续恒定输出，直到所设定的照射结束时间到达为止。如果在照射时 间内由于特殊事件造成过量输出，则达到温度1所设定的第2个数值时，设备的输出将受到 限制（降低或停止），从而达到对机体的保护作用。更为复杂的控制还可以列举一些，如果将 这些功能设计在红外线治疗仪中，具有专业知识的操作者(医师)就可以根据需要自行选择 多种治疗(程序)功能。而本发明人作为红外线治疗仪的设计人员，目前所需要做的仅仅是 将温度1的传感器作为一个物理实体设计到红外线治疗仪的辐射面上，面对被照射部位的 表面温度可以进行实时监测，并以智能化的控制方式为操作者（医师)提供可操作的模式。 在设备的内置程序中应对温度1设计1个以上的温度门槛值，多的温度1的温度门槛数值的 设定是有利于使用者(医师)依据门槛温度点进行多阶梯的时间程序和温度阶梯治疗。本发 明人在自己设计的红外线治疗仪的产品中对温度1最多可以预置了 10个温度1的温度门槛 数据点，以供临床医务人员可以根据治疗需要最多可以自行设计的时间温度治疗阶梯可以 达到10阶梯。
[0067] 为了说明时间温度治疗的程序模式，本发明人在图9中将预置的温度1的10个温度 使用了 6个，设计了依赖于温度1的预置的6个温度门槛值(序号25-A至序号30-F)所进行的 温度时间(°C_t)控制治疗程序。对这个程序本发明人进一步解释如下：
[0068] 在开始治疗（启动红外线治疗仪)后，设备依据所设定的输出功率的提高速率由温 度〇提升到温度序号25-A，并在温度25-A维持一定时间，然后从温度25-A以较慢的输出功率 提升速率缓慢的上升到温度序号26-B，到达温度26-B以后，设备以较快的输出功率提升速 率快速的上升到温度序号27-C，并在温度27-C上维持一定时间，然后从温度27-C以一定的 输出功率提升速率上升到温度序号28-D，并在温度28-D上维持一定时间，然后停止功率输 出，自然等待到机体表面温度下降到温度序号29-E，到达温度29-E后，设备以恒定的输出功 率将机体表面温度维持在温度29-E上并持续一定的时间后，设备停止向外输出功率，自然 等待到机体表面温度下降到温度序号30-F，如果我们将温度F与设备的报警功能联系起来， 则机体表面温度下降到温度30-F时，设备发出停止治疗的报警告知，此时治疗结束。
[0069] 为了配合这个程序的运行，在输出功率的电路和智能控制上设计输出功率的提升 速率(即红外发光器件的电压或电流与时间相关联的上升斜率)和报警电路是必要的。实现 这种设计有很多方法和现成的电路以及程序模块可供参考，属于电控专业技术人员必备的 常识性技术，本发明人在本说明书中不再做特殊的表述。
[0070] 图10是图7的另外一种保护模式。在图10中也是预设了温度1的两个体表面温度门 槛数值序号32-B(B点）和序号35-E(E点），当达到体表面温度35-E(E点）时红外线治疗仪停 止向机体辐照，当体表面温度下降到32-B(B点）时，红外线治疗仪重新向机体辐照，如同图 10中所示，在时间如士区间机体被辐照，此区间是热量积累区间。在trto区间机体不被辐 照，此区间是热积累释放区间。如此反复，在温度门槛32-B(B点）和温度门槛35-E(E点）的控 制下对机体实施脉冲辐照方式。与图7的状态相比较，图10中的温度E点的设定温度可以比 图7中的温度B点高，最高可达到机体被热破坏的临界温度，这样将更有利于红外线的非热 效应得到充分的发挥。
