CN118043098A

CN118043098A - 一种医疗设备和检测呼气末正压的方法

Info

Publication number: CN118043098A
Application number: CN202280063115.8A
Authority: CN
Inventors: 刘京雷; 邹心茹; 马振源; 周小勇
Original assignee: Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Current assignee: Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Priority date: 2021-09-24
Filing date: 2022-07-05
Publication date: 2024-05-14
Also published as: EP4406574A1; US20240226478A1; WO2023045488A1; EP4406574A4

Abstract

一种医疗设备和检测呼气末正压的方法，获取医疗通气设备给患者通气时的气道压力和气体流速(1)，根据气体流速得到通气容积(2)，进而根据预设的呼吸力学方程，以及气道压力、气体流速和通气容积，计算得到总呼气末正压(3)。可见，呼气末正压的检测过程无需呼气保持操作，不打断正常的通气过程，且有创和无创通气均适合使用。

Description

一种医疗设备和检测呼气末正压的方法

技术领域

本发明涉及医疗领域，具体涉及一种医疗设备和检测呼气末正压的方法。

背景技术

正常呼吸过程中，呼气末肺处于松弛状态，此时呼吸系统内外压力相平衡，即肺泡内压与气道开口处的压力相等。但是患有慢性阻塞性肺疾病(COPD)等的病人在呼气阶段由于气道陷闭，存在呼气气流受限的问题，导致呼气气流提前终止，进而使得呼末肺容积增加，即呼气末肺泡内压大于气道开口处压力，产生内源性PEEP(即PEEPi)。机械通气时如果呼气时间过短，导致病人呼气呼不完全也会产生内源性PEEP(呼气末正压)。如果存在内源性PEEP，在病人自主吸气时首先要克服内源性PEEP，然后才能引起肺内压力低于气道开口处压力产生吸气气流。这样一是会增加患者吸气做功，二是容易引起无效触发(病人吸气努力无法克服内源性PEEP时)。

无创通气时主要面对的病人类型是COPD病人，而COPD病人也是临床上比较常产生PEEPi的病人。不过由于无创通气是开放气道，因此临床上无法使用呼吸保持的方法测量PEEPi。目前没有现成的在无创通气中测量PEEPi的方法。另外在有创通气过程中，一般通过手动进行呼气保持(关闭吸气阀和呼气阀，封闭气道)操作，使得肺内压力和气道压力平衡测量内源性PEEP。这种操作会打断病人正常通气，而且在病人有自主呼吸时往往无法准确测量。

发明内容

本发明主要提供一种医疗设备和检测呼气末正压的方法，能适用于有创、无创通气时呼气末正压的检测，无需呼气保持。

在一实施例中，提供了一种检测呼气末正压的方法,包括：

获取医疗通气设备给患者通气时的气道压力和气体流速；

根据所述气体流速得到通气容积；

根据预设的呼吸力学方程，以及所述气道压力、气体流速和通气容积，得到总呼气末正压；其中，所述呼吸力学方程至少由气道压力、气体流速、通气容积和总呼气末正压构建得到。

在一实施例中，提供了另一种检测内源性呼气末正压的方法，包括：

获取医疗通气设备给患者通气时患者的食道压数据，获取医疗通气设备给患者通气时患者的气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据；

根据所述气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据得到表征所述患者克服内源性呼气末正压的特征量；

根据所述食道压数据和所述特征量得到内源性呼气末正压。

在一实施例中，提供了一种医疗设备，包括：

压力传感器，采集患者在通气过程中的气道压力；

流量传感器，采集患者在通气过程中的气体流速；

处理器，用于通过所述压力传感器获取患者的气道压力；通过所述流量传感器获取患者的气体流速，并根据所述气体流速得到通气容积；根据预设的呼吸力学方程，以及所述气道压力、气体流速和通气容积，计算得到总呼气末正压；其中，所述呼吸力学方程至少由气道压力、气体流速、通气容积和总呼气末正压构建得到。

在一实施例中，提供了另一种医疗设备，包括处理器，还包括压力传感器，流量传感器，二氧化碳传感器或电阻抗传感器；

所述压力传感器用于采集患者在通气过程中的气道压力；

所述流量传感器用于采集患者在通气过程中的气体流速；

所述二氧化碳传感器用于采集患者在通气过程中的二氧化碳浓度；

所述电阻抗传感器用于采集患者在通气过程中的胸部电阻抗数据；

所述处理器用于：

获取呼吸支持系统给患者通气时患者的食道压数据，获取所述呼吸支持系统给患者通气时患者的气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据；

根据所述食道压数据和所述特征量得到内源性呼气末正压。

在一实施例中，提供了另一种医疗设备，包括：

存储器，用于存储程序；

处理器，用于通过执行所述存储器存储的程序以实现如上所述的方法。

在一实施例中，提供了一种计算机可读存储介质，包括程序，所述程序能够被处理器执行以实现如上所述的任意一种检测方法。

依据上述实施例的一种医疗设备和检测呼气末正压的方法，获取医疗通气设备给患者通气时的气道压力和气体流速，根据气体流速得到通气容积，进而根据预设的呼吸力学方程，以及气道压力、气体流速和通气容积，计算得到总呼气末正压。可见，呼气末正压的检测过程无需呼气保持操作，不打断正常的通气过程，且有创和无创通气均适合使用。

附图说明

图1为本发明提供的医疗设备一实施例的结构原理图；

图2为本发明提供的医疗设备一实施例的结构原理图；

图3为本发明提供的医疗设备一实施例的结构原理图；

图4为本发明提供的医疗设备一实施例的结构原理图；

图5为本发明提供的医疗设备一实施例的结构原理图；

图6为本发明提供的医疗设备一实施例的结构原理图；

图7为本发明提供的医疗设备一实施例的结构原理图；

图8为本发明提供的检测呼气末正压的方法一实施例的流程图；

图9为本发明提供的检测呼气末正压的方法一实施例的流程图；

图10为图8所示的方法中，气道压力、呼吸肌产生的压力、气体流速和通气容积的波形曲线图；

图11为图9所示的方法中，气道压力、食道压力、气体流速和二氧化碳浓度的波形曲线图。

具体实施方式

下面通过具体实施方式结合附图对本发明作进一步详细说明。其中不同实施方式中类似元件采用了相关联的类似的元件标号。在以下的实施方式中，很多细节描述是为了使得本申请能被更好的理解。然而，本领域技术人员可以毫不费力的认识到，其中部分特征在不同情况下是可以省略的，或者可以由其他元件、材料、方法所替代。在某些情况下，本申请相关的一些操作并没有在说明书中显示或者描述，这是为了避免本申请的核心部分被过多的描述所淹没，而对于本领域技术人员而言，详细描述这些相关操作并不是必要的，他们根据说明书中的描述以及本领域的一般技术知识即可完整了解相关操作。

另外，说明书中所描述的特点、操作或者特征可以以任意适当的方式结合形成各种实施方式。同时，方法描述中的各步骤或者动作也可以按照本领域技术人员所能显而易见的方式进行顺序调换或调整。因此，说明书和附图中的各种顺序只是为了清楚描述某一个实施例，并不意味着是必须的顺序，除非另有说明其中某个顺序是必须遵循的。

