一种高压氧舱用微阻力吸氧系统的制作方法

1.本发明涉及吸氧系统技术领域，更具体地说，本发明涉及一种高压氧舱用微阻力吸氧系统。


背景技术：

2.近年来，随着医疗认识和技术水平的提高，高压氧治疗已被临床广泛应用于多种疾病，包括但不局限于：有害气体中毒、突发性耳聋、耳鸣、脑出血术后、脑梗、重症颅脑损伤、缺血缺氧性脑病等。高压氧治疗是指在高于一个大气压的高压氧舱内呼吸纯氧或高浓度氧气的一种治疗方法。
3.目前，高压氧舱内吸氧主要有三种方式：面罩吸氧、气囊吸氧、头盔式吸氧。面罩吸氧是主要吸氧方式，供氧压力应高于治疗压力4-6个大气压，通过患者吸气在吸氧装置内产生负压，使得吸氧装置内的膜片因上下压力差产生下移，带动阀针使装置内的阀芯发生一定角度的偏移，进而打开供氧阀门，患者吸到氧气。
4.气囊吸氧是指在吸氧面罩前增加一个气囊，用于缓冲氧气，一般采用常流量方式吸氧，常用于老年、幼儿、气管切开等体弱患者。
5.头盔式吸氧是指用一个透明罩子盖住或套住头面部，采用常流量方式供氧。
6.这三种吸氧方式均存在缺点，例如：面罩吸氧需要克服阀芯开启的阻力，随着使用时长增加，阀芯磨损，会进一步导致吸氧阻力变大、氧气流量不足等；气囊吸氧需要时刻紧盯气囊形态，一旦患者出现潮气量变大、而操作人员未及时调整供氧流量时，会造成患者憋气、窒息；头盔式吸氧存在漏氧、密封圈勒颈、氧浓度不稳定等缺点，并且头盔会影响患者在舱内的听力导致与舱外操作人员沟通不畅。鉴于目前行高压氧治疗的患者具有病情重、气管切开、体弱等特点，因此高压氧舱迫切需要一种微阻力、安全性高的吸氧系统。
7.现有的和曾有的关于高压氧舱的吸氧装置，也曾设计过许多优秀的技术方案。如中国专利局公告的授权号为cn201120532699的实用新型专利《医用氧舱用婴幼儿吸氧装置》所采用的技术方案，它有效解决了婴幼儿的舱内吸氧阻力问题，但尚有不足，即，无法解决多人舱内的成人吸氧阻力大的问题。
8.又如中国专利局公告的授权号为cn201420566575的实用新型专利《医用氧舱低阻力吸氧装置》所采用的技术方案，它利用缓冲罐解决了多人舱同时刻吸氧时氧气流量不足的问题，并未完全解决吸氧阻力大问题。
9.又如中国专利局公告的授权号为cn202220194643的《一种呼吸跟随式供氧结构及呼吸跟随式供氧系统》所采用的技术方案，它利用气囊解决了吸氧阻力的问题，但需要持续性供氧，在高压氧舱内使用存在造成舱内氧浓度升高的安全隐患，同时不利于舱外操作人员观察气囊的形变，在患者潮气量突然变大时容易造成患者憋气或窒息。
10.因此如何使吸氧系统实现响应速度快、吸氧阻力低、供气量大，同时安全性还高是本发明要解决的技术问题。因此，有必要提出一种高压氧舱用微阻力吸氧系统，以至少部分地解决现有技术中存在的问题。


技术实现要素：

11.在发明内容部分中引入了一系列简化形式的概念，这将在具体实施方式部分中进一步详细说明。本发明的发明内容部分并不意味着要试图限定出所要求保护的技术方案的关键特征和必要技术特征，更不意味着试图确定所要求保护的技术方案的保护范围。
12.为至少部分地解决上述问题，本发明提供了一种高压氧舱用微阻力吸氧系统，包括：与供氧端连接的电磁阀、与吸氧端连接的吸氧接口，所述吸氧接口位于高压氧舱内，所述电磁阀和所述吸氧接口之间通过带有气囊的三通连接，所述吸氧接口上设置有差压变送器，所述差压变送器和所述电磁阀均与控制器电连接。
13.优选的是，所述电磁阀为常闭型电磁阀，并且位于高压氧舱内。
14.优选的是，所述控制器位于高压氧舱外部，所述控制器由与所述差压变送器电连接的模数转换模块、与所述模数转换模块电连接的可编程控制器，以及与所述可编程控制器电连接的中间继电器构成，所述中间继电器与所述电磁阀电连接。
15.优选的是，所述差压变送器上设置有位于所述吸氧接口内部的内信号端，以及位于吸氧接口外部的外信号端，所述内信号端和所述外信号端均与所述模数转换模块电连接。
16.优选的是，所述吸氧接口的一端与所述三通连通，另一端与患者的吸氧用具连接。
17.优选的是，所述差压变送器上设置有触发装置，所述触发装置由与所述吸氧接口内部连通的内端接头、与所述吸氧接口外部连通的外端接头，以及触发浮漂组成，所述内信号端设置在所述内端接头内，所述外信号端设置在所述外端接头内，所述触发浮漂的两端选择性的与所述内端接头抵接，或与所述外端接头抵接。
