Устройство для магнитотерапии и датчик на палец для регистрации кровенаполнения сосудов

 

Cущность изобретения: устройство содержит схемы 4, 5 формирования текущего и эталонного сигналов управления. Схемы 4, 5 подключены входами к схемам 1, 2 определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани органа живого организма и вегетативного индекса. Выходы схем 4 и 5 подключены к схеме сравнения 6. В результате схема 6 формирует сигналы управления устройством с учетом индивидуальных особенностей организма пациента. Результирующий сигнал управления для индуктора 8 поступает со схемы сравнения 6 через схему формирования импульсного сигнала 7. Индуктор 8 выполнен в виде параллельного LC-контура и формирует импульсное низкочастотное сложномодулированное электромагнитное поле. Схема 2 содержит датчик на палец для регистрации кровенаполнения сосудов. Датчик содержит приспособление 51 из ферромагнитного материала. Приспособление 51 пружиняще охватывает палец с образованием зазора 53. На приспособлении размещены контролирующая 54 и чувствительная 55 катушки индуктивности. Кровенаполнение сосудов пальца регистрируют по изменению магнитной индукции в зазоре приспособления 51. Положительный эффект: индивидуальность параметров процедуры, уменьшение адаптации к воздействию. 2 с.и 7 з.п.ф-лы, 8 ил.

Изобретение относится к магнитотерапии и к диагностике заболеваний с использованием свойств электромагнитного поля.

Известно устройство для магнитотерапии (СССР, а.с. N 1227200, 05.07.84. А 61 N 1/42), содержащее индукторы, блок управления индукторами, автоматический выключатель и блок контроля механических упругих свойств облучаемой ткани, соединенные последовательно. Устройство позволяет учесть адаптационную реакцию организма на воздействие по изменению механических упругих свойств облучаемой ткани. Для этого в ткани тела, параллельно с облучением магнитным полем, периодически возбуждается акустическая волна вертикальной поляризации. В момент прохождения величины относительно изменения скорости акустической волны через минимум вырабатывается сигнал отключения блока управления и процедура прекращается.

Недостаток известного устройства состоит в том, что наличие обратной связи с облучаемым органом позволяет только регулировать продолжительность процедуры лечения, а возможность формирования текущих параметров электромагнитного поля в зависимости от индивидуальных свойств организма пациента и тяжести заболевания отсутствует. Это способствует развитию адаптационных эффектов, что снижает эффективность лечения. Последнее объясняется еще и тем, что сама акустическая волна, существующая в течение времени Δτ, не отражает функционального, ни морфологического состояния живых тканей. Недостаток известного устройства заключается также в критичности расстояния между индуктором и датчиком упругих свойств тканей тела. При их близком расположении неизбежно влияние промодулированного тканями низкочастотного импульса (акустических гармоник) магнитного поля на датчик. Исключить влияние наводок на работу датчика можно увеличив его расстояние от индуктора. Но в этом случае датчик будет работать на тканях, практически не подвергающихся воздействию электромагнитного поля, а, следовательно, будет выдавать недостоверную информацию. Кроме того, устройство не позволяет учитывать магнитотропную реакцию пациента, что не только снижает эффективность лечения, но и может оказать на пациента отрицательное воздействие (магнитотропность индивидуальная реактивность пациента к магнитному полю).

Таким образом, известное устройство для магнитотерапии при его осуществлении не позволяет достичь технического результата, заключающегося в создании лечебного электромагнитного поля, позволяющего осуществлять с организмом человека, находящимся под его воздействием, информационный обмен; в возможности формирования лечебного ЭМП, параметры которого соответствуют индивидуальным особенностям пациента и учитывают его вегетативный индекс; в снижении адаптационных эффектов.

Наиболее близким техническим решением к предлагаемому является электромагнитное терапевтическое устройство (Япония, N 2-29340, 28.06.90. А 61 N 2/00), содержащее намагниченную катушку для формирования ЭМП; узел, фиксирующий катушку в определенном месте; генераторный блок, осуществляющий передачу сигнала обработки на катушку и формирующий магнитную характеристику магнитного поля, а также содержащий формирователь импульсов; блок управления, выбирающий характеристику сигнала обработки. Блок управления содержит: узел, регулирующий пиковую напряженность магнитного поля; узел выбирающий частоту сигнала обработки; узел для предварительной установки продолжительности сигнала обработки и магнитного поля.

Недостаток известного устройства состоит в том, что изменение параметров электромагнитного поля, формируемого катушкой индуктивности, в устройстве осуществляется без учета индивидуальных особенностей больного - магнитотропности, функционального и морфологического состояния тканей тела, подвергающихся воздействию. Это способствует развитию адаптационных эффектов в организме человека и снижает эффективность воздействия электромагнитного поля. Кроме того, катушка индуктивности, используемая в устройстве в качестве индуктора, формирует импульсное ЭМП. Несмотря на то, что формируемое ЭМП модулировано по частоте и амплитуде, оно оказывает на организм лишь физическое воздействие. Это объясняется тем, что для нелинейных распределенных систем, по принципу которых работают живые органы, более адекватно и, соответственно, более эффективно по воздействию, низкочастотное импульсное сложномодулированное электромагнитное поле (Холодов Ю.А. "Организм и магнитное поле". Успехи физиологических наук, 1982 г. т. 13, N 2, с. 48 64). Поэтому сформированное с помощью известного устройства ЭМП не позволяет совершить с организмом обмен информацией и оказывает на организм только физическое воздействие. Это не способствует снижению развития адаптационных эффектов в организме человека и снижает эффективность воздействия.

Таким образом, известное электромагнитное терапевтическое устройство при его осуществлении не позволяет достичь технического результата, заключающегося в создании лечебного электромагнитного поля, позволяющего осуществлять с организмом человека, находящимся под его воздействием, информационный обмен; в снижении адаптационных эффектов в организме человека при воздействии на него электромагнитным полем в процессе лечения, в возможности формирования сигнала воздействия с текущими параметрами, соответствующими индивидуальным особенностям больного и его магнитотропной реакции.

Известно устройство для определения артериального давления пальцевым способом. Устройство содержит два плетизмодатчика, регистрирующих кровенаполнение сосудов, и две компрессионные измерительные манжеты, одна из которых выполнена конструктивно вместе с плетизмодатчиком. При этом датчик расположен между фалангой пальца и манжетой. Компрессионные измерительные манжеты через общий пневматический канал подключены к компрессионной системе. Плетизмодатчики через усилители постоянного тока подключены к регистраторам. Для измерения артериального давления на проксимальную фалангу пальца руки накладывают компрессионную измерительную манжету, а на дистальную - плетизмодатчик. На дистальную фалангу второго пальца накладывают вторую компрессионную измерительную машину со встроенным в нее плетизмодатчиком. Создают в манжетах давление заведомо превышающее систолическое давление крови, а затем манжеты декомпрессируют. Систолическое давление определяют по величине давления в компрессионной измерительной манжете на первом пальце в момент начала увеличения кровенаполнения сосудов дистальной фланги. Диастолическое давление крови определяют с помощью второго плетизмодатчика в момент начала кровенаполнения сосудов фаланги второго пальца (СССР, а. с. N 1568969, 13.01.88. А 61 В 5/02).