本文中为部件所编序号本身，例如“第一”、“第二”等，仅用于区分所描述的对象，不具有任何顺序或技术含义。而本申请所说“连接”、“联接”，如无特别说明，均包括直接和间接连接(联接)。

本发明提供的医疗设备，能够在通气过程中实时监测呼气末正压，且不需要呼气保持操作，不打断正常的通气过程，有创和无创通气均适合使用。具体的实现原理有两种，下面一一举例说明。

本发明一些实施例中公开了一种医疗设备，请参照图1-图4，该医疗设备包括处理器50，还可以包括压力传感器10、流量传感器30、二氧化碳传感器20和电阻抗传感器中的至少一种。

压力传感器10用于采集患者在通气过程中的气道压力。

流量传感器30用于采集患者在通气过程中的气体流速。

二氧化碳传感器20用于采集患者在通气过程中的二氧化碳浓度。

电阻抗传感器用于采集患者在通气过程中的胸部电阻抗数据。

本发明的医疗设备可以应用于多种场合，例如本发明的医疗设备在一些实施例中可以是监护仪或监护模块等，在一些实施例中可以是医疗通气设备，例如呼吸机和麻醉机等，在一些实施例中可以是具有运算处理能力的其他医疗设备，下面分别说明。

一些实施例中医疗设备可以是监护仪。

请参照图5，一些实施例中医疗设备可以具有独立的外壳，外壳面板上可以具有传感器接口区，其中传感器接口区可以集成多个传感器接口，用于与外部的各个生理参数传感器附件111连接。外壳面板上还可以包括小型IXD显示器区、显示器70、输入接口电路122和报警电路120(如LED报警区)等中的一个或多个。医疗设备具有用于与病人监护仪、呼吸机、麻醉机等医疗设备主机进行通讯和从医疗设备主机取电的对外通讯接口119和电源接口116。气道压力、气体流速通常由呼吸机/麻醉机中的传感器采集，故医疗设备可以通过与呼吸机/麻醉机通信，获得患者在通气过程中的气道压力、气体流速。医疗设备可以设置二氧化碳传感器或电阻抗传感器，进而可以采集患者在通气过程中的二氧化碳浓度或胸部电阻抗数据等。当然，二氧化碳传感器或电阻抗传感器也可以设置在其他设备(例如呼吸机)中，医疗设备通过与其他设备通信获得二氧化碳浓度或胸部电阻抗数据。医疗设备还可以支持外插参数模块，可以通过插入参数模块形成插件式监护仪主机，作为监护仪的一部分，也可以通过电缆与主机连接，外插参数模块作为监护仪外置的一个配件。医疗设备的内部电路置于外壳内，可以包括一个或多个生理参数对应的信号采集电路112和前端信号处理电路113，信号采集电路112可以选自于心电电路、呼吸电路、体温电路、血氧电路、无创血压电路和有创血压电路等等，这些信号采集电路112分别与相应的传感器接口电连接，用于电连接到不同的生理参数对应的传感器附件111，其输出端耦合到前端信号处理电路113，前端信号处理电路113的通讯口耦合到处理器50，处理器50与对外通讯接口119和电源接口116电连接。各种生理参数对应的传感器附件111和信号采集电路112可采用现有技术中的通用电路，前端信号处理电路113完成信号采集电路112输出信号的采样和模数转换，并输出控制信号控制生理信号的测量过程，这些参数包括但不限于：心电，呼吸，体温，血氧，无创血压和有创血压参数。前端信号处理电路113可采用单片机或其它半导体器件实现。前端信号处理电路113可由隔离电源供电，采样得到的数据经过简单处理打包后，通过隔离通讯接口发送至处理器50，例如前端信号处理电路113可以通过隔离电源接口114和通讯接口115耦合到处理器50上。前端信号处理电路113由隔离电源供电的原因是通过变压器隔离的DC/DC电源，起到了隔离患者与供电设备的作用，主要目的是：1、隔离患者，通过隔离变压器，将应用部分浮地，使患者漏电流足够小；2、防止除颤或电刀应用时的电压或能量影响主控板等中间电路的板卡及器件(用爬电距离和电气间隙保证)。当然，前端信号处理电路113还可以通过电缆直接与处理器50连接。处理器50用于完成生理参数的计算，并通过对外通讯接口119将参数的计算结果和波形发送到主机(如带显示器的主机、PC机、中央站等等)；其中处理器50可以通过电缆直接与对外通讯接口119连接以进行通讯，以及通过电缆直接与电源接口116连接以进行取电；医疗设备还可以包括电源和电池管理电路117，电源和电池管理电路117通过电源接口116从主机取电，并经过处理后供应给处理器50，例如整流和滤波等；电源和电池管理电路117还可以对通过电源接口116从主机所取得的电进行监测、管理和供电保护。对外通讯接口119可以是以太网(Ethernet)、令牌环(Token Ring)、令牌总线(Token Bus)以及作为这三种网的骨干网光纤分布数据接口(FDDI)构成的局域网接口中的一个或其组合，还可以是红外、蓝牙、wifi、WMTS通讯等无线接口中的一个或其组合，或者还可以是RS232、USB等有线数据连接接口中的一个或其组合。对外通讯接口119也可以是无线数据传输接口和有线数据传输接口中的一种或两种的组合。主机可以是监护仪的主机、计算机等任何一个计算机设备，安装配合的软件，就能够组成一个监护设备。主机还可以是通讯设备，例如手机，医疗设备通过蓝牙接口将数据发送到支持蓝牙通讯的手机上，实现数据的远程传输。处理器50完成生理参数的计算后，还可判断生理参数是否异常，若异常，可以通过报警电路120进行报警。

以上是医疗设备为病人监护仪的一些说明。

一些实施例中医疗设备也可以是呼吸机，呼吸机是一种人工的机械通气装置，用以辅助或控制患者的自主呼吸运动，以达到肺内气体交换的功能，降低人体的消耗，以利于呼吸功能的恢复。请参照图6，其示出了一种有创呼吸机，一些实施例中医疗设备还可以包括呼吸支持系统和显示器70，呼吸支持系统用于给患者通气以提供呼吸支持。呼吸支持系统可以包括：呼吸接口211、气源接口212、呼吸回路和呼吸辅助装置。