18.优选的是，所述内端接头和所述外端接头均为管状；
19.所述内端接头的底部设置有与所述吸氧接口连通的插管，所述外端接头的顶部设置有与所述吸氧接口外部连通的插管；
20.所述内信号端和所述外信号端均由两个触发头组成；
21.所述内信号端的两个触发头对称的设置在所述内端接头的内部，并与所述模数转换模块电连接，所述外信号端的两个触发头对称的设置在所述外端接头的内部，并与所述模数转换模块电连接；
22.所述触发浮漂的底部和顶部均设置有连通组件；
23.当所述触发浮漂与所述内端接头抵接的时候，所述内信号端的两个触发头通过连通组件连通；
24.当所述触发浮漂与所述外端接头抵接的时候，所述外信号端的两个触发头通过连通组件连通。
25.优选的是，所述内端接头和所述外端接头之间通过连接管连接，所述连接管位于所述内端接头和所述外端接头的内部，并且所述连接管的底部与所述内信号端的两个触发头抵接，所述连接管的顶部与所述外信号端的两个触发头抵接，所述连接管的内径大于所述触发浮漂的外径，所述触发浮漂位于所述连接管内。
26.优选的是，所述吸氧接口与所述三通之间设置有降压器，所述降压器为内部中空的圆柱状结构，所述降压器内沿中心轴线方向设置有可以转动的调压组件，所述降压器的内壁沿中心轴线方向设置有调压凸起，并且所述调压凸起与所述调压组件之间，预留有流
通凹槽，所述调压器的侧壁上设置有与所述三通连接的进气口，以及与所述吸氧接口连通的出气口，所述进气口和所述出气口分别位于所述调压组件的两侧。
27.优选的是，所述调压组件由格挡件和与所述降压器内壁轴连接的调压柱构成，所述调压柱由平稳流道侧和降压流道侧构成，所述平稳流道侧的截面为半圆形，并且所述平稳流道侧的截面的半径rp小于所述调压凸起的截面的半径rt，所述降压流道侧的截面为螺旋形截面，所述降压流道侧一端的截面半径rx与所述平稳流道侧的截面半径rp相同，另一端的截面半径rm大于所述平稳流道侧的截面rp半径，并小于所述调压凸起的截面半径rt；
28.位于所述降压流道侧截面半径较大的一端设置有带有流道孔的推板，所述格挡件套设在所述推板的外部，所述格挡件为c字形，靠近进气口一侧的挡板的长度小于靠近出气口一侧的挡板的长度。
29.相比现有技术，本发明至少包括以下有益效果：
30.患者将吸氧用具(吸氧端200)连接吸氧接口2后，在进行呼吸时，差压变送器5将内信号端51和外信号端52之间的压力差，通过测量信号线(能实现电连接及信号、数据传输即可)发送给控制器6的模数转换模块61，可编程控制器62接收模数转换模块61的数字信号，并与电磁阀1开启和关闭的设定值进行比较：在大于开启电磁阀1的设定值时，控制器6判断患者在吸气，向中间继电器63发送输出信号，并通过信号线控制(常闭型)电磁阀1开启，患者吸到氧气，同时在气囊3中进行储存；在大于关闭电磁阀1的设定值时，控制器6判断患者在呼气，中间继电器63无输出信号，(常闭型)电磁阀1维持关闭。
31.本微阻力吸氧系统可以通过差压变送器5测量吸氧接口2的内外压力差，可以快速响应极小的压力差变化，在供氧的时候通过气囊3可以进行缓冲，能够有效提高患者吸氧的舒适度。
32.本微阻力吸氧系统通过检测患者呼吸状态进行供氧的开启与关闭，在保证患者吸氧舒适度的前提下，能够最大限度控制高压氧舱内氧气的泄露量，有益于控制舱内氧浓度，提高安全性。
33.控制器6可以内置模数转换模块61，从而将患者的呼吸状态转换为数字可视化，同时可以追加安装其它传感器(例如氧气流量传感器用于测量患者吸氧用量)、变送器。可编程控制器62的应用便于实现智能化、信息化。
34.传统高压氧治疗采用吸氧调节器，受限于吸氧调节器结构、工作原理，供氧压力须高于治疗压力4-6个大气压才能正常工作，微阻力吸氧系统采用常闭型电磁阀控制供氧通断，因为不是持续性供氧，所以供氧压力比治疗压力高即可，因此本发明受供氧压力限制较小。
35.本发明所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，本发明的其它优点、目标和特征将部分通过下面的说明体现，部分还将通过对本发明的研究和实践而为本领域的技术人员所理解。
附图说明
