随吸供氧制氧机的制作方法

本发明涉及到能提供氧气的制氧机领域。

背景技术：

制氧机是一种医疗和保健产品，它能为需要的人们提供氧气。目前所使用的制氧机以供氧方式来分，主要有以下二种形式：

一是只能持续供氧的制氧机。这种制氧机工作时不管人体的呼吸状态，持续不断地以某个设定流量输送氧气给人体，即使在人体呼气不需要氧气时也不停止氧气的输送。因此，很多时候所供应的氧气被白白浪费了，所供氧气的利用率非常低。

二是能进行随吸供氧的制氧机。这种制氧机工作时会始终检测人体的呼吸状态，并且只在人体吸气阶段的早期才输送氧气给人体，而在其它时间则不会输出氧气。这种方式的制氧机其所供氧气的利用率非常高，几乎不存在浪费。

若再以人体吸氧的方式来分，则有插鼻管或出氧口位于鼻孔附近的开放式吸氧，以及戴面罩的密封式吸氧二种方式。出于舒适性考虑，一般都采用开放式吸氧方式。

能以随吸供氧方式进行供氧的制氧机通过只在人体吸气早期供应氧气，能将达到同样治疗效果所需的供氧量降低到持续供氧方式的1/4～1/6左右。这是因为：

一、人体的吸呼比一般是1:1.5～1:2，即吸气时间大约仅占整个呼吸周期的33%～40%；

二、正常人体的潮气量是500毫升左右，人体的呼吸管路（如气管等）中不参与气体交换部分的容积为150毫升左右（这部分容积又称生理无效腔）。当人体吸气时，首先进入肺部肺泡的是上次呼气时停留在呼吸管路中的废气。人体每次所吸入的500毫升左右的气体中，只有350毫升左右进入肺部，还有150毫升左右停留在呼吸管路中。也就是说，以500毫升潮气为例，进入肺泡的比率大约为70%。

三、上述350毫升左右进入肺部肺泡的气体，最后0.3秒进入的气体部分，无法完全完成气体交换就被排出肺部，其利用率大大降低。并且，随着呼吸周期的缩短，这部分气体所占的比例会大大增加。以每分钟12～20次的呼吸频率、1:1.5～1:2的吸呼比计算，每次吸气时间为1～2秒左右。350毫升左右进入肺泡的气体中，人体能充分全部利用的部分最高为85%左右，最低为70%左右。

四、当人体吸入氧浓度约为21%左右的大气时，人体完成正常气体交换需要0.3秒左右的时间。而当人体要充分利用制氧机输出的、混合浓度可能达到30%左右的高浓度氧气时，就需要有更长的气体交换时间，因此，350毫升左右进入肺泡的气体中，人体能充分利用的部分会比上述70%～85%更低。

综合上述数据，持续供氧时氧气的利用率最多为16.2%～23.8%，也就是大约1/4～1/6。

目前所广泛使用的持续供氧的制氧机包括：控制制氧机工作的控制单元、氧气产生单元、流量调节装置和将氧气产生单元提供的氧气输送给人体的输氧管路，氧气产生单元通常包含产生氧气的制氧单元、储存氧气的储气罐组件等；在持续供氧制氧机的输氧管路上设置有流量调节装置，有的还设置有用于测量氧气浓度的氧浓度传感器，或者还设置有用于测量氧气流量的流量传感器，以及增加氧气湿度的湿化瓶。使用时，通常将输氧管路的外端连通至人体的鼻孔，氧气产生单元输出的高压氧气经流量调节装置调节流量后，通过输氧管路持续不断地为人体提供氧气。在此过程中，氧浓度传感器和流量传感器将检测到的氧气浓度和流量的数据传送给控制单元，由控制单元对这些数据进行处理。当供氧浓度低于设定值时，控制单元会有报警信号进行报警。

上述持续供氧的制氧机的优点是控制简单。缺点是：一、体积庞大、重量较重，不便于携带，而且能耗很大、噪音也较大；另外，由于在人体呼气时输氧管路依然不停地输出氧气，一方面使得用户舒适性欠佳，另一方面还会造成氧气浪费严重。二、由于制氧机输出的氧气量较大并且十分干燥，所以需要配备湿化瓶对输出的氧气进行加湿处理，这进一步增加了设备成本。

目前所使用的随吸供氧的制氧机包括：控制制氧机工作的控制单元、氧气产生单元、将氧气产生单元提供的氧气输送给人体的供氧单元，能检测人体呼吸的检测元件；氧气产生单元通常包括产生氧气的制氧单元、储存氧气的储气罐组件等，供氧单元通常包括输送氧气的输氧管路、设置在输氧管路上的供氧阀、有的还有氧浓度传感器等，能够检测人体呼吸的检测元件为微差压传感器。使用时，将输氧管路的外端连通至人体的鼻孔，人体呼吸时，微差压传感器能检测到人体呼气和吸气所导致的微差压传感器中的管内气压与外界气压之间的微小压差变化。当人体吸气时，管内气压略低于管外气压；当人体呼气时，管内气压略高于管外气压。工作中根据微差压传感器所检测出的人体吸气和呼气时的微小压差数据，再使供氧阀只在人体吸气的早期导通、其余时间则处于关闭状态。也就是说，只有在人体吸气时，氧气产生单元才能通过输氧管路给人体提供氧气，其余时间则不能通过输氧管路给人体提供氧气，从而实现随吸供氧的工作方式。在工作过程中，可以将氧浓度传感器传送的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度。当供氧浓度低于设定值时，控制单元会有报警信号进行报警。