Недостаток известного устройства состоит в ограниченных функциональных возможностях плетизмодатчика, так как с его помощью в известном пальцевом методе измерения артериального давления можно измерить или систолическое, или диастолическое артериальное давление. Кроме того, при необходимости оценки по изменению характера кровенаполнения пульса пациента требуется датчик. К недостатку относится и то, что точность измерения давления с помощью плетизмодатчика в известном пальцевом методе определяется скоростью декомпрессии компрессионных измерительных манжет и находится в пределах 10±5 мм рт. ст. Кроме того, так как плетизмодатчики используют совместно с компрессионными измерительными манжетами, которые вместе с датчиками необходимо закреплять на небольшом по объему и площади поверхности пальца, а также зависимость достоверности показаний устройства от положения датчиков, снижается достоверность результатов измерений и, кроме того, делает устройство неудобным в эксплуатации.

Таким образом, использование в известном устройстве плетизмодатчиков для измерения артериального давления пальцевым способом не позволяет достичь технического результата, заключающегося в расширении функциональных возможностей, путем определения с помощью одного и того же датчика по изменению характера кровенаполнения сосудов пальца систолического и диастолического давления и пульса; в повышении точности и достоверности измерения; в повышении удобства эксплуатации.

Наиболее близким техническим решением к предлагаемому является датчик на палец для импульсной оксигемометрии, который содержит приспособление, охватывающее палец. Приспособление представляет из себя пленку из гибкого полимерного материала, который сложен и заделан по периметру пальца так, что образует упругий карман, внутри которого расположены напротив друг друга контролирующий элемент источник света, и чувствительный элемент оптический детектор. Контролирующий и чувствительный элементы соединены кабелями соответственно с источником питания и регистратором. Устройство регистрирует кровенаполнение сосудов с помощью оптического детектора, путем регистрации поглощения света тканью пальца после освещения ее источником света. (ЕПВ, заявка N 9357249, 07.03.90. А 61 В 5/02).

Недостаток устройства состоит в том, что с его помощью можно измерить только пульс пациента, что ограничивает его функциональные возможности. Кроме того, достоверность результатов измерения зависит от качества исполнения устройства: от точности установки контролирующего и чувствительного элементов, от качества выполнения кармана, который, помимо требуемой плотности охвата пальца, должен обеспечить как невозможность доступа света от посторонних источников, так и рассеяние света внутри кармана. При этом требуется подбор интенсивности излучения в зависимости от характера кожного покрова пальца; для более грубой кожи интенсивность облучения усиливают. Таким образом, в каждом конкретном случае устройство подстраивают для обеспечения рабочих параметров чувствительного элемента. Несоблюдение этих условий снижает достоверность результатов регистрации, усложняет конструкцию, ухудшает условия эксплуатации.

Таким образом, известный датчик на палец для импульсной оксигемометрии не позволяет достичь технического результата, заключающегося в расширении функциональных возможностей путем измерения по изменению кровенаполнения сосудов не только пульса, но и артериального давления; в повышении достоверности результатов измерения, упрощения конструкции и улучшении условий эксплуатации.

Предлагаемое устройство для магнитотерапии решает задачу создания магнитотерапевтического устройства, которое при его осуществлении позволяет достичь технический результат, заключающийся в возможности формирования лечебного электромагнитного поля в виде низкочастотного импульсного сложномодулированного электромагнитного поля, позволяющего осуществлять информационный обмен с организмом человека, находящимся под его воздействием; в возможности формирования параметров лечебного электромагнитного поля индивидуально для каждого пациента, путем учета индекса биоэлектромагнитной реактивности живых тканей тела и учета вегетативного индекса; в снижении адаптационных эффектов организма больного при воздействии лечебного электромагнитного поля и в повышении эффективности лечения путем организации адаптивной обратной связи.

Суть изобретения заключается в том, что в устройство для магнитотерапии, содержащее схему формирования импульсного сигнала и подключенный к ее выходу индуктор, введены схема определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани органа живого организма, схема определения вегетативного индекса, схема формирования эталонного сигнала управления, схема формирования текущего сигнала управления, таймер, вход "останов" которого подключен к выходу схемы формирования эталонного сигнала управления, и схема сравнения, выход которой подключен ко входу схемы формирования импульсного сигнала, при этом входы схемы формирования текущего сигнала управления подключены соответственно к выходам схемы определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани органа живого организма, таймера и схемы определения вегетативного индекса, входы схемы формирования эталонного сигнала подключены соответственно к выходам таймера и схемы определения вегетативного индекса, а выходы схемы формирования текущего сигнала управления и схемы формирования эталонного сигнала управления подключены к соответствующим входам схемы сравнения, причем индуктор представляет собой параллельный колебательный LC-контур. При этом схема формирования эталонного сигнала управления содержит соединенные между собой оперативное запоминающее устройство и усилитель с переменным резистором в цепи обратной связи, при этом информационный и управляющий входы оперативного запоминающего устройства представляют собой соответственно вход и управляющий вход схемы формирования, а выход усилителя представляет собой выход схемы формирования эталонного сигнала управления. Кроме того, схема формирования текущего сигнала управления содержит элемент сравнения, входы которого подключены к первому и второму оперативным запоминающим устройствам, информационные входы которых представляют собой соответственно первый и второй входы схемы, а управляющие входы управляющие входы схемы, при этом выход элемента сравнения представляет собой выход схемы формирования текущего сигнала управления. Оперативное запоминающее устройство содержит RS-триггеры, S-входы которых через резисторы подключены к информационному входу запоминающего устройства, R-входы представляют собой управляющий вход запоминающего устройства, а выходы подключены к соответствующим входам сумматора, выход которого представляет собой выход оперативного запоминающего устройства. Кроме того, формирователь импульсного сигнала содержит управляемый формирователь импульсов, вход которого представляет собой вход схемы, и подключенный к нему импульсный усилитель, выход которого представляет собой выход схемы, при этом импульсный усилитель содержит два транзистора, эмиттеры которых подключены к общей шине, база первого транзистора через первый резистор подключена ко входу усилителя и через второй резистор к источнику питания, коллектор первого транзистора подключен к базе второго транзистора и через параллельную RC-цепь к источнику питания, а коллектор второго транзистора представляет собой выход усилителя. Схема определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани живого органа организма состоит из соединенных между собой датчика биоэлектромагнитной реактивности живых тканей тела и схемы обработки, содержит соединенные между собой задающий генератор, две интегрирующие цепи, одна из которых включает переменный резистор, последовательно соединенные схему "И", детектор и усилитель и соединенную со схемой "И" выходом схему НЕ, подключенную входом к одной из интегрирующих цепей, другая из которых соединена со вторым входом схемы "И", при этом выход усилителя представляет собой выход схемы определения индекса биоэлектромагнитной реактивности. При этом схема определения вегетативного индекса содержит соединенные между собой вычислитель вегетативного индекса и датчик для регистрации кровенаполнения сосудов, выходы которого представляют собой контрольные выходы схемы, при этом вычислитель содержит два транзисторных ключа, линейный пропускатель, и соединенные между собой сумматор, делитель, схему вычитания, подключенную к источнику постоянного напряжения и умножитель, выход которого представляет собой выход вычислителя, причем входы первого транзисторного ключа представляют собой входы вычислителя и соединены со входами линейного пропускателя, подключенного выходами ко входам второго транзисторного ключа, выход которого подключен ко входу делителя, выход первого транзисторного ключа подключен ко входу сумматора.

