本发明属于医学教具技术领域，尤其涉及一种展示心脏杂音产生原理的装置。
背景技术：
心脏杂音是指在心音与额外心音之外，在心脏收缩或舒张时血液在心脏或血管内产生湍流所致的室壁，瓣膜或血管振动所产生的异常声音。目前，医学教学过程中关于此处的讲解一般采取口头描述或图片的形式，对部分学生来说理解上有困难。
综上所述，现有的心脏杂音教学采用口头或图片存在理解困难，不形象，降低教学效果。
技术实现要素：
本发明的目的在于提供一种展示心脏杂音产生原理的装置，旨在解决现有的心脏杂音教学采用口头或图片存在理解困难，不形象，降低教学效果的问题。
本发明是这样实现的，一种展示心脏杂音产生原理的装置，所述展示心脏杂音产生原理的装置设置有长条平板，所述长条平板中间安装有震动波装置；所述震动波装置左侧插接有韧性支撑A柱，所述韧性支撑A柱头部安装有内部填充有固体或液体的第一空球；震动波装置右侧插接有韧性支撑B柱；韧性支撑B柱头部安装有材质与第一空球相同且内部充有空气的第二空球；第一空球的内外径与第二空球的内外径相同；震动波装置表面贴合有局部狭窄的透明塑料管。
进一步，所述韧性支撑A柱和韧性支撑B柱设置有多个，所述多个韧性支撑A柱和多个韧性支撑B柱均并排排列，排列成n行m排；韧性支撑A柱的行间距、排间距均等于第一空球的直径；韧性支撑B柱的行间距、排间距均等于第二空球的直径。
进一步，所述震动波装置设置有两个震动传感器，所述两个震动传感器贴附在局部狭窄的透明塑料管的狭窄处正上方；所述两个震动传感器通过立柱连接弹簧圆环的中心；所述立柱处于长条木板的正中心；最内侧的韧性支撑A柱和最内侧的韧性支撑B柱距立柱距离相同，且距离小于弹簧圆环的半径。
进一步，所述两个震动传感器连接在立柱的下端；所述弹簧圆环的平面与长条平板平行。弹簧圆环自然展开后的长度距最内侧的A柱和B柱的距离相等，对其冲击力是一样的。起始时弹簧圆环处于收缩状态,传感器的信号传导过来激发后才展开。
进一步，所述两个震动传感器为震动传感器A、震动传感器B的对准方法；时间对准过程完成传感器数据之间在时间上的对准，震动传感器A、震动传感器B在本地直角坐标系下的量测数据分别为YA(ti)和YB(ti)，且震动传感器A的采样频率大于震动传感器B的采样频率，则由震动传感器A向震动传感器B的采样时刻进行配准，具体为：
采用内插外推的时间配准算法将震动传感器A的采样数据向震动传感器B的数据进行配准，使得两个传感器在空间配准时刻对同一个目标有同步的量测数据，内插外推时间配准算法如下：
在同一时间片内将各传感器观测数据按测量精度进行增量排序，然后将震动传感器A的观测数据分别向震动传感器B的时间点内插、外推，以形成一系列等间隔的目标观测数据，采用常用的三点抛物线插值法的进行内插外推时间配准算法得震动传感器A在tBk时刻在本地直角坐标系下的量测值为：
其中，tBk为配准时刻，tk-1,tk,tk+1为震动传感器A距离配准时刻最近的三个采样时刻，YA(tk-1),YA(tk),YA(tk+1)分别为其对应的对目标的探测数据；
完成时间配准后，根据震动传感器A的配准数据与震动传感器B的采样数据，采用基于地心地固坐标系下的伪量测法实现震动传感器A和震动传感器B的系统误差的估计；基于ECEF的系统误差估计算法具体为：
假设k时刻目标在本地直角坐标系下真实位置为X'1(k)＝[x'1(k),y'1(k),z'1(k)]T，极坐标系下对应的量测值为分别为距离、方位角、俯仰角；转换至本地直角坐标系下为X1(k)＝[x1(k),y1(k),z1(k)]T；传感器系统偏差为分别为距离、方位角和俯仰角的系统误差；于是有
其中表示观测噪声,均值为零、方差为
式(1)用一阶近似展开并写成矩阵形式为：