上述现有的随吸供氧技术主要应用在高售价的便携式制氧机上。其优点是：体积较小，重量较轻，便于携带，能耗较低，噪音也较小。其缺点是：需要配备昂贵的微差压传感器，并且微差压检测技术难度高。微差压传感器的高成本和高技术难度使得随吸供氧技术目前仅在昂贵的便携式制氧机上得到使用，无法普及到数量更大、更为廉价的台式制氧机中，应用范围十分狭小。

目前，基于超声波检测原理的超声波气体传感器能用来测量气体的流量大小、方向以及混合气体中各气体组分的含量（也称为各气体组分的浓度），这种超声波气体传感器具有成本低、精度高、寿命长、稳定性好、反应迅速、检测周期短、可单独或同时测量气体浓度以及气体流量的大小和方向（即双向流量检测能力）等优点。在实际应用中，当超声波气体传感器仅用于检测气体浓度时，一般又被称为超声波气体浓度传感器，当超声波气体传感器仅用于检测气体流量时，一般又被称为超声波气体流量计，通常所述的超声波气体传感器既能检测气体浓度、又能检测气体流量以及气体的流动方向。

综上所述，在制氧机领域，特别是在开放式吸氧方式下，如何使制氧机简单、方便、准确并且低成本地实现随吸供氧一直是本领域存在和探索的技术难题。

技术实现要素：

本发明的目的是提供一种能大大降低制氧机的制造成本、体积以及重量，能耗和噪音也能大大降低的随吸供氧制氧机。

本发明创造性地使用廉价的超声波气体传感器作为制氧机中的检测元件，使制氧机能具有随吸供氧的功能，从而在达到同样吸氧效果的情况下，大大降低制氧机的制造成本、体积以及重量，从而降低售价，并使制氧机便于携带，能耗和噪音也能大大降低。

为实现上述目的，本发明采用了如下的技术方案。

随吸供氧制氧机，包括：控制制氧机工作的控制单元、氧气产生单元、将氧气产生单元提供的氧气输送给人体的供氧单元，供氧单元包括能与人体呼吸器官相连通的输氧管路、设置在输氧管路上的供氧阀；制氧机中还包括能检测人体吸气或呼吸的检测元件；其特点是：使用超声波气体传感器作为检测人体吸气或呼吸的检测元件；制氧机中还设置有气流形成装置，在人体呼吸时该气流形成装置使超声波气体传感器中能至少形成与人体吸气所对应的气流，从而使得超声波气体传感器至少能检测到人体的吸气；工作中根据超声波气体传感器检测到的与人体吸气或呼吸相对应的数据或信号，使供氧单元只在人体吸气时才通过输氧管路给人体提供氧气、而在其它时间不给人体提供氧气，从而实现随吸供氧。

进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，所述的超声波气体传感器采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器，这样超声波气体传感器既能检测人体吸气或呼吸气流，又能进行制氧机所输出气体的氧浓度检测。

进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，在连通于供氧阀出气口的输氧管路上连通有旁通管，旁通管的外端与超声波气体传感器上的一个通气口相连通，超声波气体传感器上的另一个通气口与大气相通；在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀处于关闭状态；并且至少在人体吸气时，旁通管使超声波气体传感器中能形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器能检测到人体的吸气，工作中根据超声波气体传感器检测到的与人体吸气相对应的数据或信号，使供氧阀只在人体吸气时导通设定的时间、其余时间则处于关闭状态，从而使得供氧单元只在人体吸气时才能通过输氧管路给人体提供氧气。

更进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，当采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，使超声波气体传感器上的另一个通气口经过一段管道与大气相通，这样，工作中当供氧阀完成每次供氧而关闭时，就能将此时超声波气体传感器检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据。

更进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，还设置有能控制输氧管路通过旁通管与大气相通时间的旁通控制阀；所述的旁通控制阀设置在旁通管中；在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀处于关闭状态、同时旁通控制阀处于导通状态，这样在开机的初始时刻旁通管就使超声波气体传感器中能形成与人体吸气相对应的吸气气流、从而使超声波气体传感器能检测到人体的吸气；并且在工作中，当供氧阀每次导通并且待超声波气体传感器中完成换气时、旁通控制阀就关闭，直至供氧阀完成此次供氧而关闭时、旁通控制阀再导通，使得旁通管既能保障超声波气体传感器准确检测到人体的每次吸气，又减少了氧气的浪费。另外，在实际工作中，当旁通控制阀关闭时，能对超声波气体传感器进行流量零点校正。并且，当采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，工作中在旁通控制阀每次关闭时，就能将此时超声波气体传感器检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据。