36.附图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，与本发明的实施例一起用于解释本发明，并不构成对本发明的限制。在附图中：
37.图1为本发明所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统在高压氧舱内的分布示意图。
38.图2为本发明所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统的结构示意图。
39.图3为本发明所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统中控制器进行控制的示意图。
40.图4为本发明所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统中触发装置的剖视图。
41.图5为触发装置在气囊氧气量由充足(a)逐渐降低至氧气量不足(c)的过程图。
42.图6为本发明所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统中降压器的位置示意图。
43.图7为本发明所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统中降压器的剖视图。
44.图8为气囊内气压由高至低时，降压器的示意图。
45.图中：100供氧端、200吸氧端、300高压氧舱、1电磁阀、2吸氧接口、3气囊、4三通、5差压变送器、51内信号端、52外信号端、53内端接头、54外端接头、55触发浮漂、56连通组件、57连接管、6控制器、61模数转换模块、62可编程控制器、63中间继电器、7降压器、71调压凸起、72格挡件、73调压柱、74推板。
具体实施方式
46.下面结合附图以及实施例对本发明做进一步的详细说明，以令本领域技术人员参照说明书文字能够据以实施。
47.应当理解，本文所使用的诸如“具有”、“包含”以及“包括”术语并不排除一个或多个其它元件或其组合的存在或添加。
48.如图1-图8所示，本发明提供了一种高压氧舱用微阻力吸氧系统，包括：与供氧端100连接的电磁阀1、与吸氧端200连接的吸氧接口2，所述吸氧接口2位于高压氧舱300内，所述电磁阀1和所述吸氧接口2之间通过带有气囊3的三通4连接，所述吸氧接口2上设置有差压变送器5，所述差压变送器5和所述电磁阀1均与控制器6电连接。所述电磁阀1为常闭型电磁阀1，并且位于高压氧舱300内。所述控制器6位于高压氧舱300外部，所述控制器6由与所述差压变送器5电连接的模数转换模块61、与所述模数转换模块61电连接的可编程控制器62，以及与所述可编程控制器62电连接的中间继电器63构成，所述中间继电器63与所述电磁阀1电连接。所述差压变送器5上设置有位于所述吸氧接口2内部的内信号端51，以及位于吸氧接口2外部的外信号端52，所述内信号端51和所述外信号端52均与所述模数转换模块61电连接。所述吸氧接口2的一端与所述三通4连通，另一端与患者的吸氧用具连接。需要注意的是，本发明所述的电连接也包括了信号连接，由此才能够使电磁阀1、差压变送器5以及控制器6之间进行信号的输入、输出和转换。
49.上述技术方案的工作原理及有益效果：
50.患者将吸氧用具(吸氧端200)连接吸氧接口2后，在进行呼吸时，差压变送器5将内信号端51和外信号端52之间的压力差，通过测量信号线(能实现电连接及信号、数据传输即可)发送给控制器6的模数转换模块61，可编程控制器62接收模数转换模块61的数字信号，并与电磁阀1开启和关闭的设定值进行比较：在大于开启电磁阀1的设定值时，控制器6判断患者在吸气，向中间继电器63发送输出信号，并通过信号线控制(常闭型)电磁阀1开启，患者吸到氧气，同时在气囊3中进行储存；在大于关闭电磁阀1的设定值时，控制器6判断患者在呼气，中间继电器63无输出信号，(常闭型)电磁阀1维持关闭。
51.本微阻力吸氧系统可以通过差压变送器5测量吸氧接口2的内外压力差，可以快速响应极小的压力差变化，在供氧的时候通过气囊3可以进行缓冲，能够有效提高患者吸氧的
舒适度。
52.本微阻力吸氧系统通过检测患者呼吸状态进行供氧的开启与关闭，在保证患者吸氧舒适度的前提下，能够最大限度控制高压氧舱内氧气的泄露量，有益于控制舱内氧浓度，提高安全性。