X'1(k)＝X1(k)+C(k)[ξ(k)+n(k)]\*MERGEFORMAT (3)
其中，
设两部震动传感器A和B,则对于同一个公共目标(设地心地固坐标系下为X'e＝[x'e,y'e,z'e]T)，可得
X'e＝XAs+BAX'A1(k)＝XBs+BBX'B1(k)\*MERGEFORMAT (4)
BA，BB分别为目标在震动传感器A与震动传感器B本地坐标下的位置转换到ECEF坐标系下的位置时的转换矩阵；
定义伪量测为：
Z(k)＝XAe(k)-XBe(k)\*MERGEFORMAT (5)
其中，XAe(k)＝XAs+BAXA1(k)；XBe(k)＝XBs+BBXB1(k)
将式(2)、式(3)代入式(4)可以得到关于传感器偏差的伪测量方程
Z(k)＝H(k)β(k)+W(k)\*MERGEFORMAT (6)
其中，Z(k)为伪测量向量；H(k)为测量矩阵；β为传感器偏差向量；W(k)为测量噪声向量；由于nA(k),nB(k)为零均值、相互独立的高斯型随机变量,因此W(k)同样是零均值高斯型随机变量,其协方差矩阵为R(k)。
进一步，所述震动传感器A的量测模型如下：
YA(tk-1)、YA(tk)、YA(tk+1)分别为震动传感器A对目标在tk-1,tk,tk+1时刻的本地笛卡尔坐标系下的量测值，分别为：
其中，Y'A(tk-1)、Y'A(tk)、Y'A(tk+1)分别为震动传感器A在tk-1,tk,tk+1时刻的本地笛卡尔坐标系下的真实位置；CA(t)为误差的变换矩阵；ξA(t)为传感器的系统误差；为系统噪声，假设为零均值、相互独立的高斯型随机变量，噪声协方差矩阵分别为RA(k-1)、RA(k)、RA(k+1)。
进一步，所述震动传感器A向震动传感器B进行配准的具体过程如下：
将式(7)、式(8)、式(9)带入式(1)，可得：
其中：为震动传感器A的本地直角坐标系下目标的真实位置在tBk时刻的时间配准值；为系统误差造成的误差项；为随机噪声，假定tk-1、tk、tk+1时刻的噪声互不相关的零均值白噪声，则为均值为零，协方差矩阵为RA＝a2RA(k-1)+b2RA(k)+c2RA(k+1)的白噪声，而a、b、c、分别为且a+b+c＝1。
进一步，所述伪量测构建过程仅与目标的位置相关，而与目标的速度等状态无关，具体过程如下：
tBk时刻，震动传感器A的配准量测为震动传感器B的量测为：
Y'B(tBk)为震动传感器B的本地直角坐标系下目标的真实位置，ξB(tBk)为震动传感器B的系统误差，为震动传感器B的随机误差；
根据所述的基于ECEF的空间配准算法，定义伪量测为：
对于同一公共目标，在ECEF坐标系下的位置为Xe则有：
XAS(t)、XBS(t)分别为震动传感器A和震动传感器B在ECEF坐标系下的位置，
将式：
(11)、(13)带入式(12)，则有：
Z(k)＝G(k)β(k)+W(k)\*MERGEFORMAT (15)
其中G(k)＝[-aJA(tk-1) -bJA(tk) -cJA(tk+1) JB(t)]＝λJ为量测矩阵，其中，λ＝[-a -b -c 1]，J＝[JA(tk-1) JA(tk) JA(tk+1) JB(t)]T，JA(tk-1)＝BA(tk-1)CA(tk-1)，JA(tk)＝BA(tk)CA(tk)；JA(tk+1)＝BA(tk+1)CA(tk+1)，JB(tk+1)＝BB(t)CB(t)；β(k)＝[ξA(tk-1) ξA(tk) ξA(tk+1) ξB(t)]T，为系统误差；为均值为零，协方差矩阵为：
RW(k)＝a2RA(k-1)+b2RA(k)+c2RA(k+1)-RB(k)
\*MERGEFORMAT (16)
符号T表示矩阵的转置运算。
进一步，所述构建的状态方程与伪量测方程如下：