Технический результат достигается следующим образом. В результате выполнения индуктора ЭМП в виде параллельного LС-контура, который возбуждается низкочастотным импульсным сигналом с выхода схемы формирования импульсного сигнала, содержащей управляемый формирователь импульсов и импульсный усилитель, в контуре по каждому импульсу возникают затухающие периодические колебания. В то же время катушка индуцирует электромагнитное поле в виде последовательности электромагнитных импульсов, также имеющих характер затухающих периодических колебаний. Для затухающих периодических колебаний характерно присутствие всех видов модуляции, что делает их спектр богатым гармониками полигармоническим. Следовательно, результирующее ЭМП, индуцированное катушкой, является низкочастотным, импульсным, сложномодулированным, полигармоническим. Как известно из литературы (Баньков В.И. "Система обратной связи в магнитотерапевтической аппаратуре". Магнитобиология и магнитотерапия в медицине. Тезисы докладов Всесоюзного симпозиума с международным участием. Сочи, Куйбышев, 1991, с. 168; Демецкий А.И. и др. "Искусственные магнитные поля в медицине поля в медицине "Экспериментальные исследования, Минск: Белорусь, 1981, с. 5-31; Темников Ф.Е. и др. "Теоретические основы информационной техники", М. Энергия, 1971 г. с. 424) электромагнитное поле такого вида позволяет наиболее полно перенести заданную информацию через пространство, т. е. сформированное индуктором низкочастотное импульсное сложно-модулированное ИСМ ЭМП обеспечивает информационное взаимодействие с организмом. Последнее позволяет использовать низкочастотное ИСМ ЭМП для организации канала обратной связи между индуктором и больным органом. В предлагаемом устройстве это достигается введением схемы определения индекса биоэлектромагнитной реактивной (БЭМР) ткани органа живого организма, а также введением схемы определения вегетативного индекса.

Датчик БЭМР фиксирует электромагнитные колебания, наведенные в ткани электромагнитными полями в результате ее биоэлектрической активности. При этом используют свойство живой ткани преобразовывать параметры электромагнитных колебаний, наведенных в ткани импульсными сложно-модулированными электромагнитными полями. Как известно, параметры колебательного процесса в организме находятся в зависимости от функционального и морфологического состояния живой ткани (Холодов Ю.А. "Организм и магнитные поля"// Успехи физиологических наук, 1982, т. 13, N 2, с. 48-64). Следовательно зафиксированная датчиком БЭМР величина амплитуды наведенного в ткани колебательного процесса характеризует ее морфологическое и функциональное состояние. Поэтому сигнал, сформированный на выходе схемы определения индекса БЭМР, в которой датчик БЭМР подключен к схеме обработки, содержит в себе информацию о морфологическом и функциональном состоянии ткани органа живого организма.

Введение в устройство схемы определения вегетативного индекса, содержащей датчик для регистрации пульсовой волны, подключенный выходом к вычислителю, позволяет при формировании лечебного ЭМП учесть магнитотронную реакцию больного. Изменение вегетативного индекса характеризует состояние вегетативной нервной системы, которая является чувствительной к воздействию ЭМП. Вегетативная нервная система оказывает регулирующее влияние на функциональное состояние кожи поверхности тела человека, на ее капиллярную сеть, лимфососуды и т.д. При воздействии электромагнитного поля кожа отслеживает изменения энергии электромагнитного поля. Если при формировании сигнала воздействия не учитывать вегетативного тонуса больного, то происходит нарушение функций капиллярной сети, лимфососудов и т.д. и кожа перестает выполнять свою барьерную функцию. В этом случае организм организует адаптационные эффекты, как бы защищаясь от внешнего воздействия, что снижает эффективность лечения, а в некоторых случаях может нанести вред организму человека. Таким образом, схема определения вегетативного индекса формирует сигнал, который содержит информацию о значении вегетативного индекса пациента.

Схема формирования текущего сигнала управления благодаря связи ее входов с выходами схемы определения индекса БЭМР и схемы определения вегетативного индекса формирует на выходе текущий сигнал управления лечебным магнитным полем, который содержит информацию о функциональном и морфологическом состоянии ткани тела пациента и о состоянии его вегетативного тонуса в течение времени процедуры лечения. При этом фиксацию входных сигналов, соответствующих значениям индекса БЭМР и вегетативного индекса, в схеме формирования текущего сигнала управления обеспечивают соответственно первое и второе оперативные запоминающие устройства, а текущий сигнал управления формирует схема сравнения, благодаря наличию связи ее входов с выходами оперативных запоминающих устройств.

Введенная в устройство схема формирования эталонного сигнала управления, связанная входом с выходом схемы определения вегетативного индекса, фиксирует значение вегетативного индекса пациента в начале процедуры лечения и хранит эту информацию в течении всей процедуры. Для этого в схему формирования эталонного сигнала управления введено оперативное запоминающее устройство, входы которого подключены к входам схемы. Введенный в схему усилитель, охваченный отрицательной обратной связью через переменный резистор и подключенный входом к выходу оперативного запоминающего устройства, а выходом к выходу схемы формирования эталонного сигнала управления, обеспечивает возможность изменять величину эталонного сигнала управления в ту или иную сторону, предварительно отслеживая состояние пациента на контрольном выходе схемы определения вегетативного индекса по значениям систолического и диастолического артериального давления и пульсу. При этом соответственно корректируется результирующий сигнал управления на выходе схемы сравнения, подключенной входами к выходам схем формирования текущего и эталонного сигналов управления. В результате схема сравнения формирует на своем выходе сигнал управления для схемы формирования импульсного сигнала, который является строго индивидуальным, так как он учитывает функциональное и морфологическое состояние тканей тела человека и его вегетативный тонус. При этом параметры результирующего сигнала управления в течении процедуры изменяются в зависимости от состояния организма человека. В результате интегративная компонента низкочастотного ИСМ ЭМП, сформированного индуктором, является строго индивидуальной. Возможность формирования строго индивидуального сигнала управления лечебным ЭМП и возможность изменения текущего сигнала управления в ту или иную сторону в зависимости от изменения вегетативного индекса пациента позволяют не только учесть индивидуальные адаптационные эффекты организма человека на воздействие лечебного поля, но и отслеживать моменты их возникновения и переводить параметры сформированного ЭМП в область, неблагоприятную для возникновения адаптационных эффектов. Благодаря этому в течение всей процедуры можно держать пациента в зоне наибольшей восприимчивости к действию ЭМП. Особенно это важно для людей с пониженной чувствительностью к ЭМП, так как у них адаптационные эффекты еще более снижают чувствительность к ЭМП.

Таймер программно обеспечивает управление работой устройства во времени. Наличие связи выхода схемы формирования эталонного сигнала управления со входом "останов" таймера позволяет дополнительно отслеживать по изменению вегетативного индекса реакцию организма пациента на воздействие сформированного ЭМП. Изменение выходного сигнала схемы формирования эталонного сигнала управления на 30% от исходного значения, соответствующего значению вегетативного индекса на начало процедуры, свидетельствует о максимальном раскрытии капиллярной сети поверхностных тканей, усилении обменных процессов. При таких изменениях параметров поверхностных тканей живого организма дальнейшее воздействие электромагнитным полем нецелесообразно и ведет к снижению эффективности лечения. В этом случае сигнал с выхода схемы формирования эталонного сигнала управления принудительно обнуляет таймер и процедура лечения прерывается.