53.控制器6可以内置模数转换模块61，从而将患者的呼吸状态转换为数字可视化，同时可以追加安装其它传感器(例如氧气流量传感器用于测量患者吸氧用量)、变送器。可编程控制器62的应用便于实现智能化、信息化。
54.传统高压氧治疗采用吸氧调节器，受限于吸氧调节器结构、工作原理，供氧压力须高于治疗压力4-6个大气压才能正常工作，微阻力吸氧系统采用常闭型电磁阀控制供氧通断，因为不是持续性供氧，所以供氧压力比治疗压力高即可，因此本发明受供氧压力限制较小。
55.在一个实施例中，所述差压变送器5上设置有触发装置，所述触发装置由与所述吸氧接口2内部连通的内端接头53、与所述吸氧接口2外部连通的外端接头54，以及触发浮漂55组成，所述内信号端51设置在所述内端接头53内，所述外信号端52设置在所述外端接头54内，所述触发浮漂55的两端选择性的与所述内端接头53抵接，或与所述外端接头54抵接。
56.所述内端接头53和所述外端接头54均为管状；
57.所述内端接头53的底部设置有与所述吸氧接口2连通的插管，所述外端接头54的顶部设置有与所述吸氧接口2外部连通的插管；
58.所述内信号端51和所述外信号端52均由两个触发头组成；
59.所述内信号端51的两个触发头对称的设置在所述内端接头53的内部，并与所述模数转换模块61电连接，所述外信号端52的两个触发头对称的设置在所述外端接头54的内部，并与所述模数转换模块61电连接；
60.所述触发浮漂55的底部和顶部均设置有连通组件56；
61.当所述触发浮漂55与所述内端接头53抵接的时候，所述内信号端51的两个触发头通过连通组件56连通；
62.当所述触发浮漂55与所述外端接头54抵接的时候，所述外信号端52的两个触发头通过连通组件56连通。
63.所述内端接头53和所述外端接头54之间通过连接管57连接，所述连接管57位于所述内端接头53和所述外端接头54的内部，并且所述连接管57的底部与所述内信号端51的两个触发头抵接，所述连接管57的顶部与所述外信号端52的两个触发头抵接，所述连接管57的内径大于所述触发浮漂55的外径，所述触发浮漂55位于所述连接管57内。
64.上述技术方案的工作原理及有益效果：本发明通过差压变送器5的内、外信号端来测定吸氧接口2的内外压差，因为涉及到压力检测、数据转换和传输等复杂运算，所以除了控制器6需要配备相应的编码、解码、转换、编程的模块，在差压变送器5内部也需要设置相应的信息处理模块，以能够检测内、外压力，并进行编码和数据传输，从而导致差压变送器5所需处理的信息增多，相应的处理器及设备成本也大幅增长。
65.因为本发明采用气囊式吸氧，所以可以依据气囊3本身能够进行储气的特性，对差压变送器5增设触发装置，并通过触发装置感应内外压差(区别于上述细微压差的检测，本实施方式采用临界值的方式进行压差检测)，以触发的方式代替数据编码和计算，来降低差
压变送器5所需处理的内容。虽然压差的精确度相较于上述实施方式较低，无法精确把控内、外压力值，但是成本相较于上述实施方式而言大幅降低，维护成本也大幅降低，使用效果也不逊于上述实施方式。
66.在本实施例中，将内、外信号端改设为中间断开的两个触发头，触发浮漂55两端的连通组件56由导电材料制成，在连通组件56未与两个触发头连接时，该信号端为断路状态，当连通组件56与两个触发头连接的时候，该信号端为通路状态，在通路状态下，控制器6(或者模数转换模块61，通常设置触发装置的吸氧系统不需要设置模数转换模块61，只需要对应的内、外信号端能通过控制器6控制电磁阀1开关状态即可)被激活，从而控制电磁阀1开启和关闭。
67.以触发装置直接通过控制器6触发电磁阀1开启、关闭状态为例，在电磁阀1开启的时候，氧气一部分进入吸氧接口2，一部分进入气囊3进行存储，因为供氧压力大于舱内压力，所以气囊3膨胀、储存、缓冲氧气。电磁阀1关闭之后，气囊3为患者提供氧气供应。
68.此时因为气囊3内的氧气压力大于舱内压力，所以氧气进入吸氧接口2之后，会通过内端接头53进入，并将触发浮漂55吹起，使触发浮漂55的顶部的连通组件56抵接在外信号端52的两个触发头之间，并将外端接头54密封，防止氧气泄漏至舱内，如图5中a所示。