[0071] 红外发光器件的发射光(热)强度依赖于温度2的反馈控制的基本作用是对红外线 发光器件的发射温度(或辐射强度)进行实时监控和事件报警的作用。
[0072] 第一个作用是可以依据温度2对红外线发光器件的实时发射强度的检测反馈信 号，进行输出功率的稳定/或恒定性控制。
[0073] 第二个作用是事件报警作用。假如红外线发光器件出现故障，造成红外线发光器 件的输出功率过高或过低或出现熄灭，可依据温度2对红外线发光器件的实时发射强度的 检测反馈信号，发出事件的警示告知。
[0074] 输出功率的升高(增加)或恒定输出，都可以通过红外线发光器件的控制电路的电 压或电流的调节来实现，这是电路控制的一般性常识，相应的电控专业技术人员在了解了 本发明人的目的以后，可以用不同的电路来实现，且可供参考的电路范例也很多，技术相当 成熟，本发明人就不再赘述。需要说明的是应该在红外线治疗仪的设计中，需要面向操作 者(医师)设计有红外线治疗仪的输出功率的升高(增加)的速率参数设定功能，例如如果输 出功率是采用能量表示，则设计的上升速率参数应该是"能量参数/时间"，例如mj (毫焦 耳）、J(焦耳)/min(分钟）；如果输出的功率采用温度表示，则设计的参数应该是"温度/时 间"。使用者（医师)可以通过对功率上升速率参数的设定获得自己需要的输出功率的上升 速率，这对治疗是比较重要的。因为考虑到机体接受外来因素的影响也许需要有一定的时 间要求，快速或慢速的外来因素施加于机体所引起的生物反应可能会不同。尽管本发明人 没有检索到红外线施加于机体快慢的反应差异，但是本发明人知道在电生理实验中，电刺 激信号的增加速率对实验动物难受电信号刺激的阈值会有所不同，作为红外线治疗仪设备 的设计人员，应该具备超前于使用者(医师）的意识，将这个功能设计进去，给设备的操作者 (医师）以更大的自由度可以按照自己的意愿开展红外线治疗仪的临床验证工作。
[0075]在进行了上述表述之后，本发明人需要提及的一个技术细节就是，一些红外线发 射器件在获得电能以后，自身的辐射功率从开始获得电激励到达到辐射功率的恒定都存在 一个滞缓时间段，也就是说通电以后到该供电电压（电流)下的输出功率(热能和电磁能)恒 定需要一个时间过程。有些红外线发射器件达到稳定输出的时间段很短，例如LED、碳纤维、 氮化硅等器件。而有些则达到的稳定时间比较长，例如金属丝灯、金属卤素灯、红外发热陶 瓷等。因此在考虑使用脉冲控制时，脉冲的脉宽（或占空比）一定要根据所选择的红外线发 射器件的不同而具体对待，要考虑到红外线发射器件达到稳定输出的时间滞后因素，有针 对性的调节脉宽或占空比。作为红外线治疗仪的设计人员，在进行设计时，可根据所使用的 红外线发射器件的不同，对控制程序进行适当的调整，并根据所设定的程序特点在设备的 说明书中加以说明即可。这样使用者(医师)就可以根据红外线发射器件和控制程序的具体 的点，对供使用者（医师)可设定的有关参数进行正确的设定，就可以制定出最佳的治疗模 式。
[0076]能量上升速率的参数单位从医疗领域的习惯考虑以111」71]1；[11、]71]1；[11、°(3/1]1；[11较好。 其中mj (毫焦耳)的最小值为lmj、J(焦耳)的最小值为0.0011、111111(分钟）的最小值为1111111、 °C(温度）的最小值为0.1°C。这四个参数的最大值不限，根据设备的设计要求确认上限即 可。另外也可以采用W(瓦特)/时间、KW(千瓦特)/时间、mw(毫瓦特)/时间来表示。这样设计 比较省事，因为红外线发光器件一般是用W、KW、mw来表示的，这样省略了器件的电功率与医 疗领域用的能量(也有称为能量密度)或温度的标定。本发明人的观点是如果能通过标定将 红外线发光器件的输出功率与医疗的习惯单位进行标定后采用能量单位表示为设计方案 的上策。如果采用温度表示，但是难免受到客观因素(周边环境温度和照射距离)的干扰，为 设计方案的下策，采用电功率W和mw来表示，虽然设涉嫌懒汉思想，但简单，且不受客观因 素的干扰，因此本发明人认为是设计方案的中策。