Таким образом, предлагаемое устройство для магнитотерапии при его осуществлении позволяет достичь технический результат, заключающийся в возможности формирования лечебного электромагнитного поля в виде низкочастотного импульсного сложномодулированного электромагнитного поля, позволяющего осуществлять с находящимся под его воздействием организмом человека информационный обмен; в возможности формирования параметров лечебного электромагнитного поля индивидуально для каждого пациента, путем учета индекса биоэлектромагнитной реактивности и учета вегетативного тонуса; в снижении адаптационных эффектов организма больного при воздействии лечебного электромагнитного поля и в повышении эффективности лечения.

Предлагаемое изобретение "Датчик на палец для регистрации кровенаполнения сосудов", используемое в схеме определения вегетативного индекса, решает задачу создания датчика для регистрации кровенаполнения сосудов пальцевым способом, который при его осуществлении позволяет достичь технический результат, заключающийся: в расширении функциональных возможностей, путем возможности измерения с помощью одного и того датчика следующих параметров: пульса, систолического и диастолического давления; в повышении достоверности результатов измерения, упрощения конструкции и улучшении условий эксплуатации.

Кроме того, предлагаемый датчик на палец для регистрации кровенаполнения при его осуществлении позволяет получить дополнительный технический результат, заключающий в повышении точности измерения артериального давления до ±1 мм рт. ст. по сравнению с известными датчиками для измерения давления с помощью компрессионной измерительной манжеты, обеспечивающими точность измерения ±5 мм рт.ст. (IX Всесоюзная конференция "Измерения в медицине и их метрологическое обеспечение" А.В.Чашин и др. "Сопоставление современных методов измерения артериального давления", М. ВНИИ оптико-физических изменений, 1989, с. 34).

Суть изобретения заключается в том, что в датчике на палец для регистрации кровенаполнения сосудов, содержащем схему формирования контролирующего сигнала и приспособление для охвата пальца, включающее контролирующий и чувствительный элементы, приспособление для охвата пальца представляет собой симметричный пружинный элемент из ферромагнитного материала с закругленными концами, установленными один относительно другого с образованием щели для размещения фаланга пальца, а контролирующий и чувствительный элемент выполнены в виде катушек индуктивности, намотанных на противоположной от щели части пружинного элемента, при этом контролирующий элемент подключен к выходу схемы формирования контролирующего сигнала, а выходы чувствительного элемента представляют собой выход датчика. При этом схема формирования контролирующего сигнала содержит генератор низкой частоты, трансформатор, первичная обмотка которого подключена к выходу генератора низкой частоты, а две вторичные обмотки соединены встречно через первый переменный резистор, при этом вторые концы вторичных обмоток через соответствующие конденсаторы подключены к общей шине, подвижный контакт первого переменного резистора соединен с неподвижным контактом второго переменного резистора, второй неподвижный контакт которого подключен к общей шине, а также содержит транзистор, эмиттер которого подключен к общей шине, коллектор представляет собой выход схемы формирования контролирующего сигнала, а база через резистор подключена к подвижному контакту переменного резистора.

Технический результат достигается следующим образом. Выполнение приспособления для охвата пальца в виде симметричного пружинного элемента, у которого концы закруглены и установлены один относительно другого с образованием щели для размещения фаланги пальца, обеспечивает надежную фиксацию датчика на пальце и одинаковую плотность прижима закрепленными концами детали боковых сторон фаланги пальца. Размещение контролирующего и чувствительного элементов на свободной части детали не ослабляет плотность прижима детали датчика к пальцу и в то же время не накладывает ограничений по размещению датчиков на свободной части детали. Выполнение приспособления для охвата пальца из ферромагнитного материала позволяет использовать в качестве контролирующего и чувствительного элементов катушки индуктивности, намотанные на свободную часть детали, которая являясь для катушек общим ферромагнитным сердечником, осуществляет связь между ними через изменение магнитной индукции и напряженности электромагнитного поля. Благодаря тому, что контролирующий элемент подключен к выходу схемы формирования контролирующего сигнала, который представляет из себя последовательность импульсов с односторонней модуляцией по длительности, в катушке контролирующего элемента периодически формируется практически линейно убывающий ток. При этом благодаря тому, что приспособление для охвата пальца разомкнуто, т.е. имеет зазор, при максимальном значении тока в катушке контролирующего элемента резкое возрастание напряженности и магнитной индукции в зазоре вызывает резкое стягивание приспособления, которое при этом пережимает сосуды, расположенные на боковых поверхностях фаланги пальца. Плавное уменьшение тока в катушке контролирующего элемента сопровождается таким же плавным изменением напряженности и магнитной индукции магнитного поля в зазоре, и приспособление постепенно разжимается, освобождая сосуды фаланги пальца. Благодаря связи через ферромагнитную деталь между катушками контролирующего и чувствительного элементов, в катушке чувствительного элемента наводится ток, форма которого повторяет форму тока в катушке управляющего элемента. Однако благодаря тому, что кровенаполнение сосудов пальца происходит короткими толчками, объем последнего каждый раз резко увеличивается, увеличивая тем самым зазор приспособления. При этом напряженность магнитного поля и магнитная индукция также резко уменьшаются, вызывая образование провалов в форме тока, наведенного в катушке чувствительного элемента. Таким образом, начало первой впадины тока в катушке чувствительного элемента соответствует началу кровенаполнения сосудистых пучков и может быть использовано для измерения систолического артериального давления. Конец последней впадины в форме наведенного тока, после которой пульсовая волна исчезает, соответствует установлению нормального кровотока в сосудах фаланги пальца и может быть использован для измерения диастолического артериального давления. Кроме того, если зафиксировать ток в катушке контролирующего элемента на величине, при которой амплитуда впадины в форме наведенного тока в катушке чувствительного элемента максимальна, то по частоте ее появления можно подсчитать величину пульса. При этом в качестве индикатора перепадов наведенного тока может быть использован вольтметр, дополнительно проградуированный в мм рт.ст.

Таким образом, благодаря тому, что предлагаемый датчик на палец для регистрации кровенаполнения сосудов представляет собой симметричный пружинный элемент из ферромагнитного материала с закругленными концами, установленными один относительно другого с образованием щели для размещения фаланги пальца, а в качестве управляющего и чувствительного элемента использованы катушки индуктивности, для которых ферромагнитный материал датчика является общим сердечником, причем в катушке управляющего элемента схема формирования контролирующего сигнала периодически формирует практически линейно убывающий ток, обеспечивается возможность измерения с помощью одного и того же датчика систолического, диастолического артериального давления и пульса, что расширяет функциональные возможности устройства. При этом благодаря тому, что форма наведенного тока в катушке чувствительного элемента также близка к линейной, места возникновения перепадов тока четко выделены, что обеспечивает достоверность измерений. Кроме того, на достоверность измерений не влияет место установки контролирующего и чувствительного элементов на свободной части пластины. Благодаря тому, что разжимание приспособления для охвата пальца также идет по закону, близкому к линейному, устройство обеспечивает повышение точности измерения до ±1 мм рт.ст. Достоверность и повышение точности измерений обеспечивается также и тем, что датчик контролирует кровенаполнение сосудов боковой поверхностей фаланги пальца, имеющих мягкую эластичную поверхность. В результате любые изменения объемов сосудов воспринимаются боковыми стенками приспособления и вызывают изменения ширины зазора. При этом датчик удобен и прост в эксплуатации, так как для того, чтобы им воспользоваться достаточно надеть его на палец как кольцо. Отсутствие пневмосистемы делает конструкцию датчика компактной и удобной в эксплуатации.