呼吸回路将气源接口212和患者的呼吸系统选择性连通。一些实施例中如有创呼吸机，呼吸回路包括呼气支路213a和吸气支路213b，呼气支路213a连接在呼吸接口211 和排气口213c之间，用于将患者呼出的气导出到排气口213c。排气口213c可以通到外界环境，也可以通道专用的气体回收装置中。一些实施例中如无创呼吸机，呼吸回路包括吸气支路213b但无需呼气支路213a。气源接口212用于与气源(图中未示出)连接，气源用以提供气体，该气体通常可采用氧气和空气等；一些实施例中，该气源可以采用压缩气瓶或中心供气源，通过气源接口212为呼吸机供气，供气种类有氧气O2和空气等，气源接口212中可以包括压力表、压力调节器、流量计、减压阀和空气-氧气比例调控保护装置等常规组件，分别用于控制各种气体(例如氧气和空气)的流量。当然，对于电动式呼吸机，气源也可以采用涡轮，通过涡轮输出气体给气源接口212。吸气支路213b连接在呼吸接口211和气源接口212之间，用于为患者提供氧气或空气，例如从气源接口212输入的气体进入吸气支路213b中，然后通过呼吸接口211进入患者的肺部。呼吸接口211是用于将患者连接到呼吸回路，除了将由吸气支路213b传输过来的气体导入到患者外，对于有创呼吸机其还可以将患者呼出的气体通过呼气支路213a导入到排气口213c，而对于无创呼吸机其还可以直接将患者呼出的气体排出；根据情况，呼吸接口211可以是鼻插管或用于佩戴在口鼻上的面罩。呼吸辅助装置与气源接口212和呼吸回路连接，控制将外部气源提供的气体通过所述呼吸回路输送给患者；有创呼吸机的实施例中呼吸辅助装置可以包括呼气控制器214a和吸气控制器214b，无创呼吸机的实施例中呼吸辅助装置可以包括吸气控制器214b。呼气控制器214a设置在呼气支路213a上，用于根据控制指令接通呼气支路213a或关闭呼气支路213a，或控制患者呼出气体的流速或压力。具体实现时，呼气控制器214a可以包括呼气阀、单向阀、流量控制器、PEEP阀等能实现对流量或压力控制的器件中的一个或多个。吸气控制器214b设置在吸气支路213b上，用于根据控制指令接通吸气支路213b或关闭吸气支路213b，或控制输出气体的流速或压力。具体实现时，吸气控制器214b可以包括呼气阀、单向阀或流量控制器等能实现对流量或压力控制的器件中的一个或多个。

存储器215可以用于存储数据或者程序，例如用于存储传感器所采集的数据、处理器经计算所生成的数据或处理器所生成的图像帧，该图像帧可以是2D或3D图像，或者存储器215可以存储图形用户界面、一个或多个默认图像显示设置、用于处理器的编程指令。存储器215可以是有形且非暂态的计算机可读介质，例如闪存、RAM、ROM、EEPROM等。

一些实施例中处理器50用于执行指令或程序，对呼吸辅助装置、气源接口212和/或呼吸回路中的各种控制阀进行控制，或对接收的数据进行处理，生成所需要的计算或判断结果，或者生成可视化数据或图形，并将可视化数据或图形输出给显示器70进行显示。

以上是医疗设备为呼吸机的一些描述，需要说明的是，上面图6只是呼吸机的一种例子，这并不用于限定呼吸机只能是如此的结构。

一些实施例中医疗设备也可以是麻醉机，该麻醉机主要用于提供麻醉气体，并将麻醉气体通过呼吸器送至患者的呼吸系统，并对麻醉气体吸入量进行控制。请参照图7，一些实施例的医疗设备还可以包括呼吸支持系统、麻药输出装置330、存储器350和显示器70。呼吸支持系统用于给患者通气以提供呼吸支持。呼吸支持系统可以包括：呼吸接口311、气源接口312、呼吸辅助装置320和呼吸回路。

气源接口312用于与气源(图中未示出)连接，气源用以提供气体。该气体通常可采用氧气、氧化亚氮(笑气)或空气等。一些实施例中，该气源可以采用压缩气瓶或中心供气源，通过气源接口312为麻醉机供气，供气种类有氧气O2、笑气N2O、空气等。气源接口312中可以包括压力表、压力调节器、流量计、减压阀和N2O-O2比例调控保护装置等常规组件，分别用于控制各种气体(例如氧气、笑气和空气)的流量。气源接口312输入的气体进入呼吸回路中，和呼吸回路中原有的气体组成混合气体。

呼吸辅助装置320用于为患者的非自主呼吸提供动力，维持气道通畅。一些实施例中呼吸辅助装置320与气源接口312和呼吸回路连接，控制将外部气源提供的气体通过所述呼吸回路输送给患者。一些具体实施例中，呼吸辅助装置320将气源接口312输入的新鲜气体和呼吸回路中患者呼出的气体以及麻药输出装置330输出的麻醉药物混合后经吸气支路340b输出到呼吸接口311，以驱动患者吸气，并通过呼气支路340a接收患者呼出的气体。在具体实施例中，呼吸辅助装置320通常包括机控通气模块，机控通气模块的气流管道和呼吸回路连通。在手术过程中的麻醉维持阶段或患者未恢复自主呼吸的状态下，采用机控通气模块为患者提供呼吸的动力。在有的实施例中，呼吸辅助装置320还包括手动通气模块，手动通气模块的气流管道和呼吸回路连通。在手术过程中对患者插管之前的诱导阶段，通常需要采用手动通气模块对患者进行呼吸辅助。当呼吸辅助装置320同时包括机控通气模块和手动通气模块时，可通过机控或手控开关(例如一个三通阀)来切换机控或手动通气模式，以便将机控通气模块或手动通气模块和呼吸回路连通，从而控制患者的呼吸。本领域技术人员应当理解，可以根据具体的需要，麻醉机中可以只包括机控通气模块或手动通气模块。

麻药输出装置330用于提供麻醉药物，通常情况下，麻醉药物以气体的形式混合到气源接口312引入的新鲜空气中，并被一起输送到呼吸回路中。在一种具体实施例中，麻药输出装置330采用麻药挥发罐实现。麻药通常为液态，存储在麻药挥发罐中，可选的，麻药挥发罐中可包括加热装置，用于加热麻药使之挥发，产生麻药蒸汽，麻药输出装置330与气源接口312的管路连通，麻药蒸汽和气源接口312引入的新鲜空气混合，然后被一起输送到呼吸回路中。

一些实施例中呼吸回路可以包括吸气支路340b、呼气支路340a和钠石灰罐340c，吸气支路340b和呼气支路340a连通构成一闭合回路，钠石灰罐340c设置在呼气支路340a的管路上。气源接口312引入的新鲜空气的混合气体由吸气支路340b的入口输入，通过设置在吸气支路340b的出口处的呼吸接口311提供给患者。呼吸接口311可以是面罩、鼻插管或气管插管。在较佳的实施例中，吸气支路340b上设置有单向阀，该单向阀在吸气相时打开，在呼气相时关闭。呼气支路340a也上设置有单向阀，该单向阀在吸气相时关闭，在呼气相时打开。呼气支路340a的入口和呼吸接口311连通，当患者呼气时，呼出的气体经呼气支路340a进入钠石灰罐340c中，呼出的气体中的二氧化碳被钠石灰罐340c中的物质滤除，滤除二氧化碳后的气体再循环进入吸气支路340b中。

存储器350可以用于存储数据或者程序，例如用于存储各传感器所采集的数据、处理器经计算所生成的数据或处理器所生成的图像帧，该图像帧可以是2D或3D图像，或者存储器350可以存储图形用户界面、一个或多个默认图像显示设置、用于处理器的编程指令。存储器350可以是有形且非暂态的计算机可读介质，例如闪存、RAM、ROM、EEPROM等。