更进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，超声波气体传感器上的另一个通气口连通有贮气腔室而不再与大气相通，贮气腔室和旁通管使超声波气体传感器中能至少形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器能检测到人体的吸气。在实际制作中，所述的贮气腔室为一个容积能随内部气体压力变化而发生变化的贮气囊；当贮气囊因人体的呼吸而完全饱满或干瘪时，能对超声波气体传感器进行流量零点校正。并且，当采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，工作中当供氧阀完成每次供氧而关闭时，就能将此时超声波气体传感器检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据。

进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，在连通于供氧阀出气口的输氧管路中设置有超声波气体传感器，在连通于供氧阀出气口与超声波气体传感器之间的输氧管路上连通有旁通管，所述旁通管的外端与大气相通；在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀处于关闭状态；并且至少在人体吸气时，旁通管使超声波气体传感器中能形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器能检测到人体的吸气，工作中根据超声波气体传感器检测到的与人体吸气相对应的数据或信号，使供氧阀只在人体吸气时导通设定的时间、其余时间则处于关闭状态，从而使得供氧单元只在人体吸气时才能通过输氧管路给人体提供氧气。

更进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，当采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，工作中当供氧阀完成每次供氧而关闭时，就能将此时超声波气体传感器检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据。

更进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，在旁通管中设置有旁通控制阀；在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀处于关闭状态、同时旁通控制阀处于导通状态，这样在开机的初始时刻旁通管就使超声波气体传感器中能形成与人体吸气相对应的吸气气流、从而使超声波气体传感器能检测到人体的吸气；并且在工作中，当供氧阀每次导通时旁通控制阀就关闭，直至供氧阀完成此次供氧而关闭时旁通控制阀再导通，使得旁通管能保障超声波气体传感器准确检测到人体的每次吸气。并且当旁通控制阀关闭时，能对超声波气体传感器进行流量零点校正。在实际制作中，当采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，工作中当供氧阀完成每次供氧而关闭时，就能将此时超声波气体传感器检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据，完成氧浓度检测后再使旁通控制阀导通，使得旁通管能保障超声波气体传感器准确检测到人体的每次吸气。

更进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，所述的旁通管的外端连接有贮气腔室而不再与大气相通，贮气腔室和旁通管使超声波气体传感器中能至少形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器能检测到人体的吸气。在实际制作中，所述的贮气腔室为一个容积能随内部气体压力变化而发生变化的贮气囊。当贮气囊因人体的呼吸而完全饱满或干瘪、超声波气体传感器中流量为零、气压接近外界大气压时，能对超声波气体传感器进行流量零点校正。并且，当采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，工作中当供氧阀完成每次供氧而关闭时，就能将此时超声波气体传感器检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据。

进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，在制氧机中设置有旁通管，旁通管的一端能与制氧机外的人体的呼吸通道相通，旁通管的另一端与超声波气体传感器上的一个通气口相连通，超声波气体传感器上的另一个通气口与大气相通；在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀处于关闭状态；并且至少在人体吸气时，旁通管使超声波气体传感器中能形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器能检测到人体的吸气，工作中根据超声波气体传感器检测到的与人体吸气相对应的数据或信号，使供氧阀只在人体吸气时导通设定的时间、其余时间则处于关闭状态，从而使得供氧单元只在人体吸气时才能通过输氧管路给人体提供氧气。

更进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，超声波气体传感器上的另一个通气口连接有贮气腔室而不再与大气相通，贮气腔室和旁通管使超声波气体传感器中能至少形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器能检测到人体的吸气。在实际制作中，所述的贮气腔室为一个容积能随内部气体压力变化而发生变化的贮气囊；当贮气囊因人体的呼吸而完全饱满或干瘪、超声波气体传感器中流量为零、气压接近外界大气压时，能对超声波气体传感器进行流量零点校正。

进一步的，前述的随吸供氧制氧机，其中，在旁通管中设置有旁通控制阀；在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀处于关闭状态、同时旁通控制阀处于导通状态，这样在开机的初始时刻旁通管就使超声波气体传感器中能形成与人体吸气相对应的吸气气流、从而使超声波气体传感器能检测到人体的吸气。并且在不妨碍超声波气体传感器检测人体吸气的前提下，能选择某个时刻短时间关闭旁通控制阀，以便进行超声波气体传感器的流量零点校正；即：除了在人体开始吸气的那段时间之外，可以选择其它任意某个时刻短时间关闭旁通控制阀，以便可以进行超声波气体传感器的流量零点校正。

本发明的有益效果是：与目前已经面世的采用微差压传感器检测人体呼吸的随吸供氧式制氧机相比，本发明在制氧机中使用价格低廉且检测技术简单方便的超声波气体传感器作为呼吸检测的元件，从而以较低的成本实现了呼吸检测，进而实现随吸供氧，这能大大降低随吸供氧式制氧机的制造成本。并且，还能采用既能检测气体流量又能检测氧浓度的超声波气体传感器，可以进一步省掉氧浓度传感器的费用，进一步降低了制氧机成本。本发明能使随吸供氧技术从昂贵的便携式制氧机普及到数量更大、更为廉价的台式制氧机，使随吸供氧制氧机成为一种能让普通百姓消费得起的医疗保健产品。