Таким образом, предлагаемый датчик на палец для регистрации кровенаполнения сосудов при его осуществлении позволяет достичь технический результат, заключающийся в расширении функциональных возможностей, в повышении достоверности результатов измерения артериального давления с использованием датчика и в повышении удобства эксплуатации.

Кроме того, предлагаемый датчик при его осуществлении позволяет получить дополнительный технический результат, заключающийся в повышении точности измерения с его помощью артериального давления.

На фиг. 1 изображена структурная схема устройства для магнитотерапии; на фиг. 2 функциональная схема датчика на палец для регистрации кровенаполнения сосудов; на фиг. 3 структурная схема схемы определения вегетативного индекса; на фиг. 4 структурная схема вычислителя вегетативного индекса; на фиг. 5 структурная схема схемы определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани органа живого организма; на фиг. 6 функциональная схема схемы формирования импульсного сигнала; на фиг. 7 функциональная схема оперативного запоминающего устройства; на фиг. 8 диаграммы, поясняющие работу устройства.

Устройство для магнитотерапии содержит схему 1 определения индекса БЭМР живой ткани, схему 2 определения вегетативного индекса, таймер 3, схему 4 формирования текущего сигнала управления, схему 5 формирования эталонного сигнала управления, схему сравнения 6, схему 7 формирования импульсного сигнала и подключенный к ее выходу индуктор 8, который представляет собой параллельный колебательный LC-контур. Выходы таймера 3 подключены к входам 9, 10 схемы 4 формирования текущего сигнала управления и схемы 5 формирования эталонного сигнала управления соответственно.

Вход "останов" таймера 3 подключен к выходу схемы 5 формирования эталонного сигнала управления. Выход схемы сравнения 6 подключен ко входу схемы 7 формирования импульсного сигнала. Другие входы схемы 4 подключены соответственно к выходам схемы 1 БЭМР и схемы 2 определения вегетативного индекса, к выходу которой подключен также другой вход схемы 5. Схемы 1 и 2 снабжены контрольными выходами 11 и 12 соответственно. Выходы схем 4 и 5 подключены к соответствующим входам схемы сравнения 6.

В качестве таймера 3 может быть использована, например, схема автоматической установки времени экспозиции КМ-189Х.

Схема 2 определения вегетативного индекса содержит датчик 13 для регистрации кровенаполнения сосудов, выходы 14, 15 которого подключены ко входам 16, 17 вычислителя 18 вегетативного индекса и, кроме того представляют собой контрольные выходы 12 схемы 2.

Вычислитель 18 вегетативного индекса содержит два транзисторных ключа 19, 20, линейный пропускатель 21, сумматор 22, делитель 23, схему вычитания 24 и умножитель 25. Входы первого транзисторного ключа 19 представляют собой входы 16, 17 вычислителя 18 и соединены со входами линейного пропускателя 21, выходы которого подключены ко входам второго транзисторного ключа 20, выход которого подключен ко входу делителя 23. Выход первого транзисторного ключа 19 подключен ко входу сумматора 22. Выход сумматора 22 подключен к другому входу делителя 23, выход которого подключен к первому входу схемы вычитания 24, подключенной вторым входом к источнику постоянного напряжения, а выходом ко входу умножителя 25, выход которого представляет собой выход вычислителя 18.

Схема 1 определения индекса БЭМР содержит соединенные между собой датчик 26 БЭМР ткани органа живого организма и схему обработки 27. Схема обработки 27 содержит соединенные между собой генератор 28 и две интегрирующие цепи 29, одна из которых включает переменный резистор. Кроме того, схема 27 содержит последовательно соединенные схему НЕ 30, схему "И" 31, детектор 32, усилитель 33. Схема НЕ подключена входом к одной из интегрирующих цепей 29. Другая интегрирующая цепь 29 соединена со вторым входом схемы "И" 31. Выход усилителя 33 представляет собой выход схемы 1.

Схема 7 формирования импульсного сигнала содержит управляемый формирователь импульсов 34 и подключенный к нему импульсный усилитель 35. При этом вход управляемого формирователя импульсов 34 представляет собой вход схемы 7, а выход усилителя 35 выход схемы 7. Усилитель 35 содержит два транзистора 36, 37, резисторы 38, 39, 40 и конденсатор 41. Эмиттеры транзисторов подключены к общей шине. База первого транзистора 36 через резистор 38 подключена ко входу усилителя 35, а через резистор 39 к источнику питания. Коллектор первого транзистора 36 подключен к базе второго транзистора 37, а через параллельную RC цепь к источнику питания. Коллектор второго транзистора 37 представляет собой выход усилителя.

Схема 4 формирования текущего сигнала управления содержит 42 первое и второе 43 оперативные запоминающие устройства (ОЗУ) и элемент сравнения 44. Информационные входы ОЗУ 42 и 43 являются соответственно первым и вторым входами схемы 4, управляющие входы управляющими входами схемы 4. Выходы ОЗУ 42, 43 подключены к соответствующим входам элемента сравнения 44, выход которого является выходом схемы 4.

Схемы сравнения 6 и элемент сравнения 44 могут быть выполнены в виде дифференциальных усилителей.

Схема 5 формирования эталонного сигнала управления содержит оперативное запоминающее устройство 45, информационный и управляющий 10 входы которого представляют собой входы схемы 5. Выходы схемы 5 подключен к усилителю 46, охваченному регулируемой отрицательной обратной связью через переменный резистор 47. Выход усилителя 46 является выходом схемы 5.

Оперативное запоминающее устройство 42 (43, 45) содержит RS-триггер 48, S входы которых через резисторы 49 подключены к информационному входу запоминающего устройства, а R входы представляют собой управляющий входа 9 (10) запоминающего устройства. Выходы триггеров 48 подключены к соответствующим входам сумматора 50, выход которого представляет собой выход ОЗУ.

Датчик 13 на палец для регистрации кровенаполнения сосудов содержит приспособление для охвата пальца, которое представляет собой симметричный пружинный элемент 51 из ферромагнитного материала с закругленными концами 52, установленными один относительно другого с образованием щели для размещения фаланги пальца. Величина щели 53 для надежного обжатия пальца должна находиться в пределах 3±0,2 мм. Контролирующий и чувствительный элементы, выполненные в виде катушек индуктивности 54, 55 соответственно, намотанных на противоположной от щели 53 части пружинного элемента 51. При этом контролирующий элемент 54 подключен к выходу схемы 56 формирования контролирующего сигнала, а выходы чувствительного элемента 55 представляют собой выход 14, 15 датчика 13.

Схема 56 формирования контролирующего сигнала содержит генератор низкой частоты 57, трансформатор 58, первичная обмотка которого подключена к выходу генератора 57, а две вторичные обмотки 59, 60 соединены встречно через первый переменный резистор 61. Вторые концы вторичных обмоток 59, 60 через соответствующие конденсаторы 62, 63 подключены к общей шине. Подвижный контакт первого переменного резистора 61 соединен с неподвижным контактом второго переменного резистора 64, второй неподвижный контакт которого подключен к общей шине, а подвижный контакт через резистор 65 подключен к базе транзистора 66. Эмиттер транзистора подключен к общей шине, а коллектор представляет собой выход схемы 56.