处理器50用于执行指令或程序，对呼吸辅助装置320、气源接口310和/或呼吸回路中的各种控制阀进行控制，或对接收的数据进行处理，生成所需要的计算或判断结果，或者生成可视化数据或图形，并将可视化数据或图形输出给显示器70进行显示。

以上是医疗设备为麻醉机的一些描述，需要说明的是，上面图7只是麻醉机的一种例子，这并不用于限定麻醉机只能是如此的结构。

医疗设备检测呼气末正压，可以采用图8的方法，也可以采用图9的方法，本实施例以图8为例进行说明，其包括如下步骤：

步骤1、获取医疗通气设备给患者通气时的气道压力和气体流速。医疗设备为呼吸机或麻醉机，则如图1所示，其包括：压力传感器10，处理器20和流量传感器30，还可以包括图6或图7中的硬件。压力传感器10可以置于与患者气道连通的部位，例如可以设置在医疗通气设备的管路中，也可以设置在呼吸面罩上。呼吸支持系统给患者通气(提供呼吸支持)时，压力传感器10采集患者的气道压力。流量传感器30也可以设置于与患者气道连通的部位，例如设置在呼吸接口或呼吸回路等处。呼吸支持系统给患者通气时，流量传感器30采集通气的气体流速，即采集到了气体流速，根据管道的内径也就知道了气体流量，再根据时间也就知道了通气容积等。处理器50获取压力传感器10采集的患者的气道压力；获取流量传感器30采集的患者的气体流速。医疗设备为监护仪，则监护仪与医疗通气设备通信连接，其可以包括如图1所示的压力传感器10，处理器20和流量传感器30，还可以包括图5中的硬件。监护仪的处理器50通过自身的压力传感器10获取患者的气道压力；通过自身的流量传感器30获取患者的气体流速。当然有的实施例中，压力传感器10和流量传感器30不是监护仪必须的，监护仪的处理器50可以接收医疗通气设备的压力传感器采集的患者的气道压力，可以接收医疗通气设备的流量传感器采集的患者的气体流速。

由于无需做呼气保持操作，压力传感器10可以实时的采集患者的气道压力，流量传感器30可以实时的采集通气的气体流速。

步骤2、处理器50根据气体流速得到通气容积，例如，处理器50在时间上对气体流速进行积分，即可得到通气容积，即呼吸支持系统输出气体的容积。处理器50可以对实时的气体流速进行计算得到实时的通气容积。呼吸力学方程中，对于有创通气，通常通气的密封性好，传感器采集的气体流速能反映出进入患者体内的气体的量；而对于无创通气，由于其通气方式的特点导致气体存在泄漏，因此可以对传感器采集的气体流速做补偿处理，以得到实际流速，进而通过呼吸力学方程计算得到总呼末正压。具体的，处理器50获取无创通气时的气体泄漏量，该气体泄漏量可以是病人端泄漏，通过总泄漏量减去系统泄漏量得到。

步骤3、处理器50根据预设的呼吸力学方程，以及气道压力、气体流速和通气容积，得到总呼气末正压PEEPtot；其中，呼吸力学方程至少由气道压力Paw、呼吸肌产生的压力Pmus、气体流速Flow、通气容积Volume和总呼气末正压PEEPtot构建得到。上述内容可知，气道压力和气体流速均是患者在正常通气时采集或计算得到的，故呼气末正压的检测过程无需呼气保持操作，不打断正常的通气过程，且有创和无创通气均适合使用。医疗通气设备给患者通气时，在呼气末期让患者的呼吸道保持一定的正压，能避免肺泡早期闭合，使一部分因渗出、肺不张等原因失去通气功能的肺泡复张，使减少的功能残气量增加，达到提高氧合的目的。总呼气末正压PEEPtot通常由外源性呼气末正压PEEPe和内源性呼气末正压PEEPi两部分构成。外源性呼气末正压PEEPe顾名思义是外部原因造成的呼气末期患者呼吸道的正压，通常是医疗通气设备给患者通气时产生的，用户通过设置医疗通气设备可以调节外源性呼气末正压PEEPe的大小。而内源性呼气末正压PEEPi是内部原因如患者的肺部情况造成的呼气末期患者呼吸道的正压。外源性呼气末正压PEEPe和内源性呼气末正压PEEPi最终叠加形成了总呼气末正压PEEPtot。

处理器50可以通过连接的显示器70显示总呼气末正压PEEPtot，便于医生查看。由于气道压力和气体流速可以由对应的传感器实时获取，处理器50可实时计算通气容积，进而实时计算得到总呼气末正压PEEPtot，因此显示器70显示的总呼气末正压PEEPtot可以是实时的，有利于医生对患者通气情况的掌握，有利于对呼吸、麻醉等进行准确的控制，提高了对患者通气的安全性。

呼吸系统可简化为一阶RC系统，其中R代表呼吸系统的阻力(呼吸系统粘性阻力)，C代表呼吸系统的顺应性(也可以用呼吸系统弹性阻力E表示)。机械通气时，呼吸驱动主要来自两方面，一是呼吸机或麻醉机的驱动力减去气道压力(Paw),二是病人呼吸机的收缩(Pmus)。根据一阶模型可得所述呼吸力学方程为：

PEEPtot＝k4*Paw+k1*Pmus-k2*Flow*R-k3*Volume*E；

其中：

Paw为气道压力，机械通气时可由气道压力传感器直接测量得到；

Flow为气体流速，可由流量传感器测量得到；

Volume为通气容积，为气体流速的积分；

k1、k2、k3和k4均为预设的经验系数，各个经验系数之间可以相同也可以不同，经验系数可以内置在系统中，也可以由用户(如医护人员)进行设置。在一实施例中，k1、k2、k3和k4可以均为1。

PEEPtot为总呼气末正压(即，总PEEP)，等于外源性呼气末正压PEEPe(外源性PEEP，即气道压力监测的PEEP)和内源性呼气末正压PEEPi(内源性PEEP)之和；

Pmus为患者呼吸肌产生的压力；

R为患者呼吸系统粘性阻力，通常采用一常数；

E为患者呼吸系统弹性阻力，通常采用一常数。

呼吸力学方程中各个变量的曲线图如图10所示。本步骤可以通过解呼吸力学方程组的方式来实现。具体的，呼吸力学方程中PEEPtot、Pmus、R、E为未知量，其他为已知量，在病人吸气过程中Pmus是随时间变化的，那么通过测量得到一些列的Paw、Flow和Volume，可以得到多个方程：

PEEPtot＝k4*Paw(1)+k1*Pmus(1)-k2*Flow(1)*R-k3*Volume(1)*E，

PEEPtot＝k4*Paw(2)+k1*Pmus(2)-k2*Flow(2)*R-k3*Volume(2)*E，

……

PEEPtot＝k4*Paw(n)+k1*Pmus(n)-k2*Flow(n)*R-k3*Volume(n)*E；

换而言之，处理器50将不同时刻的多组气道压力Paw、气体流速Flow和通气容积Volume作为已知量分别代入到预设的呼吸力学方程中，得到未知量为呼吸肌产生的压力Pmus与总呼气末正压PEEPtot的方程组。