附图说明

图1是本发明第一种实施例的结构原理示意图。

图2是本发明第二种实施例的结构原理示意图。

图3是本发明第三种实施例的结构原理示意图。

图4是本发明第四种实施例的结构原理示意图。

图5是本发明第五种实施例的结构原理示意图。

图6是本发明第六种实施例的结构原理示意图。

图7是本发明第七种实施例的结构原理示意图。

图8是本发明第八种实施例的结构原理示意图。

图9是本发明第九种实施例的结构原理示意图。

图10是本发明第十种实施例的结构原理示意图。

图11是本发明中所选用的一种超声波气体传感器的结构原理示意图。

图12是图11所示超声波气体传感器中所涉及到的信号波形示意图。

具体实施方式

下面结合附图和优选实施例对本发明作进一步的说明，但本发明并不仅限于这些实施例。

如图1所示是本发明所述的随吸供氧制氧机的第一种实施例，包括：控制制氧机正常工作的控制单元3、氧气产生单元1、将氧气产生单元1提供的氧气输送给人体的供氧单元，供氧单元包括能与人体呼吸器官相连通的输氧管路2、设置在输氧管路2中的供氧阀5，制氧机中还包括能检测人体吸气或呼吸的检测元件，本发明中，使用超声波气体传感器6作为检测人体吸气或呼吸的检测元件，控制单元3能和超声波气体传感器6之间进行数据或信号的传送；制氧机中还设置有气流形成装置，在人体呼吸时该气流形成装置使超声波气体传感器6中能至少形成与人体吸气所对应的气流，从而使得超声波气体传感器6至少能检测到人体的吸气；工作中根据超声波气体传感器6检测到的与人体吸气或呼吸相对应的数据或信号，使供氧单元只在人体吸气时才通过输氧管路2给人体提供氧气、而在其它时间不给人体提供氧气，从而实现随吸供氧。本实施例中，在连通于供氧阀5出气口的输氧管路2上连通有旁通管4，旁通管4的外端与超声波气体传感器6上的一个通气口相连通，超声波气体传感器6上的另一个通气口与大气相通，使用时，将输氧管路2的外端连通至人体7的鼻孔。旁通管4以及从旁通管至人体呼吸器官之间的那部分输氧管路构成了气流形成装置。在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀5处于关闭状态；人体呼吸时，包括旁通管4的气流形成装置使超声波气体传感器6中能形成与人体吸气相对应的吸气气流、还可以形成与人体呼气相对应的呼气气流，使得超声波气体传感器6能作为呼吸检测元件而检测到人体的每次吸气，当然也能检测到人体每次吸气的初始时刻。工作中根据超声波气体传感器6检测到的与人体吸气或者吸气的初始时刻相对应的数据，使供氧阀5只在人体每次吸气时导通设定的时间，其余时间则处于关断状态，从而使得供氧单元只能在人体每次吸气时才通过输氧管路2给人体提供设定量的氧气。在实际工作中，可以使供氧单元只在人体每次吸气的早期才通过输氧管路2给人体提供氧气，例如，在实际使用过程中，可控制供氧阀5在人体每次开始吸气后的0.01～0.1秒中的任一时刻开始导通并保持所需要的时间，该保持时间可由实际所需的供氧量大小来设定，而在其余时间则处于关闭状态。在人体吸气的早期供氧既可以使所供氧气能尽早进入肺泡，充分完成气体更换，以确保满足人体每次呼吸所需要的供氧量；又能最大程度地减少制氧机的无效供氧量，从而大大提高制氧机所供氧气的利用率，提高了制氧机的工作效率。

本实施例中，所述的超声波气体传感器6还可以采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器，并且在实际工作中，可以使超声波气体传感器上的另一个通气口经过一段管道与大气相通，这样，工作中当供氧阀5完成每次供氧而关闭时，超声波气体传感器6中就充满了本次释放的高浓度氧气，此时控制单元3就能将超声波气体传感器6检测到的氧浓度数据作为制氧机的实时供氧浓度数据。当供氧浓度低于设定值时控制单元3会有报警信号进行报警。

在第一种实施例中，由于在供氧阀5导通时，所输送的氧气不仅会通过输氧管路2输送到人体，也会通过旁通管4泄漏到大气中，造成氧气的浪费。因此，需要通过技术手段来限制旁通管4的泄漏量，使所发生的泄漏仅能使超声波气体传感器6中的气体更新即可。同时，这种技术手段又不能妨碍超声波气体传感器6对人体呼吸气流的正常检测。最简单的技术手段是缩小旁通管的内径，使得供氧时经旁通管泄漏的氧气量大大小于经输氧管路输送到人体的氧气量，但同时需要保证缩小后的旁通管内径不会妨碍超声波气体传感器对人体呼吸气流的检测。