На фиг. 2 представлен вариант схемы 56 формирования контролирующего сигнала с ручной регулировкой (положение подвижного контакта резистора 61 изменяют вручную). Вариант автоматической регулировки на фиг. 2 не показан, так как для описания работы датчика это не принципиально, и может быть выполнен, например, с помощью сервомеханизма, подвижный узел которого соединяют с подвижным контактом резистора 61. В этом случае управление сервомеханизмом осуществляют программно.

Устройство работает следующим образом. Датчик 13 для регистрации кровенаполнения сосудов надевают на проксимальную фалангу среднего пальца левой руки. Индуктор 8 накладывают на объект воздействия. После включения напряжения питания таймер 3 сигналами с первого и второго выходов обнуляет ОЗУ 42, 43, 45 в схемах 4 и 5 формирования текущего и эталонного сигналов управления. В схеме 56 формирования контролирующего сигнала подвижный контакт резистора 61 устанавливается в среднее положение (вариант работы схемы 56 с автоматической регулировкой), при котором схема 56 сбалансирована. Генератор низкой частоты 57 генерирует в первичную обмотку трансформатора 58 последовательность импульсов в виде меандра с частотой следования примерно 1000 Гц. Поскольку вторичные обмотки трансформатора включены встречно, то при сбалансированной схеме 56 через резистор 64 ток нулевой и транзистор 66 закрыт. В этом случае плотность охвата пальца концами 52 приспособления 51 обеспечивает только пружинный эффект за счет изгиба ферромагнитной детали приспособления. Таким образом, схемы 3, 4, 5 приведены в исходное состояние.

Для введения в рабочий режим датчика 13 подвижный контакт резистора 61 устанавливают в крайнее положение, при котором t разряда у конденсатора 63 минимальна, а у конденсатора 62 максимальна, что приводит к разбалансу схемы 56. В результате конденсаторы 62, 63 разряжаются через соответствующие вторичные обмотки 59, 60, инициируя перекос напряжений во вторичных обмотках 59, 60 трансформатора 58. В результате через резистор 64 протекает ток, обусловленный разностью этих напряжений и формирует на базе транзистора 66 положительный импульс напряжения, длительность которого обусловлена разностью постоянных разряда конденсаторов 62, 63 (фиг.8, t₁).

Транзистор 66 открывается и в катушке 54 контролирующего элемента резко возрастает ток (фиг.8 и, t₁). Резкое возрастание тока в катушке 54 ведет к резкому возрастанию магнитной индукции и напряженности ЭМП в ферромагнитной детали датчика, на которую намотана катушка 54 контролирующего элемента. Это приводит к стягиванию зазора 53 приспособления для охвата пальца и резкому сжатию сосудов, расположенных на боковых поверхностях проксимальной фаланги пальца. Степень сжатия сосудов пальца регулируют, изменяя режим работы транзистора 66 по цепи базы, для чего, вpучную изменяя сопротивление переменного резистора 64, изменяют коэффициент усиления импульсного усилителя, собранного на транзисторе 66. При этом, чем больше ток в катушке 54 в момент t₁ (фиг. 8 и, t₁), тем больше степень сжатия сосудистых пучков проксимальной фаланги пальца. Затем медленно изменяют положение подвижного контакта резистора 61, увеличивая t разряда конденсатора 63, и соответственно уменьшая t разряда конденсатора 62 до тех пор, пока схема вновь не сбалансируется. В результате на базу транзистора 66 поступает последовательность прямоугольных импульсов с односторонней модуляцией по длительности (фиг. 8 ж). При этом в катушке 54 контролирующего элемента ток от максимального значения постепенно уменьшается до нуля, изменяясь по закону, близкому к линейному (фиг. 8 и). Одновременно по такому же закону изменяются магнитная индукция и напряженность ЭМП, зазор 53 постепенно увеличивается и плотность охвата пальца приспособлением постепенно уменьшается.

Рассмотрим работу катушки 55 чувствительного элемента. Поскольку катушка 55 чувствительного элемента намотана на ту же ферромагнитную деталь, что и катушка 54 контролирующего элемента, то форма тока в катушке 55 определяется формой тока катушки 54 контролирующего элемента. Однако по мере разжимания приспособления сосудистые пучки боковых поверхностей проксимальной фаланги пальца также постепенно разжимаются. В момент резкого увеличения кровотока толчком резко увеличивается зазор 53 приспособления. Это ведет к снижению в этот момент величины магнитной индукции и напряженности ЭМП, а в форме тока катушки 55 чувствительного элемента образуется провал, амплитуда которого и длительность обусловлены силой и длительностью толчка кровотока (фиг. 8 к, t₂).

При этом момент первого толчка первый провал в форме тока катушки 55 (фиг. 8, к, t₂) соответствует систолическому артериальному давлению. По мере разжатия сосудов пальца амплитуда толчков увеличивается. Соответственно увеличивается и амплитуда провалов в форме тока катушки 55 чувствительного элемента. По максимальному провалу в форме тока катушки 55 определяют пульс пациента. Для этого подвижный контакт резистора 61 фиксируют в положении, соответствующем максимальному провалу в форме тока катушки 55 и по частоте его появления определяют пульс пациента.

При дальнейшем разжатии сосудов проксимальной фаланги пальца амплитуда и продолжительность толчков кровотока уменьшаются и в конечном итоге совсем исчезают (фиг.8 к, t₄). Момент исчезновения торчков кровотока соответствует диастолическому артериальному давлению. Начиная с этого момента форма тока в катушке 55 чувствительного элемента повторяет форму тока катушки 54 контролирующего элемента и также близка к линейной.

Изменение формы тока катушки 55 чувствительного элемента можно зафиксировать на контрольных выходах 12 датчика 13 (выводы 14, 15 катушки 55), например, по отклонению стрелки вольтметра. Для этого вольтметр подключают к выводам 14, 15 через выпрямитель.

Для пользования датчиком предварительно проводят верификацию опытных образцов: устанавливают соответствие между моментами времени появления первого провала тока и исчезновения провалов тока в катушке чувствительного элемента и истинным значением систолического и диастолического артериального давления. При этом используют прямое измерение давления во время проведения хирургических операций. Результаты верификации используют, например, для градуировки шкалы вольтметра в мм рт.ст.

На протяжении всей процедуры подвижный контакт резистора 61 возвращают в исходное состояние каждый раз после прохождения характерных участков диаграммы тока в катушке 55 чувствительного элемента. Благодаря этому с выхода датчика 13 в течении всей процедуры снимают информацию о текущих значениях систолического, диастолического артериального давления и о значении пульса пациента.

Для определения индекса вегетативного тонуса выходного сигнала с катушки 55 чувствительного элемента подают на вычислитель вегетативного индекса 18. Вычислитель 18 реализует формулу для вычисления индекса вегетативного тонуса: где И значение индекса вегетативного тонуса. (Баньков В.И. "Использование свойств импульсного сложномодулированного электромагнитного поля для физиологических исследований центральной нервной системы". Автореферат на соискание ученой степени доктора биологических наук. М. АН СССР Институт высшей нервной деятельности и нейрофизиологии, 1988, с. 19, с. 21).

Вычислитель 18 работает следующим образом. Выходной сигнал с катушки 55 чувствительного элемента поступает в схему вычисления 18 на схемы формирования уровней напряжений, содержащих в себе информацию о пульсе и диастолическом давлении пациента. При этом уровень напряжения, используемый для подсчета пульса и соответствующий максимальному провалу в форме тока чувствительного элемента, фиксирует транзисторный ключ 19, для которого величина амплитуды этого напряжения является отпирающей. Запирается ключ 19 (приводится в исходное состояние) задним фронтом импульса. Выходные импульсы ключа 19 суммирует сумматор 22. В результате, сумматор 22 формирует на выходе уровень напряжения, соответствующий пульсу пациента, и устанавливает его на входе делителя 23.