以n组Paw、Flow和Volume数据为例，可得到n个方程，但是有n+3个未知数，因此要使得方程组可解，本发明创造性的将Pmus简化，例如按照自主呼吸生理特点将Pmus简化为已知的函数(曲线)，换而言之，在呼吸力学方程中，呼吸肌产生的压力为与时间成预设函数关系的未知量，虽然是未知量但也有其规律(与时间成预设函数关系)。预设函数关系可以包括：指数函数、三角函数、分段函数和多项式函数中的一种或多种的组合。按照自主呼吸生理特点，如图10所示，Pmus的绝对值的变化趋势是：由小变大，之后再由大变小。因此，可以选取一个指数函数来模拟由小变大这一段，再选取另一个指数函数来模拟由大变小这一段，当然，这两个指数函数实际上就构成了一个分段函数。也可以选取一个一次函数来模拟由小变大这一段，再选取另一个一次函数来模拟由大变小这一段，同样的，这两个一次函数实际上就构成了一个分段函数。还可以选取三角函数、多次多项式函数等来模拟。选取的具体函数关系不同，未知数的数量也就不同。如正弦函数(如s in(b ₀+b ₁t))、余弦函数、二次多项式函数(如a ₁t+a ₂t ²)来模拟Pmus可以将未知数简化为5个。本实施例以抛物线(二次多项式函数)来简化Pmus为例，上述方程组可简化为：

Y＝[Paw(1),Paw(2)，…，Paw(n)] ^T

F＝[Flow(1),Flow(2)，…，Flow(n)] ^T

V＝[Volume(1),Volume(2)，…，Volume(n)] ^T

令：X＝[F,V,1,t,t ²],A＝[R,E,PEEPtot,a ₁,a ₂] ^T，

则用矩阵Y＝X*A可表示上述方程组，解上述方程组，即进行矩阵求解即可得到总呼气末正压PEEPtot。具体的，一般吸气过程数据采样点的个数(Paw、Flow和Volume数据的组数)远大于5个，因此该方程组为超定方程组，即，n的数量满足解n+3个超定方程的需要，若R和E已知，则满足解n+1个超定方程的需要，超定方程组的最优解可通过如下过程求解：

Y＝X*A，则X ^T*Y＝X ^T*X*A，其中X ^T*X为5*5的矩阵，其可进行求逆运算，因此可解得：

A＝(X ^T*X) ^-1X ^T*Y，

经过矩阵求解后可得PEEPtot。

进一步的，为了提高求解结果的准确性和有效性，在解方程组的过程中可加入一个或多个约束条件，即，处理器50在计算总呼气末正压PEEPtot时，还用于将吸气起始时刻和结束时刻的呼吸肌产生的压力Pmus均设为0(见图10中Pmus的波形)；和/或，设内源性呼气末正压PEEPi大于等于0；和/或，对于无自主呼吸的患者，将呼吸肌产生的压力Pmus设为0，当然把对应的经验系数k1设置为0也可以；和/或，将呼吸系统粘性阻力R和呼吸系统弹性阻力E限定在预设的合理范围内。预设的合理范围可根据实际情况、临床经验等进行设置。这4个约束条件可选取其中的一个或多个作为解方程组时的约束条件，从而更加准确可靠的解得PEEPtot。

得到总呼气末正压PEEPtot则便于医生设置呼气末正压，例如，处理器50根据总呼气末正压PEEPtot得到医疗通气设备的呼吸支持系统用于设置呼气末正压的推荐值，进而处理器50通过显示器显示该推荐值。医护人员看到推荐值后，可以通过输入装置发出用于将推荐值设置为呼气末正压的指令，处理器50通过输入装置接收到该指令后，响应于该指令，将推荐值设置为呼气末正压，以使医疗通气设备的呼吸支持系统基于推荐值给患者通气。当然，设置推荐值也可以自动进行，例如处理器50自动设置该推荐值，以使呼吸支持系统基于该推荐值给患者通气。外源性呼气末正压PEEPe通常是医疗通气设备产生的，需要进行设置，故本实施例中，上述推荐值为用于设置外源性呼气末正压PEEPe的推荐值。通常该推荐值是总呼气末正压PEEPtot的70-80％。

在一些实施例中，还可以基于总呼气末正压PEEPtot计算内源性呼气末正压PEEPi，如图8所示，还可以包括如下步骤：

步骤4、处理器50根据气道压力Paw得到外源性呼气末正压PEEPe，利用气道压力Paw计算得到外源性呼气末正压PEEPe的具体方法采用现有技术即可，本发明不做赘述。如上所述，气道压力Paw可以是实时采集得到的，处理器可以根据实时的气道压力Paw计算得到实时的外源性呼气末正压PEEPe。

步骤5、处理器50将总呼气末正压PEEPtot减去外源性呼气末正压PEEPe，得到内源性呼气末正压PEEPi。由于总呼气末正压PEEPtot和外源性呼气末正压PEEPe均可实时计算得到，因此内源性呼气末正压PEEPi也能实时计算得到。现有技术常采用的呼气保持的方式测内源性呼气末正压PEEPi，不仅需要打断病人的通气，而且无法做到实时测量，而本发明采用的上述方法无需呼气保持，而且能实时得到内源性呼气末正压PEEPi，且不受有创、无创通气的限制，非常方便。

处理器50通过连接的显示器可以显示总呼气末正压PEEPtot，也可以显示内源性呼气末正压PEEPi，还可以两者都显示，便于医生掌握病人的通气情况。由于总呼气末正压PEEPtot和内源性呼气末正压PEEPi可以实时得到，因此显示的总呼气末正压PEEPtot和/或内源性呼气末正压PEEPi可以是实时的，时效性好，有利于医生对病人的诊疗。

处理器50还可以判断总呼气末正压PEEPtot是否超过第一预设值，若是则通过显示器显示报警信息；还可以判断内源性呼气末正压PEEPi是否超过第二预设值，若是则通过显示器显示报警信息。第一预设值和第二预设值可根据需要进行设置。如此，能避免患者的总呼气末正压PEEPtot、内源性呼气末正压PEEPi过高，提高了通气的安全性。

医疗设备检测呼气末正压，除了采用图8的方法，也可以采用图9的方法。在机械通气中能够实时监测食道压Pes，则可以通过食道压Pes来计算PEEPi。临床上一般用食道压来近似胸腔内压。当病人存在PEEPi时，进行吸气努力时首先要克服内源性呼气末正压PEEPi，才能引起吸气流速，如图11中1点到2点的食道压下降了△Pes，自主吸气产生大小为△Pes的压力没有引起流速上升，也就是没有产生吸气流速，因此该压力差为克服PEEPi的压力。所以PEEPi≈△Pes。因此可以用这种方法来实时监测PEEPi。1点不需要特殊识别，该点为食道压基线值，也就是呼气期间食道压的平稳值。2点时刻可以从流速数据识别，也就是病人流速过零的点。另外2点时刻也可以通过CO ₂波形曲线确定，不过一般CO ₂波形曲线存在延时，该延时大小相对比较确定，所以也可以通过CO ₂波形曲线确定2点时刻。图11为示意图，为了方便解释，已经把CO ₂和压力及流速波形曲线进行时间上的对齐。下面结合图9进行具体阐述。