如图2所示是本发明所述随吸供氧制氧机的第二种实施例，其能克服第一种实施例中氧气浪费多的缺点。由图2中可知，第二种实施例与图1所示的第一种实施例的不同之处在于：还设置有能控制输氧管路2通过旁通管4与大气相通的时间的旁通控制阀8；本实施例中所述的旁通控制阀8设置在旁通管4中；本实施例中旁通控制阀8、旁通管4以及从旁通管4至人体呼吸器官之间的那部分输氧管路构成了气流形成装置。第二种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与第一种实施例的不同之处是：在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀5处于关闭状态、同时旁通控制阀8处于导通状态，这样在开机的初始时刻包括旁通管4的气流形成装置使超声波气体传感器6能作为呼吸检测元件而至少检测到人体的每次吸气或者每次吸气的初始时刻；并且在工作中，当供氧阀5每次导通并且待超声波气体传感器6中完成换气时、旁通控制阀8就关闭，直至供氧阀5完成此次供氧而关闭时、旁通控制阀8再导通，使得旁通管既能保障超声波气体传感器准确检测到人体的每次吸气，又减少了氧气的浪费。并且在实际工作中，可以选择在旁通控制阀8关闭、超声波气体传感器中流量为时，即：旁通管4中的气压接近外界大气压时，对超声波气体传感器进行流量零点校正。

另外，本实施例中，所述的超声波气体传感器6还可以采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器，这样，工作中在旁通控制阀8每次关闭时，控制单元3就能将此时超声波气体传感器6检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据；当供氧浓度低于设定值时控制单元3会有报警信号进行报警。

如图3所示是本发明所述随吸供氧制氧机的第三种实施例，其也能克服第一种实施例中氧气浪费多的缺点。由图3中可知，第三种实施例与图1所示的第一种实施例的不同之处在于：使超声波气体传感器上的另一个通气口连接有一段带旁通控制阀8的外接管道，本实施例中该外接管道、旁通控制阀8、旁通管4以及从旁通管4至人体呼吸器官之间的那部分输氧管路构成了气流形成装置。

第三种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与第二种实施例相同。但当超声波气体传感器采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，在供氧浓度检测方面，第三种实施例与第二种实施例相比存在如下区别：工作中在供氧阀5每次关闭并且旁通控制阀8刚导通时，控制单元3就将此时超声波气体传感器6检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据；当供氧浓度低于设定值时控制单元3会有报警信号进行报警。

另外，在实际工作中，可以选择在旁通控制阀8关闭、超声波气体传感器中流量为零时，即：旁通管4中的气压接近外界大气压时，对超声波气体传感器进行流量零点校正。

上述第二及第三种实施例中设置旁通控制阀8的作用是：一是在供氧阀5导通后不久，就关断旁通控制阀8，限制从旁通管4泄漏的氧气量，使从旁通管4泄漏的氧气量仅满足于完成超声波气体传感器6内的气体更新；二是关闭旁通控制阀8时，旁通管4中的气体流量为零，旁通管4中的气压接近外界大气压时，就可以进行超声波气体传感器6的流量零点校正，消除长期使用所不可避免的流量零点漂移。

如图4所示是本发明所述随吸供氧制氧机的第四种实施例，其也能克服第一种实施例中氧气浪费多的缺点。由图4中可知，第四种实施例与图1所示的第一种实施例的不同之处在于：超声波气体传感器6上的另一个通气口连接有贮气腔室9而不再与大气相通，本实施例中所述的贮气腔室为一个容积能随内部气体压力微小变化而发生变化的贮气囊9。本实施例中贮气囊9、旁通管4以及从旁通管4至人体呼吸器官之间的那部分输氧管路构成了气流形成装置。包括贮气囊9和旁通管4的气流形成装置使超声波气体传感器6中能至少形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器6能作为呼吸检测元件而检测到人体的每次吸气或者每次吸气的初始时刻。

这种方式的最大好处是防止了氧气的泄漏，提高了制氧机所供氧气的利用率。同时，又几乎没有增加成本。其缺点是氧浓度检测的实时性稍有降低。

第四种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与第一种实施例相同。但在供氧浓度检测和流量零点校正方面，第四种实施例与第一种实施例相比存在如下区别：在工作过程中，当供氧阀5完成每次供氧关断后，人体的吸气气流会使贮气囊9内的部分气体被吸出；人体完成吸气转入呼气时，输氧管路2内的气体又进入贮气囊9和超声波气体传感器6。这样的过程不断重复，贮气囊9和超声波气体传感器6内的气体会逐步更新为输氧管路送出的氧气。当所述的超声波气体传感器采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，并且当供氧阀5完成每次供氧而关闭时，控制单元3就将此时超声波气体传感器6检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据，当供氧浓度低于设定值时控制单元3会有报警信号进行报警。另外，当贮气囊9由于人体的呼吸而完全饱满或完全干瘪时，超声波气体传感器6内会有一小段时间气流为零，可以利用这一特性进行超声波气体传感器6的流量零点校正。

在实际生产中，可选择合适的制作贮气囊9的材料，使人的呼吸气流足以使其饱满和干瘪。还可选择合适的贮气囊9容积，使其至少在人体由呼气转为吸气的初始时刻，能使超声波气体传感器6内形成相应的气流。

如图5所示是本发明所述随吸供氧制氧机的第五种实施例，由图5中可知，第五种实施例与图1所示的第一种实施例的不同之处是：将超声波气体传感器6设置在连通于供氧阀出气口的输氧管路2中，而将旁通管4连通在供氧阀5出气口与超声波气体传感器6之间的输氧管路2上，旁通管4的外端与大气相通。本实施例中旁通管4以及从旁通管4至人体呼吸器官之间的那部分输氧管路构成了气流形成装置。