Уровень напряжения, соответствующий диастолическому давлению, фиксируют, пропуская выходной сигнал с катушки 55 чувствительного элемента через линейный пропускатель 21. Поскольку форма тока чувствительного элемента имеет два линейных участка, то начало второго линейного участка, соответствующего пропаданию пульсовой волны, фиксируют транзисторным ключом 20, который устанавливают после линейного пропускателя 21 и для которого амплитуда напряжения, соответствующая началу второго линейного участка формы тока катушки 55 чувствительного элемента, является отпирающей. В результате ключ 20 формирует уровень напряжения, соответствующий диастолическому артериальному давлению пациента, и устанавливает его на втором входе делителя 23. Далее осуществляется процесс реализации формулы вычисления вегетативного тонуса. В примере выполнения устройства схема вычисления формулы реализована упрощенно, в соответствии с порядком выполнения арифметических операций. Входные напряжения для вычисления поступают на делитель 23. Схема вычитания 24 вычитает из частного константу, соответствующую в формуле единице. Результат вычитания увеличивается умножителем 25 в 100 раз. Таким образом, схема определения вегетативного индекса 2 формирует на своем выходе уровень напряжения, соответствующий вегетативному тонусу пациента.

Схему 1 определения БЭМР перед началом работы также приводят в исходное состояние. Для этого задающий генератор 28, формирующий меандр (фиг.8, л), включают и, путем изменения величины сопротивления резистора интегрирующей цепи 29, добиваются того, чтобы на выходе схемы И 31 установился нулевой уровень напряжения (фиг.8 р). Затем датчик 26 устанавливают на контрольную поверхность тела пациента. Датчик 26 может быть выполнен, например, в виде катушки индуктивности. При соприкосновении с поверхностью исследуемой ткани живого органа датчик 26 регистрирует изменение комплексного сопротивления ткани. Это приводит к изменению реактивного сопротивления интегрирующей цепи 29 и к разбалансу временных задержек интегрирующих цепей 29 (фиг.8 м, н). В этом случае на выходе схемы И 31 формируется разностный сигнал в виде прямоугольного импульса (фиг.8 п), изменяющегося по длительности в зависимости от реактивного сопротивления, вносимого датчиком 26, т.е. в зависимости от величины комплексного сопротивления исследуемой живой ткани (Мигулин и др. "Основы теории колебаний", М. Наука, 1988, с. 300-363). Детектор 32 выделяет постоянную составляющую из последовательности выходных импульсов схемы И 31, которую усиливает усилитель постоянного тока 33 и формирует на своем выходе (фиг.8 р). Таким образом схема, 1 определения индекса БЭМР формирует на выходе уровень напряжения, содержащий в себе информацию о значении индекса БЭМР пациента.

Уровни напряжений с выходов схем 1 и 2 поступают на входы схемы 4 формирования текущего сигнала управления и устанавливаются соответственно на информационных входах первого 42 и второго 43 ОЗУ. Таймер 3 снимает с R - входов RS-триггеров 48 обнуляющий сигнал и записывает входную информацию в ОЗУ 42, 43. Поскольку на S-входах триггеров 48 установлены весовые резисторы 49, то каждый триггер 48 срабатывает от соответствующего уровня входного напряжения. Резисторы 49 могут быть выбраны, например, так, что порог срабатывания триггеров 48 возрастает, например, от первого к последующему. После срабатывания триггеров 47 в ОЗУ 42, 43 их выходные сигналы суммирует соответствующие сумматоры 50. При этом, сумматор 50 в ОЗУ 42 формирует уровень напряжения, соответствующий значению вегетативного индекса пациента в данный момент времени, а сумматор 50 в ОЗУ 43 формирует уровень напряжения, соответствующий значению индекса БЭМР пациента в реальном масштабе времени. В течении процедуры таймер 3 каждый раз после прохождения характерных участков диаграммы тока катушки 55 чувствительного элемента датчика 13 обнуляет RS-триггеры 48 в ОЗУ 42 и 43, подготавливая их для записи новой текущей информации. Сумматор 50 также обнуляется. Далее процесс работы схем ОЗУ 42, 43 повторяется на продолжении всей процедуры. Таким образом, схемы ОЗУ 42 и 43 формируют на своих выходах уровни напряжений соответствующие текущим значениям индексов БЭМР и вегетативного тонуса, которые поступают на соответствующие входы элемента сравнения 44. Элемент сравнения 44 устанавливает на выходе схемы 4 формирования текущего сигнала управления уровень напряжения, соответствующий разности уровней напряжений текущих значений индексов БЭМР и вегетативного индекса.

Схема 5 формирования эталонного сигнала управления работает следующим образом. После приведения устройства в исходное состояние таймер 3 снимает сигнал обнуления с управляющего входа 10 схемы 5. При этом в ОЗУ 45 записывается информация с выхода схемы 2 определения вегетативного индекса, соответствующая состоянию пациента на начало процедуры. Эту информацию ОЗУ 45 сохраняет до конца процедуры. Поэтому исходный уровень напряжения на входе усилителя 46, не изменяется в течении всей процедуры. Выходные сигналы схемы 4 формирования текущего сигнала управления и схемы 5 формирования эталонного сигнала управления устанавливаются на входах схемы сравнения 6, которая формирует на выходе управляющий сигнал для схемы 7 формирования импульсного сигнала. В течении процедуры состояние организма пациента отслеживают на контрольном выходе 12 схемы 2 определения вегетативного индекса по величине систолического, диастолического артериального давления и пульса. При отклонениях этих показаний от нормы величину эталонного управляющего напряжения на выходе усилителя 46 изменяют с помощью переменного резистора 47 в цепи отрицательной обратной связи в ту или иную сторону на величину, при которой показания состояния организма пациента приходят в норму.

Таким образом, схема сравнения 6 формирует для схемы 7 формирования импульсного сигнала результирующий сигнал управления, соответствующий состоянию организма пациента (фиг.8 с). При этом это соответствие отслеживает схема 5 формирования эталонного сигнала управления, путем изменения в ту или иную сторону результирующего сигнала управления.

Схема 7 формирования импульсного сигнала и индуктор 8 работают следующим образом. После включения напряжения питания на выходе управляемого формирователя импульсов 34 напряжение практически нулевое. Первый транзистор 36 импульсного усилителя 35 приоткрыт, а второй транзистор 37 закрыт. Формирователь импульсов 34 в соответствии с результирующим управляющим напряжением со схемы сравнения 6 (фиг.8 с) формирует на выходе последовательность низкочастотных импульсов в виде меандра с частотой следования 3-130 Гц (фиг. 8 т). Управляющее напряжение из этого диапазона частот выбирает область, адекватную собственным частотам колебательных процессов в живых тканях организма.