其中F(k+1|k)为状态方程的转移矩阵，取值与传感器的系统误差的变化规律相关，若传感器的系统误差是缓变的，则F(k+1|k)近似为单位矩阵，取为F(k+1|k)＝0.99I，I为单位阵。
本发明提供的展示心脏杂音产生原理的装置，在透明塑料管的局部有狭窄，有水流过塑料管，在狭窄处产生湍流，继发震动，由震动波声波传导到震动波装置，继而传导至长条平板的两端，物体振动传导给空气后,空气产生的疏密波进人耳的外耳道,到达人耳的耳膜,被医生用听诊器听到心脏声音。本发明的结构简单，直观显示心脏杂音的产生原理。
本发明长条平板中间的震动波装置引起冲击波向四面等能量的播散,韧性支撑A柱和韧性支撑B柱向外侧依次摆动，达到最外边的边界(此处听诊器可听到杂音)，因(A柱)与(B柱)的质量不同，摆动的速度不一样，冲击波到达最外边的速度与时间不同，传递到最外边的能量不同，继而听诊器可听到不同强度的声音。韧性支撑A柱头部第一空球的固体或液体根据实际情况进行选取。
韧性支撑A柱和韧性支撑B柱均为一个有弹性,有韧性,可以前后左右摇摆,而不折断,并且可以支持其顶端的重物的细柱，可以很好的传播能量。
本发明韧性支撑A柱、韧性支撑B柱、第一空球、第二空球的材质均相同；保证传导震动波一致；第一空球与第二空球的内径、外径均相同。震动波装置设置有两个震动传感器，所述两个震动传感器贴附在局部狭窄的透明塑料管狭窄处的正上方；两个震动传感器感受狭窄处的震动，并通过电路或机械装置激发弹簧圆环打开；从而同时撞击韧性支撑A柱和韧性支撑B柱。且撞击的力度相同。
本发明采用内插外推时间配准算法实现了震动传感器采样数据的同步，并根据内插外推时间配准的结果建立了与目标运动状态无关的伪量测方程，采用基于ECEF的空间配准算法实现了异步震动传感器的空间配准。由于伪量测方程的建立过程仅与目标位置相关而与目标运动速度等参数无关，因此本发明提出了异步震动传感器空间配准算法可有效解决目标机动条件下的异步震动传感器空间配准问题。
附图说明
图1是本发明实施例提供的展示心脏杂音产生原理的装置结构示意图；
图中：1、长条平板；2、韧性支撑A柱；3、第一空球；4、韧性支撑B柱；5、第二空球；6、局部狭窄的透明塑料管；7、弹簧圆环；8、震动传感器；9、立柱。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
下面结合附图对本发明的应用原理作详细的描述。
如图1所示，本发明实施例提供的展示心脏杂音产生原理的装置，所述展示心脏杂音产生原理的装置设置有长条平板1，所述长条平板中间安装有震动波装置；所述震动波装置左侧插接有韧性支撑A柱2，所述韧性支撑A柱头部安装有内部填充有固体或液体的第一空球3；震动波装置右侧插接有韧性支撑B柱4；韧性支撑B柱头部安装有材质与第一空球相同且内部充有空气的第二空球5；第一空球的内外径与第二空球的内外径相同；震动波装置表面贴合有局部狭窄的透明塑料管6。
所述韧性支撑A柱2和韧性支撑B柱4设置有多个，所述多个韧性支撑A柱和多个韧性支撑B柱均并排排列，排列成n行m排；韧性支撑A柱的行间距、排间距均等于第一空球的直径；韧性支撑B柱的行间距、排间距均等于第二空球的直径。
所述震动波装置设置有两个震动传感器8，所述两个震动传感器贴附在局部狭窄的透明塑料管的狭窄处正上方；所述两个震动传感器8通过立柱连接弹簧圆环7的中心；所述立柱9处于长条木板的正中心；最内侧的韧性支撑A柱和最内侧的韧性支撑B柱距立柱距离相同，且距离小于弹簧圆环7的半径。
所述两个震动传感器连接在立柱的下端；所述弹簧圆环7的平面与长条平板平行。弹簧圆环自然展开后的长度距最内侧的A柱和B柱的距离相等，对其冲击力是一样的。起始时弹簧圆环处于收缩状态,传感器的信号传导过来激发后才展开。