第五种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与第一种实施例相同。但第五种实施例存在如下缺点：一、旁通管4会使氧气泄漏而造成浪费；二、设置在输氧管路2中的超声波气体传感器6会反复经受大流量供氧气流的冲击，对传感器的寿命和性能会产生不良影响；三、超声波气体传感器中始终有人体的呼吸气流或供氧气流，无法进行流量零点校正。

本实施例中，当采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器时，工作中当供氧阀完成每次供氧而关闭时，控制单元3就将此时超声波气体传感器检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据。

如图6所示是本发明所述随吸供氧制氧机的第六种实施例，由图6中可知，第六种实施例与图5所示的第五种实施例的不同之处在于：在旁通管4中设置有旁通控制阀8。本实施例中旁通控制阀8、旁通管4以及从旁通管4至人体呼吸器官之间的那部分输氧管路构成了气流形成装置。第六种实施例能大大减少氧气的泄漏量。

第六种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与第二种实施例相比，存在如下的不同之处：工作中，当供氧阀5每次导通时旁通控制阀8就关闭，直至供氧阀5完成此次供氧而关闭时旁通控制阀8再导通，这样做既能使旁通管4保障超声波气体传感器6能准确检测到人体的每次吸气，又能进一步减少氧气的白白流失。

另外，在实际应用中所述的超声波气体传感器还可以采用既能检测人体吸气或呼吸气流又能检测氧浓度的超声波气体传感器，这样可在供氧阀5完成每次供氧而关闭时，控制单元3就将超声波气体传感器6检测到的氧浓度数据作为制氧机此时的供氧浓度数据，实现供氧浓度检测功能，然后控制单元3再控制旁通控制阀8导通，使得旁通管4能保障超声波气体传感器6准确检测到人体的每次吸气，当供氧浓度低于设定值时控制单元3会有报警信号进行报警。在实际工作中，在供氧阀5和旁通控制阀8都关闭、超声波气体传感器6中流量为零时，控制单元3还能对超声波气体传感器6进行流量零点校正。

如图7所示是本发明所述的随吸供氧制氧机的第七种实施例，由图7中可知，第七种实施例与图5所示的第五种实施例的不同之处在于：所述的旁通管4的外端连接有贮气腔室9而不再与大气相通。本实施例中所述的贮气腔室为一个容积能随内部气体压力微小变化而发生变化的贮气囊9。本实施例中贮气囊9、旁通管4以及从旁通管4至人体呼吸器官之间的那部分输氧管路构成了气流形成装置。包括贮气囊9和旁通管4的气流形成装置使超声波气体传感器6中能至少形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器6能作为呼吸检测元件而检测到人体的每次吸气或者每次吸气的初始时刻。

当贮气囊因人体的呼吸而完全饱满或干瘪、超声波气体传感器中流量为零时，即：超声波气体传感器中的气室管道气压接近外界大气压时，可以对超声波气体传感器进行流量零点校正。

第七种实施例与第五种实施例相比，几乎没有增加成本，又杜绝了氧气的泄漏，其不足之处是降低了供氧浓度检测的实时性。

第七种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与图5所示的第五种实施例相同，不再赘述。

如图8所示是本发明所述的随吸供氧制氧机的第八种实施例，由图8中可知，第八种实施例与图1所示的第一种实施例的不同之处是：旁通管4的一端能直接与制氧机外的人体7的呼吸通道相连通，旁通管4的另一端与超声波气体传感器6上的一个通气口相连通，超声波气体传感器6上的另一个通气口与大气相通，即：旁通管4不再与输氧管路2相连通，而是成为一条独立的管道。本实施例中独立的旁通管4构成了气流形成装置。

使用时，将输氧管路2的外端、以及旁通管4的一端一起连通至人体7的鼻孔即可。第八种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与图1所示的第一种实施例相同，不再赘述。

第八种实施例的优点是：一、没有氧气泄漏；二、能完整检测人体的呼吸气流，几乎不受供氧气流的影响。其缺点是：一、超声波气体传感器中一直有气流，无法进行流量零点校正；二、无法检测供氧浓度。

当然，在实际工作过程中，还可在第八种实施例中的输氧管路2上另外再设置一个超声波气体传感器，使制氧机能实现供氧浓度检测的功能。

如图9所示是本发明所述的随吸供氧制氧机的第九种实施例，由图9中可知，第九种实施例与图8所示的第八种实施例的不同之处在于：超声波气体传感器6上不与人体7鼻孔直接相连接的另一个通气口连接有贮气腔室9而不再与大气相通。本实施例中所述的贮气腔室9为一个容积能随内部气体压力微小变化而发生变化的贮气囊9。本实施例中贮气囊9、旁通管4构成了气流形成装置。贮气囊9和旁通管4使超声波气体传感器6中能至少形成与人体吸气相对应的吸气气流，使得超声波气体传感器6能作为呼吸检测元件而检测到人体的每次吸气或者每次吸气的初始时刻。

第九种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与第八种实施例相同，不再赘述。另外，第九种实施例还能利用贮气囊9完全饱满或干瘪时流量为零的特点，实现超声波气体传感器6的流量零点校正。