Первый транзистор 36 импульсного усилителя 36 срабатывает по каждому импульсу и формирует усиленный сигнал на базе второго транзистора 37. Второй транзистор 37 открывается, инициируя тем самым начало заряда конденсатора индуктора 8 от источника питания через катушку индуктивности параллельного колебательного LC-контура индуктора 8, включенного в коллекторную цепь второго транзистора 37. При этом в LC-контуре индуктора 8 возникают электрические колебания, которые имеют характер периодических затухающих колебаний (фиг. 8 у). Одновременно вокруг катушки индуктивности формируется электромагнитное поле, имеющее характер периодических затухающих колебаний. Длительность импульса с выхода импульсного усилителя 35 выбирают несколько больше времени затухания электрических колебаний в контуре индуктора 8. По заднему фронту импульса второй транзистор 37 закрывается и устанавливает импульсный усилитель 35 в режим ожидания следующего запускающего импульса. Далее весь процесс повторяется. В результате параллельный колебательный LC-контур индуктора 8 формирует последовательность электрических импульсов, каждый из которых имеет вид затухающих электрических колебаний. Следовательно, и индуцированное катушкой электромагнитное поле также представляет собой последовательность электромагнитных импульсов, имеющих вид затухающих электромагнитных колебаний. В сформированной последовательности затухающих электромагнитных импульсов присутствуют все виды модуляции: амплитудная, фазовая, частотная, благодаря чему они богаты гармониками.

Таким образом, индуктор 8 в предлагаемом устройстве формирует низкочастотное импульсное сложномодулированное электромагнитное поле, параметры которого сформированы в соответствии с текущими значениями индекса БЭМР и индекса вегетативного тонуса пациента.

Окончание времени процедур фиксирует таймер 3, который обнуляет ОЗУ 42, 43, 45 в схемах 4 и 5. Кроме того, наличие связи "останов" таймера 3 с выходом схемы 5 формирования эталонного сигнала упpавления обеспечивает возможность автоматического прерывания процедуры лечения в случае изменения эталонного сигнала управления на 30% от исходного значения, соответствующего значению вегетативного индекса на начало процедуры лечения. При этом таймер 3 обнуляется, выходит на начало программы и устанавливает сигналы обнуления на входах ОЗУ 42 (43, 45). Для фиксации экстренного "останова" таймера 4 может быть использован, например, световой или звуковой сигнал. При появлении этого сигнала отключают напряжение питания и снимают с тела пациента датчики и индукторы.

Формула изобретения

1. Устройство для магнитотерапии, содержащее схему формирования импульсного сигнала и подключенный к ее выходу индуктор, отличающееся тем, что в устройство введены схема определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани органа живого организма, схема определения вегетативного индекса, схема формирования эталонного сигнала управления, схема формирования текущего сигнала управления, таймер, вход "Останов" которого подключен к выходу схемы формирования эталонного сигнала управления, и схема сравнения, выход которой подключен к входу схемы формирования импульсного сигнала, при этом входы схемы формирования текущего сигнала управления подключены соответственно к выходам схемы определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани органа живого организма, таймера и схемы определения вегетативного индекса, входы схемы формирования эталонного сигнала подключены соответственно к выходам таймера и схемы определения вегетативного индекса, а выходы схемы формирования текущего сигнала управления и схемы формирования эталонного сигнала управления подключены к соответствующим входам схемы сравнения, причем индуктор представляет собой параллельный колебательный LC-контур.

2. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что схема формирования эталонного сигнала управления содержит соединенные между собой оперативное запоминающее устройство и усилитель с переменным резистором в обратной связи, при этом информационный и управляющий входы оперативного запоминающего устройства представляют собой соответственно вход и управляющий вход схемы формирования, а выход усилителя представляет собой выход схемы формирования эталонного сигнала управления.

3. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что схема формирования текущего сигнала управления содержит элемент сравнения, входы которого подключены к первому и второму оперативным запоминающим устройствам, информационные входы которых представляют собой соответственно первый и второй входы схемы, а управляющие входы управляющие входы схемы, при этом выход элемента сравнения представляет собой выход схемы формирования текущего сигнала управления.

4. Устройство по пп. 2 и 3, отличающееся тем, что оперативное запоминающее устройство содержит RS-триггеры, S-входы которых через резисторы подключены к информационному входу запоминающего устройства, R-входы представляют собой управляющий вход запоминающего устройства, а выходы подключены к соответствующим входам сумматора, выход которого представляет собой выход оперативного запоминающего устройства.

5. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что схема формирования импульсного сигнала содержит управляемый формирователь импульсов, вход которого представляет собой вход схемы, и подключенный к нему импульсный усилитель, выход которого представляет собой выход схемы, при этом импульсный усилитель содержит два транзистора, эмиттеры которых подключены к общей шине, база первого транзистора через первый резистор подключена к входу усилителя и через второй резистор к источнику питания, коллектор первого транзистора подключен к базе второго транзистора и через параллельную RC-цепь к источнику питания, а коллектор второго транзистора представляет собой выход усилителя.

6. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что схема определения индекса биоэлектромагнитной реактивности ткани органа живого организма состоит из соединенных между собой датчика биоэлектромагнитной реактивности живых тканей тела и схемы обработки, содержащей соединенные между собой задающий генератор, две интегрирующие цепи, одна из которых включает переменный резистор, последовательно соединенные схему И, детектор и усилитель и соединенную со схемой И выходом схему НЕ, подключенную входом к одной из интегрирующих цепей, другая из которых соединена с вторым входом схемы И, при этом выход усилителя представляет собой выход схемы определения индекса биоэлектромагнитной реактивности.

7. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что схема определения вегетативного индекса содержит соединенные между собой вычислитель вегетативного индекса и датчик для регистрации кровенаполнения сосудов, выходы которого представляют собой контрольные выходы схемы, при этом вычислитель содержит два транзисторных ключа, линейный пропускатель и соединенные между собой сумматор, делитель, схему вычитания, подключенную к источнику постоянного напряжения, и умножитель, выход которого представляет собой выход вычислителя, причем входы первого транзисторного ключа представляют собой входы вычислителя и соединены с входами линейного пропускателя, подключенного выходами к входам второго транзисторного ключа, выход которого подключен к входу делителя, выход первого транзисторного ключа подключен к входу сумматора.

8. Датчик на палец для регистрации кровенаполнения сосудов, содержащий схему формирования контролирующего сигнала и приспособление для охвата пальца, включающее контролирующий и чувствительный элементы, отличающийся тем, что приспособление для охвата пальца представляет собой симметричный пружинный элемент из ферромагнитного материала с закругленными концами, установленными один относительно другого с образованием щели для размещения фаланги пальца, а контролирующий и чувствительный элементы выполнены в виде катушек индуктивности, намотанных на противоположной от щели части пружинного элемента, при этом контролирующий элемент подключен к выходу схемы формирования контролирующего сигнала, а выходы чувствительного элемента представляют собой выход датчика.

9. Датчик по п.8, отличающийся тем, что схема формирования контролируемого сигнала содержит генератор низкой частоты, трансформатор, первичная обмотка которого подключена к выходу генератора низкой частоты, а две вторичные обмотки соединены встречно через первый переменный резистор, при этом вторые концы вторичных обмоток через соответствующие конденсаторы подключены к общей шине, подвижный контакт первого переменного резистора соединен с неподвижным контактом второго переменного резистора, второй неподвиджный контакт которого подключен к общей шине, а также содержит транзистор, эмиттер которого подключен к общей шине, коллектор представляет собой выход схемы формирования контролируемого сигнала, а база через резистор подключена к подвижному контакту второго переменного резистора.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4, Рисунок 5, Рисунок 6, Рисунок 7, Рисунок 8