图9的方法包括如下步骤：

步骤1’、处理器50获取医疗通气设备的呼吸支持系统给患者通气时患者的食道压数据，食道压数据可以由处理器50所属的医疗设备采集得到，也可以由处理器50所属的医疗设备通过与其他设备(如医疗通气设备、监护仪等)通信，从其他设备获取。处理器50还获取呼吸支持系统给患者通气时患者的目标参数数据。目标参数数据可以是气体流速数据，也可以是气道压数据，还可以是二氧化碳浓度数据，还可以是胸部电阻抗数据。相应的，目标参数数据可由医疗设备自身的传感器采集得到，如医疗设备包括处理器50，还包括压力传感器10、流量传感器30、二氧化碳传感器20和电阻抗传感器中的至少一种(如图2-4所示)；当然一些实施例中，目标参数数据也可以由医疗设备通过与其他设备(如医疗通气设备、监护仪等)通信，从其他设备获取。

步骤2’、处理器50根据目标参数数据得到表征患者克服内源性呼气末正压的特征量。特征量可以有多种具体的表现形式，例如目标时间点、目标时间点对应的目标参数、目标时间段、目标时间段对应的目标参数等。本实施例以特征量为目标时间点为例进行说明，处理器50可根据气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据识别到患者吸气实质开始的时间点作为目标时间点，如图11中流速从纵坐标的负值变为正值的时间点(流速的正负表示流速的方向)，与点2对应，也就是开始有气体进入患者体内的时间点。点1虽然开始了吸气，但由于内源性呼气末正压PEEPi的存在，实际上气体还无法进入到患者肺部。可见，目标参数数据至少包括了吸气阶段气体流速转正前后的目标参数(气体流速，气道压、二氧化碳浓度或胸部电阻抗)，根据这些目标参数可以确定目标时间点。例如，目标参数数据至少可以包括吸气开始后一段时间内的目标参数，这段时间内的目标参数可以是一个呼吸周期内的数据，由于各个呼吸周期患者的数据基本差异不大，故其也可以是不同呼吸周期内的数据。为了提高实时性，处理器50获取的目标参数数据可以是对应传感器实时采集的，即目标参数数据可以是实时的数据。食道压数据至少可以包括呼气阶段一个或多个时刻的食道压，以及吸气开始后一段时间内的食道压，同样的，不同时刻的食道压可以来自一个呼吸周期也可以来自不同的呼吸周期。为了提高实时性，处理器50获取的食道压数据可以是对应传感器实时采集的，即食道压数据可以是实时的数据。

确定目标时间点的具体方法有多种，例如，处理器50可以根据气体流速数据得到气体流速的变化趋势(如图11中的波形曲线)，根据变化趋势即可确定吸气阶段气体流速转正的目标时间点，见图11中气体流速直线升高的时间点；当然，也可以根据气体流速数据的大小直接确定气体流速转正的目标时间点，如气体流速正的最大值对应的时间点。

又例如，处理器50根据气道压数据得到吸气阶段气道压的最小值，处理器50可以根据气道压数据得到气道压Paw的变化趋势(如图11中的波形曲线)，根据变化趋势即可确定吸气阶段气道压的最小值，见图11中气道压Paw波形的最低点；当然，也可以根据气道压数据的大小直接确定气道压Paw的最小值。处理器50将该最小值对应的时刻作为目标时间点。

又例如，处理器50可以根据二氧化碳浓度数据，例如图11中二氧化碳浓度的变化趋势(如波形曲线)，得到高二氧化碳浓度转为低二氧化碳浓度的时刻，将该时刻作为目标时间点。具体的，可以根据二氧化碳浓度的变化趋势得到二氧化碳浓度下降速度最快的时刻，将二氧化碳浓度下降速度最快的时刻为目标时间点。当然，处理器50也可以根据二氧化碳浓度数据，例如图11中二氧化碳浓度的变化趋势，将二氧化碳浓度开始小于预设浓度阈值的时刻作为目标时间点。预设浓度阈值可以根据需要设置，例如是二氧化碳浓度峰值的1/3等。

还例如，处理器50根据胸部电阻抗数据得到胸部电阻抗波形，根据胸部电阻抗波形得到胸部电阻抗波形中各点的斜率，将斜率开始大于预设斜率阈值的时刻作为目标时间点。预设斜率阈值可以根据需要设置。

当然，目标时间点的确定还可以采用其他方式，上述确定目标时间点的方法只是举例说明。

步骤3’、处理器50根据食道压数据和特征量得到内源性呼气末正压，本实施例中处理器50根据食道压数据和目标时间点得到内源性呼气末正压。具体的，处理器50根据食道压数据得到呼气阶段食道压的平稳值；例如，处理器50根据食道压数据得到食道压的变化趋势(如波形曲线)，根据该变化趋势得到呼气阶段食道压的平稳值。如图11所示，呼气阶段食道压Pes基本没有变化，此时食道压比较平稳(图中的Pes基线)，可取这段时间内的一食道压值或平均值等作为所述平稳值，也就是确定了点1的食道压。处理器50将目标时间点对应的食道压与平稳值的压力差确定为内源性呼气末正压，即，将点2的食道压减去点1的食道压，差值即为内源性呼气末正压PEEPi。处理器50还可以通过连接的显示器显示计算得到的内源性呼气末正压PEEPi。同样的，由于食道压数据和目标参数数据可实时获取，因此内源性呼气末正压PEEPi可实时计算得到，显示的内源性呼气末正压PEEPi可以是实时的，时效性好，有利于医生对病人的诊疗。

图9所示的方法将没有引起气体流速增加的吸气努力(压力差)作为PEEPi，计算过程简单可靠，整个过程无需呼气保持操作，不打断正常的通气过程，且有创和无创通气均适合使用。

在一些实施例中，医疗设备可以包括上述处理器但不包括上述的各种传感器或不包括上述的部分传感器，气道压力、气体流速、二氧化碳浓度、胸部电阻抗等传感器采集的数据部分或全部由处理器从其他设备获取。例如医疗设备为监护仪，其从呼吸机或麻醉机获取气道压力、气体流速、二氧化碳浓度等数据，通过电阻抗传感器采集胸部电阻抗等数据，从而执行上述步骤实现呼气末正压的检测；又例如医疗设备可以是其他具备数据处理能力的设备，如各类型的电脑、中央站、超声成像设备等，其从呼吸机或麻醉机获取气道压力、气体流速、二氧化碳浓度等数据，从监护仪获取胸部电阻抗等数据，从而执行上述步骤实现呼气末正压的检测。