如图10所示是本发明所述的随吸供氧制氧机的第十种实施例，由图10中可知，第十种实施例与图8所示的第八种实施例的不同之处在于：在旁通管4中设置有旁通控制阀8。本实施例中旁通控制阀8、旁通管4构成了气流形成装置。

第十种实施例实现随吸供氧的工作控制流程与第八种实施例相比，存在如下的不同之处：工作中，在制氧机开始工作的起始时刻，供氧阀5处于关闭状态、同时旁通控制阀8处于导通状态，这样在开机的初始时刻包括旁通管4的气流形成装置使超声波气体传感器6能作为呼吸检测元件而检测到人体吸气；并且在实际工作中，在不妨碍超声波气体传感器检测人体吸气的前提下，能选择某个时刻短时间关闭旁通控制阀，以便进行超声波气体传感器的流量零点校正。即：除了在人体开始吸气的那段时间之外，可以选择某个时刻短时间关闭旁通控制阀，以便可以进行超声波气体传感器的流量零点校正。

在上述多个实施例中，还可以在旁通管或超声波气体传感器上与大气相通的通气口中设置空气过滤器，以防止外界空气中的灰尘被吸入超声波气体传感器中而影响检测的精度。

另外，在实际工作中，所述的供氧阀或旁通控制阀可以由控制单元控制，也可以通过超声波气体传感器进行控制。例如：控制单元根据用户设定的流量和气压，计算出供氧阀的开启时间，然后在超声波气体传感器检测到的人体吸气时，使供氧阀开启所设定的时间；或者，控制单元根据用户设定的流量和气压，计算出供氧阀的开启时间，然后发送给超声波气体传感器，超声波气体传感器根据此数据，在检测到人体吸气时，使供氧阀开启所设定的时间；再或者，控制单元将用户设定的流量和气压发送给超声波气体传感器，超声波气体传感器根据此数据，计算出供氧阀的开启时间，然后，在检测到人体吸气时，使供氧阀开启所设定的时间。当然，供氧阀或旁通控制阀并不仅限于上述的控制方式，凡采用等同替换或等效变换形成的技术方案，均应属于本发明所要求的保护范围之内。

如图11所示，是本发明所选用的一种超声波气体传感器的结构原理图，其结构具体包括：一个用以容纳待测气体的密闭的气室15，所述气室15包括一根两端封闭的空心管11，在靠近空心管11两端的侧壁上分别设置有一个通气口，即第一通气口141和第二通气口142，在实际工作中，可以根据需要使待测气体从第一通气口141进入气室15，并从第二通气口142流出气室15，同样的，待测气体也能从第二通气口142进入气室15，并从第一通气口141流出气室15，第一超声波换能器21和第二超声波换能器22以设定的距离分别安装在气室15的两端，空心管11两端分别形成大管径段用以安装超声波换能器，即：空心管11的左端设有用以安装第一超声波换能器21的左大管径段121、右端设有用以安装第二超声波换能器22的右大管径段122，空心管11中间部分的管径则小于两端的大管径段而形成小管径段111，还包括一个气体测量控制系统，所述气体测量控制系统包括：分别连到第一超声波换能器21和第二超声波换能器22并能选择性激励一个超声波换能器发出超声波、而另一个超声波换能器接收超声波的切换开关网络13，一个连到切换开关网络13的微处理器17，连到切换开关网络13和微处理器17的发射电路18和接收处理电路16；微处理器17通过发射电路18和切换开关网络13激励第一超声波换能器21发出给定频率的多脉冲的第一声波，第一声波穿过气室15内的待测气体并在气室15内形成驻波，第二超声波换能器22则接收到该第一声波信号，从第一声波开始发射到被接收的时间为第一传播时间；然后，等第一声波在气室15内经过阻尼振荡消失以后，微处理器17通过发射电路18和切换开关网络13激励第二超声波换能器22发出与第一声波同样频率同样脉冲数的第二声波，第二声波穿过气室15内的待测气体并在气室15内形成驻波，第一超声波换能器21则接收到该第二声波信号，从第二声波开始发射到被接收的时间为第二传播时间；微处理器17根据第一传播时间和第二传播时间来测算出气体的流量和／或待测气体中各气体组成的含量；第一超声波换能器21和第二超声波换能器22之间的管道等效横截面积不大于以第一声波波长为直径的圆面积的四分之一；并且，当小管径段横截面积不大于超声波换能器的发射端面积的四分之一时，空心管两端的大管径段分别通过一个喇叭形体平滑过渡到空心管中间的小管径段，即：左大管径段121通过一个左喇叭形体131平滑过渡到空心管的小管径段111的左端，右大管径段122通过一个右喇叭形体132平滑过渡到空心管的小管径段111的右端。并且，二个通气口分别设置在空心管上的二个喇叭形体上，本实施例中，第一通气口141设置在左喇叭形体131上，第二通气口142设置在右喇叭形体132上。上述的第一声波和第二声波的驱动脉冲如图12中的A波形所示，上述驻波信号的包络波形参见图12中的B波形所示。本实施例中，左大管径段121和右大管径段122、以及小管径段111均为圆柱体形状，所述的喇叭形体为圆台体形状，即：左喇叭形体131和右喇叭形体132均为圆台体形状。

