本发明涉及一种利用心音信号重构心脏发声场的方法。
背景技术：
心音逆问题是从人体胸腔表面上获得的心音信息出发，描述外心音声场能量分布图，然后应用变换技术，获得内心音声场能量分布图，以此计算出内心音发声模型的发声动作参数，并重构出整个心脏发声场的完整信息，实现一种基于心音的心脏发声场溯源方法。通过心脏溯源可以利用心音信号数据逆向分析产生心音的心脏组织结构、传递过程的影响等，为再现该心音的产生过程提供理论研究的基础。
技术实现要素：
鉴于现有技术中存在的上述事实，本发明为了根据外心音声场(体表心音场)反推内心音声场的分布，建立一种外心音能量分布图与内心音能量分布图之间的平面对平面场的重建关系。本发明的一种基于心音的心脏发声场溯源方法，设由心脏发声腔合成的一个周期的内心音信号可描述为：
再经胸腔回声模型V辐射模型R和多路心音传感器模型B所级联为H(Z)的人体心音传输系统所获得的外心音信号可描述为：
其中Gu(n)是系统的归一化冲击响应及其增益系数的乘积。G控制心音的音量大小。则有为：
这里H(Z)相当于一个短时稳定的时变滤波器。它的参数aj是由产生心音的人体器官所决定，实际上是随时间缓慢变化的，但在一个相对稳定短时间内，可以认为是稳定不变的。
设心脏发声腔可等效为若干个点声源，每个点源向外发送单一频率的心音声波，那么在胸腔表面任意一点的外心音声场可以表示为该点所产生的声压的叠加：
其中，Tr是心音传感器的表面积，rT是心脏发声腔点声源的位置，r是rT到(x,y,z)的距离，c是声速，ds是心脏发声腔点声源的面积。人体心音传输系统H(Z)对心音能量的损失用传播衰减因子D表示。
内心音声场zs面与外心音场z面上的声场变换关系，根据Helmholtz方程，外心音声场上在t时刻任意一点声压强可表示为：
根据富氏变化的卷积定理，上述二式的卷积的富氏变化等于该二式富氏变化的乘积，再根据二维富氏变化关系，可得到外心音场z面上和内心音声场zs面上富氏变化关系，并进行反变换，可获得内心音声场zs面和外心音场z面上的逆变换关系式：
其中
为了求解逆变换，需要设定求解域，剖分好网格，进行有限元求解。按照实际心脏的大小尺寸，在zs平面式上内心音声场预估模型的边长设计为一个150mm×100mm的长方形，模体几何元胞定义为10mm的正方形，模体划分为15×10的网格。
对一个周期的心音信号ST按帧分割，然后求每一帧时间tk内所对应的内心音声场在zs平面式上的平均声强分布。
将上式的逆变换方程进行离散化，并且考虑每一个心音传感器获得的声压对每一处内心音场的重构都有贡献，可采用直接反投影重建方法，有内心音声场在zs平面式上的平均声强分布为：
其中，为心音第k帧的内心音声场在网格r处的平均声强，为心音第k帧的外心音声场在网格rd处的平均声强，b(rd)为多路心音传感器模型B的响应函数，为人体胸腔对心音信号的传输系数，包括了胸腔回声模型V和辐射模型R的影响。对求得的内心音声强可用颜色作图描述其分布情况。
虽然心音逆变换空间分辨率由几何元胞的大小确定，但实际心音传感器接触胸腔的面积是比较大的，原则上只要元胞组成的几何体尺寸大于真实心音传感器的表面积尺寸即可。
当心音传感器的直径为20mm时，心脏内心音声强分布可以用16个网格描述，如附图2所示。有在第k帧时的平均声强为：
有益效果：对于多路心音采集装置获取的外心音信号，可以将多路外心音信号先进行盲源分离，使各路外心音信号相互独立，消除它们之间的相互影响，然后再利用心音信号在频域的逆变换公式获取多路相互独立的内心音信号，在此基础上现实内心音发声模型的重构。
附图说明
图1本发明实施例的内心音声场zs面与外心音场z面上的声场变换关系示意图。