本领域技术人员可以理解，上述实施方式中各种方法的全部或部分功能可以通过硬件的方式实现，也可以通过计算机程序的方式实现。当上述实施方式中全部或部分功能通过计算机程序的方式实现时，该程序可以存储于一计算机可读存储介质中，存储介质可以包括：只读存储器、随机存储器、磁盘、光盘、硬盘等，通过计算机执行该程序以实现上述功能。例如，将程序存储在设备的存储器中，当通过处理器执行存储器中程序，即可实现上述全部或部分功能。另外，当上述实施方式中全部或部分功能通过计算机程序的方式实现时，该程序也可以存储在服务器、另一计算机、磁盘、光盘、闪存盘或移动硬盘等存储介质中，通过下载或复制保存到本地设备的存储器中，或对本地设备的系统进行版本更新，当通过处理器执行存储器中的程序时，即可实现上述实施方式中全部或部分功能。

本文参照了各种示范实施例进行说明。然而，本领域的技术人员将认识到，在不脱离本文范围的情况下，可以对示范性实施例做出改变和修正。例如，各种操作步骤以及用于执行操作步骤的组件，可以根据特定的应用或考虑与系统的操作相关联的任何数量的成本函数以不同的方式实现(例如一个或多个步骤可以被删除、修改或结合到其他步骤中)。

另外，如本领域技术人员所理解的，本文的原理可以反映在计算机可读存储介质上的计算机程序产品中，该可读存储介质预装有计算机可读程序代码。任何有形的、非暂时性的计算机可读存储介质皆可被使用，包括磁存储设备(硬盘、软盘等)、光学存储设备(CD-ROM、DVD、Blu Ray盘等)、闪存和/或诸如此类。这些计算机程序指令可被加载到通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理设备上以形成机器，使得这些在计算机上或其他可编程数据处理装置上执行的指令可以生成实现指定的功能的装置。这些计算机程序指令也可以存储在计算机可读存储器中，该计算机可读存储器可以指示计算机或其他可编程数据处理设备以特定的方式运行，这样存储在计算机可读存储器中的指令就可以形成一件制造品，包括实现指定功能的实现装置。计算机程序指令也可以加载到计算机或其他可编程数据处理设备上，从而在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生一个计算机实现的进程，使得在计算机或其他可编程设备上执行的指令可以提供用于实现指定功能的步骤。

虽然在各种实施例中已经示出了本文的原理，但是许多特别适用于特定环境和操作要求的结构、布置、比例、元件、材料和部件的修改可以在不脱离本披露的原则和范围内使用。以上修改和其他改变或修正将被包含在本文的范围之内。

前述具体说明已参照各种实施例进行了描述。然而，本领域技术人员将认识到，可以在不脱离本披露的范围的情况下进行各种修正和改变。因此，对于本披露的考虑将是说明性的而非限制性的意义上的，并且所有这些修改都将被包含在其范围内。同样，有关于各种实施例的优点、其他优点和问题的解决方案已如上所述。然而，益处、优点、问题的解决方案以及任何能产生这些的要素，或使其变得更明确的解决方案都不应被解释为关键的、必需的或必要的。本文中所用的术语“包括”和其任何其他变体，皆属于非排他性包含，这样包括要素列表的过程、方法、文章或设备不仅包括这些要素，还包括未明确列出的或不属于该过程、方法、系统、文章或设备的其他要素。此外，本文中所使用的术语“耦合”和其任何其他变体都是指物理连接、电连接、磁连接、光连接、通信连接、功能连接和/或任何其他连接。

具有本领域技术的人将认识到，在不脱离本发明的基本原理的情况下，可以对上述实施例的细节进行许多改变。因此，本发明的范围应根据以下权利要求确定。

Claims

一种检测呼气末正压的方法,其特征在于，包括：

获取医疗通气设备给患者通气时的气道压力和气体流速；

根据所述气体流速得到通气容积；

根据预设的呼吸力学方程，以及所述气道压力、气体流速和通气容积，得到总呼气末正压；其中，所述呼吸力学方程至少由气道压力、气体流速、通气容积和总呼气末正压构建得到。
如权利要求1所述的方法,其特征在于，还包括：

根据所述气道压力得到外源性呼气末正压；

将所述总呼气末正压减去所述外源性呼气末正压，得到内源性呼气末正压。
如权利要求1或2所述的方法,其特征在于，所述呼吸力学方程至少由气道压力、呼吸肌产生的压力、气体流速、通气容积和总呼气末正压构建得到。
如权利要求1或2所述的方法,其特征在于，所述医疗通气设备给患者通气的方式为无创通气。
如权利要求4所述的方法,其特征在于，还包括：

获取无创通气时的气体泄漏量；

基于所述气体泄漏量对气体流速进行补偿处理。
如权利要求3所述的方法,其特征在于，所述呼吸力学方程中，所述呼吸肌产生的压力与时间成预设函数关系。
如权利要求6所述的方法,其特征在于，所述预设函数关系包括：

指数函数、三角函数、分段函数和多项式函数中的一种或多种的组合。
如权利要求1所述的方法,其特征在于，还包括：

根据所述总呼气末正压得到所述医疗通气设备用于设置呼气末正压的推荐值。
如权利要求8所述的方法,其特征在于，还包括：

显示所述推荐值；

自动设置所述推荐值，以使所述医疗通气设备基于所述推荐值给患者通气；或者，接收用于将所述推荐值设置为呼气末正压的指令，响应于所述指令，设置所述推荐值，以使所述医疗通气设备基于所述推荐值给患者通气。
如权利要求2所述的方法,其特征在于，还包括：

显示所述总呼气末正压和内源性呼气末正压中的至少一个。
如权利要求6所述的方法,其特征在于，所述根据预设的呼吸力学方程，以及所述气道压力、气体流速和通气容积，得到总呼气末正压，包括：

将不同时刻的多组气道压力、气体流速和通气容积分别代入到所述预设的呼吸力学方程中，得到呼吸肌产生的压力与总呼气末正压的方程组；

解所述方程组得到总呼气末正压。
如权利要求11所述的方法,其特征在于，所述呼吸力学方程包括：

PEEPtot＝k4*Paw+k1*Pmus-k2*Flow*R-k3*Volume*E；

其中，Paw为所述气道压力，Pmus为所述呼吸肌产生的压力，Flow为所述气体流速，Volume为所述通气容积，PEEPtot为所述总呼气末正压，R为呼吸系统粘性阻力，E为呼吸系统弹性阻力；k1、k2、k3和k4均为预设的经验系数。
如权利要求12所述的方法，其特征在于，在计算总呼气末正压时，所述方法还包括：

对于无自主呼吸的患者，将呼吸肌产生的压力设为0，或者把对应的经验系数k1设置为0。
一种检测内源性呼气末正压的方法，其特征在于，包括：

获取医疗通气设备给患者通气时患者的食道压数据，获取医疗通气设备给患者通气时患者的气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据；

根据所述气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据得到表征所述患者克服内源性呼气末正压的特征量；