上述管道等效横截面积是指：假设有两个超声波气体传感器，它们所采用的空心管的管道结构不同，但一个超声波气体传感器中的二个超声波换能器之间的间距与另一个超声波气体传感器中的二个超声波换能器之间的间距相等，并且第一个超声波气体传感器中空心管的管道横截面积是变化的，第二个超声波气体传感器中空心管的管道横截面积不变——比如采用圆柱形管道，当同样流量和流速的气体流经这两个超声波气体传感器中的管道时，若两个超声波气体传感器的正、反两个方向的传播时间差相同，则第二个超声波气体传感器的管道横截面积被称为第一个超声波气体传感器的管道等效横截面积。

在实际工作中，当气室内的待测气体不流动时，微处理器能利用第一传播时间或第二传播时间来测算出待测气体的平均分子量，若待测气体是二元混合气体，还可进一步测算出待测气体中各气体的含量（即各气体的浓度）。当气室内的待测气体以一定的速度向某一方向流动时，微处理器则能利用所测量到的第一传播时间和第二传播时间测算出二者之间的时间差值，并进一步测算出待测气体流量的大小、流量方向，若待测气体是二元混合气体，同样还可进一步测算出待测气体中各气体的含量（即各气体的浓度）。

本实施例中，接收处理电路16对接收到的信号进行限幅放大，并用一屏蔽信号与经过限幅放大后的接收信号进行“或”或“与”运算，以屏蔽掉接收信号包络中的小振幅部分，从而检测出接收信号包络中大振幅部分的脉冲的到达时间。优选地，所述的接收信号包络中的小振幅部分为至少小于接收信号包络最大峰值60%的部分。上述的限幅放大后的接收信号参见图12中的C波形所示，上述的屏蔽信号参见图12中的D波形所示，微处理器17接收到的屏蔽后的接收信号参见图12中的E波形所示。

本实施例中，屏蔽信号采用高电平脉冲信号，屏蔽信号与激励超声波换能器的超声波信号同步发出，图12中的虚线表示发射驱动的开始时刻；屏蔽信号与限幅放大后的接收信号进行“或”运算，并且屏蔽信号屏蔽掉接收信号包络前段中的小振幅部分。该小振幅部分为至少小于接收信号包络最大峰值60%的部分，实际操作中可将小于接收信号包络最大峰值80%的包络前段部分都进行屏蔽。通过对限幅放大后的接收信号的包络前段振幅较小的部分进行屏蔽，使微处理器17只在接近包络中段最大振幅处才开始检测，从而大大降低噪声等干扰信号对检测结果的影响，大大提高信噪比，确保传感器的检测精度和抗干扰性。

由于设置了屏蔽信号来屏蔽掉接收信号包络中的小振幅部分，因此，微处理器17所检测到的接收信号包络中大振幅部分的脉冲的到达时间与超声波信号的实际传播时间之间会存在一个固定延时，即：微处理器17所检测到的传播时间是一个带有固定延时的传播时间。由于超声波气体传感器标定时，两个超声波换能器之间的距离、气体温度、以及气体分子量都是确定的，实际传播时间也因此可以计算确定。在标定时指定屏蔽信号后出现的脉冲群中的某个脉冲作为将要检测的脉冲，则此脉冲的到达时间与实际传播时间的固定延时就被确定下来。实际检测时，用此脉冲的到达时间减去上述固定延时，就得到了超声波信号的实际传播时间。

本实施例中，为提高超声波信号的发射强度，通过采用使超声波换能器两电极的电平同时交替切换的方法来激励超声波换能器发出超声波信号。在实际工作中，也可以通过提高超声波换能器驱动信号的电压值，使发射功率更大；还可以采用上述二种方法的组合等形式来提高超声波的发射强度。

本实施例中，考虑到温度对超声波的传播速度会产生影响，因此为了提高测量精度，还设置有用以检测待测气体温度的温度传感器14，温度传感器14可以设置在空心管11内腔壁上的凹槽中或者设置在任一个通气口中，温度传感器14连到微处理器17，微处理器17能根据温度传感器14的温度数据来修正测算结果。

采用上述技术方案的超声波气体传感器的量程范围能够达到200毫升/分钟，流量精度能够达到±20毫升/分钟甚至更高。

除上述各种实施例外，本发明还可以有其它实施方式，凡采用等同替换或等效变换形成的技术方案，均应属于本发明所要求的保护范围之内。

本发明的有益效果是：与目前已经面世的采用微差压传感器检测人体呼吸的随吸供氧式制氧机相比，本发明在制氧机中使用价格低廉且检测技术简单方便的超声波气体传感器作为呼吸检测的元件，从而以较低的成本实现了呼吸检测，进而实现随吸供氧，这能大大降低随吸供氧式制氧机的制造成本。并且，还能采用既能检测气体流量又能检测氧浓度的超声波气体传感器，可以进一步省掉氧浓度传感器的费用，进一步降低了制氧机成本。本发明能使随吸供氧技术从昂贵的便携式制氧机普及到数量更大、更为廉价的台式制氧机，使随吸供氧制氧机成为一种能让普通百姓消费得起的医疗保健产品，从而得到更加广泛的推广应用。