69.在患者持续吸氧之后，气囊3内的压力降低，并使得触发浮漂55离开外信号端52的两个触发头，经由连接管57掉落至内信号端51的两个触发头之间，如图5中b所示。在掉落的过程中，氧气可以经由内端接头53、连接管57、外端接头54排放至舱内，从而实现触发浮漂55快速掉落并密封、触发内信号端51，如图5中c所示，虽然会有部分氧气会排放至舱内，但是因为气囊3内的压力较小、氧气较少，所以流出量可以忽略不计。
70.当触发浮漂55将内信号端51连通之后，经由控制器6的控制，电磁阀1开启进行氧气补充，在气囊3缓冲、存储的过程中，还可以为患者呼吸进行供氧，当压力恢复之后，触发浮漂55被顶起至外信号端51，控制器控制电磁阀1关闭。
71.通过上述结构的设计，可以大幅优化内外信号端和控制器6所需要的处理的信息，气囊3存储的氧气可以维持差压变送器5的运行，以及患者的持续供氧，因为气囊3在舱内压力的作用下，可以有效将氧气输送至患者，从而降低患者吸氧的阻力，即便患者潮气量发生变化，舱内的气压依旧可以辅助气囊3进行氧气供应。
72.需要注意的是，位于触发浮漂55顶部的连通组件56需要在氧气压力达到设定值的时候，才会将外信号端52的两个触发头连通，从而确保气囊3内能够存储足够的氧气。
73.在一个实施例中，所述吸氧接口2与所述三通4之间设置有降压器7，所述降压器7为内部中空的圆柱状结构，所述降压器7内沿中心轴线方向设置有可以转动的调压组件，所述降压器7的内壁沿中心轴线方向设置有调压凸起71，并且所述调压凸起71与所述调压组件之间，预留有流通凹槽，所述调压器的侧壁上设置有与所述三通4连接的进气口，以及与所述吸氧接口2连通的出气口，所述进气口和所述出气口分别位于所述调压组件的两侧。
74.所述调压组件由格挡件72和与所述降压器7内壁轴连接的调压柱73构成，所述调压柱73由平稳流道侧和降压流道侧构成，所述平稳流道侧的截面为半圆形，并且所述平稳流道侧的截面的半径rp小于所述调压凸起71的截面的半径rt，所述降压流道侧的截面为螺旋形截面，所述降压流道侧一端的截面半径rx与所述平稳流道侧的截面半径rp相同，另一端的截面半径rm大于所述平稳流道侧的截面rp半径，并小于所述调压凸起71的截面半径
rt；
75.位于所述降压流道侧截面半径较大的一端设置有带有流道孔的推板74，所述格挡件72套设在所述推板74的外部，所述格挡件72为c字形，靠近进气口一侧的挡板的长度ld小于靠近出气口一侧的挡板的长度lc。
76.上述技术方案的工作原理及有益效果：需要注意的是，格挡件72为c字形，其由靠近进气口一侧的短挡板(长度为ld)、靠近出气口一侧的长挡板(长度为lc)，以及与降压器7内壁可抵接密封的连接挡板(长挡板和短挡板之间的距离为d)组成，推板74插接在格挡件72内部，位于短挡板和长挡板之间，推板74的厚度为t，并且d＞t，使得推板74可以在格挡件72内移动，推板74上的流道孔，靠近降压器7内壁的一侧与降压器7内壁之间的距离为kj，远离降压器7内壁的一侧与降压器7内壁之间的距离为ky，ld＝kj，ky＜lc。
77.因为吸氧患者有可能存在老人和小孩，在电磁阀1开启的时候，高压氧气瞬间通过三通4涌入，高压氧气会对患者造成肺部冲击，所以为了避免高压氧气对患者造成伤害，同时还不能增加患者吸氧的阻力，本实施例中在吸氧接口2与三通4之间增设降压器7，以起到自动降压、自动调节氧气供应量的作用。
78.在电磁阀1开启的瞬间，氧气从进气口涌入，此时氧气一部分会从调压凸起71与调压组件之间预留的流通凹槽流至出气口，以快速供应患者氧气，以避免气囊3提供的氧气不足，导致的患者出现憋闷的情况。
79.另一部分的氧气会推动推板74，从而使推板74与格挡件72的长挡板抵接，并使流道孔密封，避免多余的氧气进入氧气接口2内，造成患者氧气供应量多大，导致患者被高压氧气冲击造成伤害(在设置触发装置的实施方式中，还可以避免过大的压力将触发装置的触发浮漂55直接顶至与外信号端52连接，导致氧气供应突然断开，出现顿挫感，进而避免对患者造成一下冲击一下憋气的不适感)。
80.在高压氧气的推动下，推板74带动调压柱73转动，随着调压柱73的转动，横截面为半圆形的平稳流道侧逐渐离开流通凹槽，降压流道侧逐渐进入流通凹槽，因为rx＜rm，所以随着降压流道侧的进入，流通凹槽与降压流道侧之间的距离逐渐减小，进而使得氧气的流通通道逐渐减小，从而降低氧气的进入量。直至推板74转至出气口一侧。如图8中d、e、f、g所示。