进一步，所述两个震动传感器为震动传感器A、震动传感器B的对准方法；时间对准过程完成传感器数据之间在时间上的对准，震动传感器A、震动传感器B在本地直角坐标系下的量测数据分别为YA(ti)和YB(ti)，且震动传感器A的采样频率大于震动传感器B的采样频率，则由震动传感器A向震动传感器B的采样时刻进行配准，具体为：
采用内插外推的时间配准算法将震动传感器A的采样数据向震动传感器B的数据进行配准，使得两个传感器在空间配准时刻对同一个目标有同步的量测数据，内插外推时间配准算法如下：
在同一时间片内将各传感器观测数据按测量精度进行增量排序，然后将震动传感器A的观测数据分别向震动传感器B的时间点内插、外推，以形成一系列等间隔的目标观测数据，采用常用的三点抛物线插值法的进行内插外推时间配准算法得震动传感器A在tBk时刻在本地直角坐标系下的量测值为：
其中，tBk为配准时刻，tk-1,tk,tk+1为震动传感器A距离配准时刻最近的三个采样时刻，YA(tk-1),YA(tk),YA(tk+1)分别为其对应的对目标的探测数据；
完成时间配准后，根据震动传感器A的配准数据与震动传感器B的采样数据，采用基于地心地固坐标系下的伪量测法实现震动传感器A和震动传感器B的系统误差的估计；基于ECEF的系统误差估计算法具体为：
假设k时刻目标在本地直角坐标系下真实位置为X'1(k)＝[x'1(k),y'1(k),z'1(k)]T，极坐标系下对应的量测值为分别为距离、方位角、俯仰角；转换至本地直角坐标系下为X1(k)＝[x1(k),y1(k),z1(k)]T；传感器系统偏差为分别为距离、方位角和俯仰角的系统误差；于是有
其中表示观测噪声,均值为零、方差为
式(1)用一阶近似展开并写成矩阵形式为：
X'1(k)＝X1(k)+C(k)[ξ(k)+n(k)]\*MERGEFORMAT (3)
其中，
设两部震动传感器A和B,则对于同一个公共目标(设地心地固坐标系下为X'e＝[x'e,y'e,z'e]T)，可得
X'e＝XAs+BAX'A1(k)＝XBs+BBX'B1(k)\*MERGEFORMAT (4)
BA，BB分别为目标在震动传感器A与震动传感器B本地坐标下的位置转换到ECEF坐标系下的位置时的转换矩阵；
定义伪量测为：
Z(k)＝XAe(k)-XBe(k)\*MERGEFORMAT (5)
其中，XAe(k)＝XAs+BAXA1(k)；XBe(k)＝XBs+BBXB1(k)
将式(2)、式(3)代入式(4)可以得到关于传感器偏差的伪测量方程
Z(k)＝H(k)β(k)+W(k)\*MERGEFORMAT (6)
其中，Z(k)为伪测量向量；H(k)为测量矩阵；β为传感器偏差向量；W(k)为测量噪声向量；由于nA(k),nB(k)为零均值、相互独立的高斯型随机变量,因此W(k)同样是零均值高斯型随机变量,其协方差矩阵为R(k)。
进一步，所述震动传感器A的量测模型如下：
YA(tk-1)、YA(tk)、YA(tk+1)分别为震动传感器A对目标在tk-1,tk,tk+1时刻的本地笛卡尔坐标系下的量测值，分别为：
其中，Y'A(tk-1)、Y'A(tk)、Y'A(tk+1)分别为震动传感器A在tk-1,tk,tk+1时刻的本地笛卡尔坐标系下的真实位置；CA(t)为误差的变换矩阵；ξA(t)为传感器的系统误差；为系统噪声，假设为零均值、相互独立的高斯型随机变量，噪声协方差矩阵分别为RA(k-1)、RA(k)、RA(k+1)。
进一步，所述震动传感器A向震动传感器B进行配准的具体过程如下：
将式(7)、式(8)、式(9)带入式(1)，可得：