[0077]本发明人相对于现有红外线治疗仪的技术改进的第五个技术特征是，在红外线发 光器件的上部（照射面的反方向）安装风扇或其它功效的排热系统，用于在需要的时候(例 如在尽可能大限度的实施红外线的非热效应进行医疗时），尽可能最大限度的将红外线发 光器件所发出的富裕热量排泄走。对该风扇的控制不仅依赖于操作者对风扇参数的设定， 也依赖于反馈控制信号温度1和温度2的测控。
[0078] 排风扇应该选择耐高温的轴流排风扇，轴流排风扇的体积小、重量轻。耐温要求应 该达到120°C以上的温度要求，耐温太低风扇容易损坏，尤其是在使用红外线的热效应状态 治疗，风扇要求关闭，此时红外线的发光器件的背侧温度比较高，因此对排风扇的耐温要求 也应该尽量高。同时也应该对排风扇的转速有调频控制，可以根据需要调节风量的大小。
[0079] 排风扇的排热方向可以是与红外线发射器件的发射方向不同，采用抽风的原理将 照射面下的热量排走，也可以与之相同，采用吹风的方式将照射面下的热量吹走。如果使用 面对红外线发射器件发射方向吹风，所使用的红外线发射器件如果没有反射层。最好在红 外线发射器件与排风扇之间安装一个反射板将发射器件遮掩住，这样红外线发射器件的辐 射就会被反射板阻挡住被重新反射出去，避免直接面对排风扇辐射。这种情况特别适合红 外线陶瓷类发射器件的使用场合。在有反射板的情况下，如果排风扇直接对发射器件吹风， 吹来的风被反射板阻挡后，气流从反射板迂回后再吹向照射面，照射面与被照射部位的富 裕热和皮肤表面溢出来的内热被迂回的气流带走，从而降低皮肤表面的温度，并以此获得 后续来的更大的辐射。
[0080] 反射板可采用薄的耐热金属板，具有涂布反射面的金属板最好，例如镀铝、镀硅、 镀锌的镜面涂层等。
[0081] 其它功效的排热一般是指采用水冷却，通过循环栗将冷却水送到红外线发光器件 的背后的散热片内进行散热，但是水冷方法比较笨，不应是首选方法。
[0082] 本发明人认为，红外线发光器件对机体的发热作用是机体接受了红外线发光器件 发射的辐射后，在机体内由于接受红外线电磁波的生物大分子发生振动而产生热。实际还 有另一个热源的影响不容忽略，就是红外发光器件在电激励发光的同时自身也在发热。由 于红外线治疗仪的治疗面往往距离被照射的机体部位比较近，红外线发光器件本身产生的 热量通过空气介质也被传导到被照射的机体部位，当红外线照射到人体后，首先会受到皮 肤的反射，反射率平均为0.34,这部分被反射的热量也会与照射面再次反射到被照射部位 并在此反复，所以有相当的热量被储存在被照射部位与发光器件之间的狭窄空间。同时入 射到人体皮肤内部的红外线的绝大部分能量均被浅层皮肤吸收，所以红外线照射人体以后 绝大多数的热量是产生在人体皮肤的表层。上述的两种热量都会对红外线的非热效应产 生负面作用。但如果在红外线发光器件发光面的背侧安装排风扇（轴流排风扇）启动时，排 风扇就会将上述两种热量有效的排泄掉。红外器件发射和产生的热量被排泄走，使被照射 部位的皮肤温度有效的降低，而红外器件发射的电磁波不会被风扇排泄走，因此在相同的 发射功率下，被照射部位的温度偏低而所接受的红外电磁波的辐射则没有损失。