81.当推板74转至出气口一侧并位于出气口上方的时候，降压流道侧的最高点几乎与调压凸起71抵接(并未完全抵接密封)，即，此时调压柱73到达极限位置不在转动，在氧气压力和重力的双重作用下，格挡件72的短挡板与推板74抵接，氧气从流道孔绕过长挡板后经由出气口流出。
82.由此，在高压氧气进入的时候既能保持氧气供应又能起到降压的效果，从而确保气囊3能够切实的充气(在设置触发装置的实施方式中，如果加设了降压器7，则触发浮漂55的顶部可以设置为直接触控外信号端52的触发头就能启动控制器6，无需再设置需要达到一定压力才能触发)。
83.当电磁阀1关闭的时候，随着氧气的持续消耗，气囊3内的氧气在流通凹槽内对降压流道侧的压力逐渐加大，进而使调压柱73转动复位。
84.在本发明的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“长度”、“宽度”、“厚度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”“内”、“外”、“顺时
针”、“逆时针”、“轴向”、“径向”、“周向”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。
85.在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是电连接或彼此可通讯；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系，除非另有明确的限定。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
86.尽管本发明的实施方案已公开如上，但其并不仅仅限于说明书和实施方式中所列运用，它完全可以被适用于各种适合本发明的领域，对于熟悉本领域的人员而言，可容易地实现另外的修改，因此在不背离权利要求及等同范围所限定的一般概念下，本发明并不限于特定的细节与这里示出与描述的图例。

技术特征：
1.一种高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，包括：与供氧端(100)连接的电磁阀(1)、与吸氧端(200)连接的吸氧接口(2)，所述吸氧接口(2)位于高压氧舱(300)内，所述电磁阀(1)和所述吸氧接口(2)之间通过带有气囊(3)的三通(4)连接，所述吸氧接口(2)上设置有差压变送器(5)，所述差压变送器(5)和所述电磁阀(1)均与控制器(6)电连接。2.根据权利要求1所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述电磁阀(1)为常闭型电磁阀(1)，并且位于高压氧舱(300)内。3.根据权利要求1所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述控制器(6)位于高压氧舱(300)外部，所述控制器(6)由与所述差压变送器(5)电连接的模数转换模块(61)、与所述模数转换模块(61)电连接的可编程控制器(62)，以及与所述可编程控制器(62)电连接的中间继电器(63)构成，所述中间继电器(63)与所述电磁阀(1)电连接。4.根据权利要求3所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述差压变送器(5)上设置有位于所述吸氧接口(2)内部的内信号端(51)，以及位于吸氧接口(2)外部的外信号端(52)，所述内信号端(51)和所述外信号端(52)均与所述模数转换模块(61)电连接。5.根据权利要求1所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述吸氧接口(2)的一端与所述三通(4)连通，另一端与患者的吸氧用具连接。6.根据权利要求4所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述差压变送器(5)上设置有触发装置，所述触发装置由与所述吸氧接口(2)内部连通的内端接头(53)、与所述吸氧接口(2)外部连通的外端接头(54)，以及触发浮漂(55)组成，所述内信号端(51)设置在所述内端接头(53)内，所述外信号端(52)设置在所述外端接头(54)内，所述触发浮漂(55)的两端选择性的与所述内端接头(53)抵接，或与所述外端接头(54)抵接。