图2本发明实施例的基于心音的心脏溯源模型内心音声场16网格声压强平面分布示意图。
具体实施方式
以下结合附图和具体实施例对本发明作进一步详细说明。
为了根据外心音声场(体表心音场)反推内心音声场的分布，建立一种外心音能量分布图与内心音能量分布图之间的平面对平面场的重建关系；设由心脏发声腔合成的一个周期的内心音信号可描述为：
再经胸腔回声模型V辐射模型R和多路心音传感器模型B所级联为H(Z)的人体心音传输系统所获得的外心音信号可描述为：
其中Gu(n)是系统的归一化冲击响应及其增益系数的乘积。G控制心音的音量大小。则有为：
这里H(Z)相当于一个短时稳定的时变滤波器。它的参数aj是由产生心音的人体器官所决定，实际上是随时间缓慢变化的，但在一个相对稳定短时间内，可以认为是稳定不变的。
设心脏发声腔可等效为若干个点声源，每个点源向外发送单一频率的心音声波，那么在胸腔表面任意一点的外心音声场可以表示为该点所产生的声压的叠加：
其中，Tr是心音传感器的表面积，rT是心脏发声腔点声源的位置，r是rT到(x,y,z)的距离，c是声速，ds是心脏发声腔点声源的面积。人体心音传输系统H(Z)对心音能量的损失用传播衰减因子D表示。
如附图1所示的内心音声场zs面与外心音场z面上的声场变换关系，根据Helmholtz方程，外心音声场上在t时刻任意一点声压强可表示为：
根据富氏变化的卷积定理，上述二式的卷积的富氏变化等于该二式富氏变化的乘积，再根据二维富氏变化关系，可得到外心音场z面上和内心音声场zs面上富氏变化关系，并进行反变换，可获得内心音声场zs面和外心音场z面上的逆变换关系式：
其中
为了求解逆变换，需要设定求解域，剖分好网格，进行有限元求解。按照实际心脏的大小尺寸，在zs平面式上内心音声场预估模型的边长设计为一个150mm×100mm的长方形，模体几何元胞定义为10mm的正方形，模体划分为15×10的网格。
对一个周期的心音信号ST按帧分割，然后求每一帧时间tk内所对应的内心音声场在zs平面式上的平均声强分布。
将(8)式的逆变换方程进行离散化，并且考虑每一个心音传感器获得的声压对每一处内心音场的重构都有贡献，可采用直接反投影重建方法，有内心音声场在zs平面式上的平均声强分布为：
其中，为心音第k帧的内心音声场在网格r处的平均声强，为心音第k帧的外心音声场在网格rd处的平均声强，b(rd)为多路心音传感器模型B的响应函数，为人体胸腔对心音信号的传输系数，包括了胸腔回声模型V和辐射模型R的影响。对求得的内心音声强可用颜色作图描述其分布情况。
虽然心音逆变换空间分辨率由几何元胞的大小确定，但实际心音传感器接触胸腔的面积是比较大的，原则上只要元胞组成的几何体尺寸大于真实心音传感器的表面积尺寸即可。
当心音传感器的直径为20mm时，心脏内心音声强分布可以用16个网格描述，如附图2所示。有在第k帧时的平均声强为：
对于单路心音信号可以将(2)式转换到频域，有：
s(ω,m)＝s′(ω,m)·H(ω,m) (12)
log s(ω,m)＝logs′(ω,m)+logH(ω,m) (13)
因此，心音信号在频域的逆变换公式为:
logs′(ω,m)＝log s(ω,m)-logH(ω,m) (14)
对于多路心音采集装置获取的外心音信号，可以将多路外心音信号先进行盲源分离，使各路外心音信号相互独立，消除它们之间的相互影响，然后再利用心音信号在频域的逆变换公式获取多路相互独立的内心音信号，在此基础上现实内心音发声模型的重构。
上面结合附图和具体实施例对本发明的实施方法作了详细的说明，但是本发明不限于上述实施方式，在所属技术领域普通技术人员所具备的知识范围内，还可以在不脱离本发明宗旨的前提下做出各种变化。