其中：为震动传感器A的本地直角坐标系下目标的真实位置在tBk时刻的时间配准值；为系统误差造成的误差项；为随机噪声，假定tk-1、tk、tk+1时刻的噪声互不相关的零均值白噪声，则为均值为零，协方差矩阵为RA＝a2RA(k-1)+b2RA(k)+c2RA(k+1)的白噪声，而a、b、c、分别为且a+b+c＝1。
进一步，所述伪量测构建过程仅与目标的位置相关，而与目标的速度等状态无关，具体过程如下：
tBk时刻，震动传感器A的配准量测为震动传感器B的量测为：
Y'B(tBk)为震动传感器B的本地直角坐标系下目标的真实位置，ξB(tBk)为震动传感器B的系统误差，为震动传感器B的随机误差；
根据所述的基于ECEF的空间配准算法，定义伪量测为：
对于同一公共目标，在ECEF坐标系下的位置为Xe则有：
XAS(t)、XBS(t)分别为震动传感器A和震动传感器B在ECEF坐标系下的位置，
将式：
(11)、(13)带入式(12)，则有：
Z(k)＝G(k)β(k)+W(k)\*MERGEFORMAT (15)
其中G(k)＝[-aJA(tk-1) -bJA(tk) -cJA(tk+1) JB(t)]＝λJ为量测矩阵，其中，λ＝[-a -b -c 1]，J＝[JA(tk-1) JA(tk) JA(tk+1) JB(t)]T，JA(tk-1)＝BA(tk-1)CA(tk-1)，JA(tk)＝BA(tk)CA(tk)；JA(tk+1)＝BA(tk+1)CA(tk+1)，JB(tk+1)＝BB(t)CB(t)；β(k)＝[ξA(tk-1) ξA(tk) ξA(tk+1) ξB(t)]T，为系统误差；为均值为零，协方差矩阵为：
RW(k)＝a2RA(k-1)+b2RA(k)+c2RA(k+1)-RB(k)
\*MERGEFORMAT (16)
符号T表示矩阵的转置运算。
进一步，所述构建的状态方程与伪量测方程如下：
其中F(k+1|k)为状态方程的转移矩阵，取值与传感器的系统误差的变化规律相关，若传感器的系统误差是缓变的，则F(k+1|k)近似为单位矩阵，取为F(k+1|k)＝0.99I，I为单位阵。
下面结合工作原理对本发明的应用作进一步描述。
在透明塑料管的局部有狭窄，有水流过塑料管，在狭窄处产生湍流，继发震动，由声波传导到体表，被医生用听诊器听到。还要包含在固体物质，液体物质，气体物质中声波传导的速率，能量衰减递减的情况(所以在体表医生听到的心音有大有小)。其中震动通过的区域里的物质结构影响到震动传播的速度，能量衰减的速度,不同物质的单位体积里的质量不同，所含能量相同的震动源如果让单位体积的不同物质产生相同的震动幅度，需要释放的能量不同，因此其在不同物质中传导的速度与能量衰减的速度不同。血液在血管内的流动方式可以分为层流(laminar flow)和湍流(turbulence)。层流是一种规则运动，在层流的情况下，液体每个质点的流动方向一致，与管道长轴平行，但各质点的流速不同，在管道轴心处流速最快，越近管壁的轴层流速越慢。人体的血液循环在正常情况下属于层流形式，层流状态不产生声音。然而，当血流速度加速到一定程度之后，层流情况即被破坏，此时血液中各个质点的流动方向不再一致，出现漩涡，称为湍流。在血流速度快、血管口径大、血液粘滞度低的情况下，容易发生湍流。正常情况下，心室内存在着湍流，一般认为其产生的声音较弱，不会传导出血管或心脏之外。病理情况下，如房室瓣狭窄、主动脉瓣狭窄以及动脉导管未闭等，均可因湍流形成，进而形成漩涡，撞击心壁，瓣膜，腱索或大血管壁使之产生振动，在组织中传导到体表，在相应部位可听到声音即杂音。湍流产生的原因:血流加速；血液粘稠度降低；瓣膜口狭窄或关闭不全；异常通道；心腔内漂浮物；血管腔扩大或狭窄。以主动脉狭窄为例，胸腔中心脏的部位解释湍流产生震动。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。