7.根据权利要求6所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述内端接头(53)和所述外端接头(54)均为管状；所述内端接头(53)的底部设置有与所述吸氧接口(2)连通的插管，所述外端接头(54)的顶部设置有与所述吸氧接口(2)外部连通的插管；所述内信号端(51)和所述外信号端(52)均由两个触发头组成；所述内信号端(51)的两个触发头对称的设置在所述内端接头(53)的内部，并与所述模数转换模块(61)电连接，所述外信号端(52)的两个触发头对称的设置在所述外端接头(54)的内部，并与所述模数转换模块(61)电连接；所述触发浮漂(55)的底部和顶部均设置有连通组件(56)；当所述触发浮漂(55)与所述内端接头(53)抵接的时候，所述内信号端(51)的两个触发头通过连通组件(56)连通；当所述触发浮漂(55)与所述外端接头(54)抵接的时候，所述外信号端(52)的两个触发头通过连通组件(56)连通。8.根据权利要求7所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述内端接头(53)和所述外端接头(54)之间通过连接管(57)连接，所述连接管(57)位于所述内端接头(53)和所述外端接头(54)的内部，并且所述连接管(57)的底部与所述内信号端(51)的两个触发头抵接，所述连接管(57)的顶部与所述外信号端(52)的两个触发头抵接，所述连接管(57)的内径大于所述触发浮漂(55)的外径，所述触发浮漂(55)位于所述连接管(57)内。9.根据权利要求1所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述吸氧接口(2)
与所述三通(4)之间设置有降压器(7)，所述降压器(7)为内部中空的圆柱状结构，所述降压器(7)内沿中心轴线方向设置有可以转动的调压组件，所述降压器(7)的内壁沿中心轴线方向设置有调压凸起(71)，并且所述调压凸起(71)与所述调压组件之间，预留有流通凹槽，所述调压器的侧壁上设置有与所述三通(4)连接的进气口，以及与所述吸氧接口(2)连通的出气口，所述进气口和所述出气口分别位于所述调压组件的两侧。10.根据权利要求9所述的高压氧舱用微阻力吸氧系统，其特征在于，所述调压组件由格挡件(72)和与所述降压器(7)内壁轴连接的调压柱(73)构成，所述调压柱(73)由平稳流道侧和降压流道侧构成，所述平稳流道侧的截面为半圆形，并且所述平稳流道侧的截面的半径rp小于所述调压凸起(71)的截面的半径rt，所述降压流道侧的截面为螺旋形截面，所述降压流道侧一端的截面半径rx与所述平稳流道侧的截面半径rp相同，另一端的截面半径rm大于所述平稳流道侧的截面rp半径，并小于所述调压凸起(71)的截面半径rt；位于所述降压流道侧截面半径较大的一端设置有带有流道孔的推板(74)，所述格挡件(72)套设在所述推板(74)的外部，所述格挡件(72)为c字形，靠近进气口一侧的挡板的长度小于靠近出气口一侧的挡板的长度。

技术总结
本发明公开了一种高压氧舱用微阻力吸氧系统，包括：与供氧端连接的电磁阀、与吸氧端连接的吸氧接口，所述吸氧接口位于高压氧舱内，所述电磁阀和所述吸氧接口之间通过带有气囊的三通连接，所述吸氧接口上设置有差压变送器，所述差压变送器和所述电磁阀均与控制器电连接。本微阻力吸氧系统通过检测患者呼吸状态进行供氧的开启与关闭，在保证患者吸氧舒适度的前提下，能够最大限度控制高压氧舱内氧气的泄露量，有益于控制舱内氧浓度，提高安全性。微阻力吸氧系统采用常闭型电磁阀控制供氧通断，因为不是持续性供氧，所以供氧压力比治疗压力高即可，因此本发明受供氧压力限制较小。因此本发明受供氧压力限制较小。因此本发明受供氧压力限制较小。


技术研发人员：张敦晓 郭大志 潘树义 范丹峰 胡慧军 徐美玲
受保护的技术使用者：中国人民解放军总医院第六医学中心
技术研发日：2023.06.08
技术公布日：2023/8/31