[0083] 关于对红外线治疗仪的照射面进行排热问题，一般情况下认为，红外线治疗仪的 热能和电磁能是相伴而生的，没有电磁能也就没有热能，因此在对红外线治疗仪的照射面 进行排热时，也会使红外线发射器件的温度降低而导致其发射的电磁能量下降。
[0084] 本发明人在本发明的过程中对此也有过讨论，讨论的结果是可以对红外线治疗仪 的发射器件的发射功率选择的大些，当排热系统工作时，一方面将在皮肤表面与照射头之 间的空间中储存的热量、以及将由于辐射产生于表皮内部的热量传导到表皮外的部分热量 排泄走，这将导致皮肤表面的温度下降，可以继续接受新的辐照;一方面也将红外线发射器 件表面的热量排泄走，这将导致红外线发射器件的发射强度下降。如果使用者继续提高红 外线高发射器件的发射能量(通过提升电压或电流），则将会使皮肤接受新的辐射能量，新 的辐射能量所产生的新的热量补充了前面提到的皮肤表面温度因为被排热系统排热所下 降的温度。这个At(变化温度)的消失与补充，实际上也是皮肤得到新的能量（AE)的体现。 因此具有排热系统的红外线治疗仪在相同的皮肤表面温度热耐受平衡状态下可以获得更 多的电磁辐射。这个更多的电磁辐射是指富裕热量所造成的皮肤额外的温度提升以及皮肤 自身温度被排泄后得到的新的补充这两个部分的电磁能的之和。上面所述不仅仅是一种假 象的推导，在现实中也得到一定的证实。
[0085] -些被称为非热效应红外线治疗仪的设备基本上都是采用了这种排热方式，且这 种方式的红外线非热效应治疗仪在临床实践中也取得了与没有安装排风扇的红外线治疗 仪不同的治疗效果。例如台湾生产的寬譜遠紅外線治療儀(WS Far Infrared Therapy Unit型號:TY-101N)在多种治疗中获得了比普通不具备排热系统的红外线治疗仪较好的治 疗效果。当然台湾设备生产者并没有像本发明人这样解释具有排热系统的红外线治疗仪为 何比不具有排热系统的红外线治疗仪好的上述原因，而是将自己的设备的疗效进行概念性 神奇化的宣传。尽管本发明人并不赞成这种客观依据不扎实的宣传方式，但却是认可这类 红外线治疗仪的优越性的。
[0086] 目前接受肾透析的患者比较多，长期的静脉血管穿刺造成血管痿疾病比较普遍。 普通的红外线治疗仪虽然也具有血管再生和愈合的作用，但是高的辐射温度显然对正在进 行的透析注射不利。而台湾生产的这种带有排风扇的远红外线治疗仪，由于辐照产生的热 量比较低(绝大多数热量被排风扇排泄掉），所以在患者接受肾透析的同时，也接受红外线 治疗仪对注射部位辐照，确实具有较好的治疗效果。
[0087] 本发明人相对于现有红外线治疗仪的技术改进的第六个技术特征是，应在红外线 治疗仪上设计有对温度1和温度2以及输出功率进行标定的功能。这里的标定不是指设备在 出工厂前，在工厂的内部由生产或质检的人员对设备所进行的上述内容的标定，而是将对 上述需要标定的项目作为红外线治疗仪的常规操作的内容，由设备的使用者(医师)在设备 出厂以后的使用过程中，由使用者（医师)根据自己的需要，由使用者（医师）自己对温度1、 温度2和输出功率进行标定。所以作为红外线治疗仪的设计者，本发明人认为应该将这三个 因素的标定设计在红外线治疗仪的功能中，而目前的红外线治疗仪都忽略了这个设计要 点。
[0088] 对温度的标定一般是采用将温度1和温度2的传感器与标准