并计算所述基带信号的相位包括：
所述反射声波信号rcancel(t)为：
其中，α表示信号幅度，为常数；fc表示载波频率，Fh＝19kHz，Fl＝17kHz；TS表示周期，TS＝10.7ms；τ(t)表示发射的调频连续波与接收的反射声波信号之间的时延，Δf表示调频连续波的信号频率与反射声波信号的频率差，k表示信号频率线性增长的斜率，B表示带宽，B＝Fh-Fl；当时，N1＝N-1，当时，N1＝N，N∈Z，Z表示整数；
将所述反射声波信号rcancel(t)转变为基带信号rb(t)，
对所述基带信号rb(t)进行傅里叶变换得到频谱(如图4所示)，并选择对应频偏的频点信号b(t)，
对所述频点信号b(t)取相位，得到所述基带信号的相位φ(t)＝2πfcτ(t)。
需要说明的是，b(t)的计算公式中的第二项是由线性调频信号在每个周期的结尾处调频产生的，导致频谱中除了真实频偏Δf外，还产生干扰频偏B-Δf。由于在直接信号消除后，最强反射信号为人体胸腔反射的信号，因此本发明进一步对齐反射信号，使得每次进行傅里叶变换的信号片段正好为一个周期的线性调频信号，以消除b(t)的计算公式中的第二项干扰。另一方面，基带信号的幅度和相位都包含了呼吸和心跳信号。由于声波幅度更易受到随机噪声的干扰，本发明采用信号相位进行感知。在实际的参数设置下因此信号相位可以近似为φ(t)＝2πfcτ(t)
图5所示为包含呼吸和心跳的基带信号相位示意图。
可以理解的是，由于受到移动设备音频系统中不可听见的声波带宽的限制，直接通过频率偏移感知呼吸和心跳移动是不可能的。因此，本发明将调频连续波信号下变频到基带，并通过基带信号相位追踪这些信号。图6展示了本发明进行下变频的流程。
具体地，所述根据心跳频率范围和呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中将所述心跳反射声波信号和所述呼吸反射声波信号进行分离得到心率包括：
根据所述呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中提取主峰和其相邻的两个频点的值，对其进行傅里叶逆变换，得到时域复信号φ1(t)；
根据最小二乘算法进行拟合得到斜率slope(∠φ1(t))；
根据斜率slope(∠φ1(t))计算呼吸频率BR，
根据所述心跳频率范围在所述反射声波信号频谱中提取主峰和其相邻的两个频点的值，对其进行傅里叶逆变换，得到时域复信号φ2(t)；
根据最小二乘算法进行拟合得到斜率slope(∠φ1(t))；
根据斜率slope(∠φ2(t))计算心跳频率HB，
所述心跳频率HB即为所述心率。
优选地，所述呼吸频率范围为0～60BPM。
优选地，所述心跳频率范围最低为max(2BR，50)BPM。
由于人体呼吸信号是周期信号，本发明通过对信号相位进行傅里叶变换以获取呼吸频率。如图7所示，本发明搜索正常呼吸频率范围内(0～60BPM)的峰值。该峰值是对人体呼吸频率的粗略估计，其精度受到了傅里叶变换分辨率的限制。为了获得更精确的估计，本发明从信号频谱中提取主峰和其相邻的两个频点的值，并对其进行傅里叶变化，得到时域复信号φ1(t)。由于φ1(t)仅包含呼吸频率信号，其相位近似为线性密切斜率为呼吸频率。
同理，心跳信号具有周期性，可以通过上述方法提取出来。为了避免呼吸信号的干扰，本发明利用了心跳信号和呼吸信号具有不同的频率范围。具体而言，本发明设置心率的最低搜索范围为max(2BR，50)BPM。图7展示了对应于心率的尖峰。
需要说明的是，BPM为Bit Per Minute的简称，对呼吸频率来说表示每分钟呼吸次数，对于心跳频率来说表示每分钟心跳次数。
作为本发明的第二个方面，提供一种基于音频信号的心率监测装置，其中，如图8所示，所述基于音频信号的心率监测装置10包括：
发射模块110，所述发射模块110用于通过扬声器向外发射调频连续波；
接收模块120，所述接收模块120用于通过麦克风接收声波信号，所述声波信号包括所述调频连续波经过人体胸腔反射得到的反射声波信号和所述调频连续波由所述扬声器直接到达所述麦克风的直接声波信号，所述反射声波信号包括心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号；
处理模块130，所述处理模块130用于对所述声波信号进行处理得到心率。
本发明提供的基于音频信号的心率监测装置，基于音频信号实现对心率的监测，提供了非接触式的心率监测手段，监测方便，便于操作，且成本低。
需要说明的是，所述反射模块具体可以为声呐。