根据所述食道压数据和所述特征量得到内源性呼气末正压。
如权利要求14所述的方法，其特征在于，所述根据所述食道压数据和所述特征量得到内源性呼气末正压，包括：

根据所述食道压数据得到呼气阶段食道压的平稳值；

将所述特征量对应的食道压与所述平稳值的差值确定为内源性呼气末正压。
如权利要求14或15所述的方法，其特征在于，所述特征量为目标时间点或目标时间段。
如权利要求16所述的方法，其特征在于，根据所述气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据得到表征所述患者克服内源性呼气末正压的特征量，包括：

根据所述气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点。
如权利要求17所述的方法，其特征在于，

所述根据所述气体流速数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述气体流速数据识别到吸气阶段气体流速转正的时间点作为所述目标时间点；

所述根据所述气道压数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述气道压数据得到吸气阶段气道压的最小值，将所述最小值对应的时刻作为所述目标时间点；

所述根据所述二氧化碳浓度数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述二氧化碳浓度数据得到二氧化碳浓度下降速度最快的时刻，将二氧化碳浓度下降速度最快的时刻为所述目标时间点；或者，根据所述二氧化碳浓度数据，将二氧化碳浓度开始小于预设浓度阈值的时刻作为所述目标时间点；

所述根据所述胸部电阻抗数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述胸部电阻抗数据得到胸部电阻抗波形，根据所述胸部电阻抗波形得到胸部电阻抗波形各点的斜率，将斜率开始大于预设斜率阈值的时刻作为所述目标时间点。
一种医疗设备，其特征在于，包括：

压力传感器，采集患者在通气过程中的气道压力；

流量传感器，采集患者在通气过程中的气体流速；

处理器，用于通过所述压力传感器获取患者的气道压力；通过所述流量传感器获取患者的气体流速，并根据所述气体流速得到通气容积；根据预设的呼吸力学方程，以及所述气道压力、气体流速和通气容积，计算得到总呼气末正压；其中，所述呼吸力学方程至少由气道压力、气体流速、通气容积和总呼气末正压构建得到。
如权利要求19所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器还用于：

根据所述气道压力得到外源性呼气末正压；将所述总呼气末正压减去所述外源性呼气末正压，得到内源性呼气末正压。
如权利要求19或20所述的医疗设备，其特征在于，所述呼吸力学方程至少由气道压力、呼吸肌产生的压力、气体流速、通气容积和总呼气末正压构建得到。
如权利要求19或20所述的医疗设备，其特征在于，所述患者的通气方式为无创通气。
如权利要求22所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器还用于：

获取无创通气时的气体泄漏量；

基于所述气体泄漏量对气体流速进行补偿处理。
如权利要求21所述的医疗设备，其特征在于，所述呼吸力学方程中，所述呼吸肌产生的压力与时间成预设函数关系。
如权利要求24所述的医疗设备，其特征在于，所述预设函数关系包括：

指数函数、三角函数、分段函数和多项式函数中的一种或多种的组合。
如权利要求19所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器还用于：

根据所述总呼气末正压得到用于设置呼气末正压的推荐值。
如权利要求26所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器还用于：

通过连接的显示器显示所述推荐值；

自动设置所述推荐值，以使呼吸支持系统基于所述推荐值给患者通气；或者，接收用于将所述推荐值设置为呼气末正压的指令，响应于所述指令，设置所述推荐值，以使呼吸支持系统基于所述推荐值给患者通气；

其中，所述呼吸支持系统用于给患者通气以提供呼吸支持。
如权利要求20所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器还用于：

通过连接的显示器显示所述总呼气末正压和内源性呼气末正压中的至少一个。
如权利要求24所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器根据预设的呼吸力学方程，以及所述气道压力、气体流速和通气容积，得到总呼气末正压，包括：

将不同时刻的多组气道压力、气体流速和通气容积分别代入到所述预设的呼吸力学方程中，得到呼吸肌产生的压力与总呼气末正压的方程组；

解所述方程组得到总呼气末正压。
如权利要求29所述的医疗设备,其特征在于，所述呼吸力学方程包括：

PEEPtot＝k4*Paw+k1*Pmus-k2*Flow*R-k3*Volume*E；

其中，Paw为所述气道压力，Pmus为所述呼吸肌产生的压力，Flow为所述气体流速，Volume为所述通气容积，PEEPtot为所述总呼气末正压，R为呼吸系统粘性阻力，E为呼吸系统弹性阻力；k1、k2、k3和k4均为预设的经验系数。
如权利要求30所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器在计算总呼气末正压时，还用于：

对于无自主呼吸的患者，将呼吸肌产生的压力设为0，或者把对应的经验系数k1设置为0。
一种医疗设备，包括处理器，还包括压力传感器，流量传感器，二氧化碳传感器或电阻抗传感器，其特征在于，

所述压力传感器用于采集患者在通气过程中的气道压力；

所述流量传感器用于采集患者在通气过程中的气体流速；

所述二氧化碳传感器用于采集患者在通气过程中的二氧化碳浓度；

所述电阻抗传感器用于采集患者在通气过程中的胸部电阻抗数据；

所述处理器用于：

获取呼吸支持系统给患者通气时患者的食道压数据，获取所述呼吸支持系统给患者通气时患者的气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据；

根据所述气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据得到表征所述患者克服内源性呼气末正压的特征量；

根据所述食道压数据和所述特征量得到内源性呼气末正压。
如权利要求32所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器根据所述食道压数据和所述特征量得到内源性呼气末正压，包括：

根据所述食道压数据得到呼气阶段食道压的平稳值；

将所述特征量对应的食道压与所述平稳值的压力差确定为内源性呼气末正压。
如权利要求32或33所述的医疗设备，其特征在于，所述特征量为目标时间点或目标时间段。
如权利要求34所述的医疗设备，其特征在于，所述处理器根据所述气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据得到表征所述患者克服内源性呼气末正压的特征量，包括：

根据所述气体流速数据、气道压数据、二氧化碳浓度数据或胸部电阻抗数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点。
如权利要求35所述的医疗设备，其特征在于，

所述处理器根据所述气体流速数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述气体流速数据识别到吸气阶段气体流速转正的时间点作为所述目标时间点；

所述处理器根据所述气道压数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述气道压数据得到吸气阶段气道压的最小值，将所述最小值对应的时刻作为所述目标时间点；

所述处理器根据所述二氧化碳浓度数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述二氧化碳浓度数据得到二氧化碳浓度下降速度最快的时刻，将二氧化碳浓度下降速度最快的时刻为所述目标时间点；或者，根据所述二氧化碳浓度数据，将二氧化碳浓度开始小于预设浓度阈值的时刻作为所述目标时间点；

所述处理器根据所述胸部电阻抗数据识别到所述患者吸气实质开始的时间点作为所述目标时间点，包括：

根据所述胸部电阻抗数据得到胸部电阻抗波形，根据所述胸部电阻抗波形得到胸部电阻抗波形各点的斜率，将斜率开始大于预设斜率阈值的时刻作为所述目标时间点。
一种医疗设备，其特征在于，包括：

存储器，用于存储程序；

处理器，用于通过执行所述存储器存储的程序以实现如权利要求1至18中任一项所述的方法。
一种计算机可读存储介质，其特征在于，包括程序，所述程序能够被处理器执行以实现如权利要求1-18中任一项所述的方法。