具体地，如图9所示，本发明提供的基于音频信号的心率监测装置主要是通过扬声器发射调频连续波信号，然后对调频连续波信号进行处理，其中具体可以包括消除直接由扬声器到麦克风的声波信号以及将反射声波信号处理为基带信号等，在对调频连续波信号处理完成后，由于反射声波信号包括呼吸反射声波信号和心跳反射声波信号，因此还需要将呼吸反射声波信号与心跳反射声波信号进行分离，此处主要是通过呼吸频率范围与心跳频率范围不同，频谱图上的频率范围不同进行区分，最终获得心率。
关于本发明提供的基于音频信号的心率监测装置的工作原理可以参照前文的基于音频信号的心率监测方法的描述，此处不再赘述。
作为本发明的第三个方面，提供一种基于音频信号的心率监测系统，其中，如图9所示，所述基于音频信号的心率监测系统1包括：扬声器20、麦克风30和前文所述的基于音频信号的心率监测装置10，所述扬声器20和所述麦克风30均与所述基于音频信号的心率监测装置10通信连接。
本发明提供的基于音频信号的心率监测系统，通过采用前文所述的基于音频信号的心率监测装置与扬声器和麦克风的配合，实现基于音频信号的心率监测，提供了非接触式的心率监测手段，监测方便，便于操作，且成本低。
需要说明的是，所述基于音频信号的心跳监测系统可以为手机、平板电脑等具有扬声器和麦克风的移动设备，也可以是集成麦克风和扬声器以及基于音频信号的心率监测装置的独立的系统。其中，所述基于音频信号的心率监测装置可以是一个功能模块嵌入都所述基于音频信号的心率监测系统中，也可以是作为一个应用安装在基于音频信号的心率监测系统中，例如作为一个APP安装于手机或平板电脑中，具体实现形式此处不做限定。
例如，图10所示，所述基于音频信号的心跳监测系统为手机，通过扬声器发出人耳不可听见的调频连续波经过心跳和呼吸的反射后由所述麦克风进入到基于音频信号的心跳监测装置中，所述基于音频信号的心跳监测装置通过对接收到的反射信号的处理，分离出心跳信号从而获取到心率。
可以理解的是，以上实施方式仅仅是为了说明本发明的原理而采用的示例性实施方式，然而本发明并不局限于此。对于本领域内的普通技术人员而言，在不脱离本发明的精神和实质的情况下，可以做出各种变型和改进，这些变型和改进也视为本发明的保护范围。
Claims (10)
1.一种基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述基于音频信号的心率监测方法包括：
通过扬声器向外发射调频连续波；
通过麦克风接收声波信号，所述声波信号包括所述调频连续波经过人体胸腔反射得到的反射声波信号和所述调频连续波由所述扬声器直接到达所述麦克风的直接声波信号，所述反射声波信号包括心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号；
对所述声波信号进行处理得到心率。
2.根据权利要求1所述的基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述对所述声波信号进行处理得到心率包括：
将所述声波信号中的所述直接声波信号滤除得到所述反射声波信号；
将所述反射声波信号转变为基带信号，并计算所述基带信号的相位；
对所述基带信号的相位进行傅里叶变换得到反射声波信号频谱；
根据心跳频率范围和呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中将所述心跳反射声波信号和所述呼吸反射声波信号进行分离得到心率。
3.根据权利要求2所述的基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述麦克风包括第一麦克风和第二麦克风，所述直接声波信号包括所述第一麦克风的直接声波信号和所述第二麦克风的直接声波信号。
4.根据权利要求3所述的基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述将所述声波信号中的直接声波信号滤除得到所述反射声波信号包括：
通过傅里叶变换计算所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)和所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)之间的相对延时δt，
<mrow>
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其中，F[r1(t)]表示所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)的傅里叶变换，F*[r2(t)]表示所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)的傅里叶变换的共轭，f表示与F[r1(t)]F*[r2(t)]对应的频率，x表示待求未知量；
计算所述第一麦克风的直接声波信号r1(t)和所述第二麦克风的直接声波信号r2(t)之间的互相关系数c，
<mrow>
<mi>c</mi>
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</mrow>
</mfrac>
<mo>,</mo>
</mrow>
其中，r2 shif(t)表示r2(t)的傅里叶逆变换；
将r2 shif(t)放大c倍，得到将所述直接声波信号从所述声波信号中滤除后得到所述发射声波信号rcancel(t)，
rcancel(t)＝r1(t)-cr2 shif(t)。
5.根据权利要求4所述的基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述将所述反射声波信号转变为基带信号，并计算所述基带信号的相位包括：
所述反射声波信号rcancel(t)为：
<mrow>
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<mi>c</mi>
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其中，α表示信号幅度，为常数；fc表示载波频率，Fh＝19kHz，Fl＝17kHz；TS表示周期，TS＝10.7ms；τ(t)表示发射的调频连续波与接收的反射声波信号之间的时延，Δf表示调频连续波的信号频率与反射声波信号的频率差，k表示信号频率线性增长的斜率，B表示带宽，B＝Fh-Fl；当时，N1＝N-1，当时，N1＝N，N∈z，Z表示整数；
将所述反射声波信号rcancel(t)转变为基带信号rb(t)，
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对所述频点信号b(t)取相位，得到所述基带信号的相位φ(t)＝2πfcτ(t)。
6.根据权利要求5所述的基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述根据心跳频率范围和呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中将所述心跳反射声波信号和所述呼吸反射声波信号进行分离得到心率包括：
根据所述呼吸频率范围在所述反射声波信号频谱中提取主峰和其相邻的两个频点的值，对其进行傅里叶逆变换，得到时域复信号φ1(t)；
根据最小二乘算法进行拟合得到斜率slope(∠φ1(t))；
根据斜率slope(∠φ1(t))计算呼吸频率BR，
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根据所述心跳频率范围在所述反射声波信号频谱中提取主峰和其相邻的两个频点的值，对其进行傅里叶逆变换，得到时域复信号φ2(t)；
根据最小二乘算法进行拟合得到斜率slope(∠φ1(t))；
根据斜率slope(∠φ2(t))计算心跳频率HB，
<mrow>
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所述心跳频率HB即为所述心率。
7.根据权利要求6所述的基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述呼吸频率范围为0～60BPM。
8.根据权利要求6所述的基于音频信号的心率监测方法，其特征在于，所述心跳频率范围最低为max(2BR，50)BPM。
9.一种基于音频信号的心率监测装置，其特征在于，所述基于音频信号的心率监测装置包括：
发射模块，所述发射模块用于通过扬声器向外发射调频连续波；
接收模块，所述接收模块用于通过麦克风接收声波信号，所述声波信号包括所述调频连续波经过人体胸腔反射得到的反射声波信号和所述调频连续波由所述扬声器直接到达所述麦克风的直接声波信号，所述反射声波信号包括心跳反射声波信号和呼吸反射声波信号；
处理模块，所述处理模块用于对所述声波信号进行处理得到心率。
10.一种基于音频信号的心率监测系统，其特征在于，所述基于音频信号的心率监测系统包括：扬声器、麦克风和权利要求9所述的基于音频信号的心率监测装置，所述扬声器和所述麦克风均与所述基于音频信号的心率监测装置通信连接。
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