CN105025809A - 尿液监测系统和方法 - Google Patents

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Abstract

提供了用于监测流体输出(包括容积和流率)的流体/尿液监测装置和/或系统。一个高分辨率、低成本电子尿液监测装置和系统收集尿液，并且包括电容传感器。电容传感器的电容可以与流体含量相关，并且可以被用来识别尿液容积和流率。另一高分辨率、低成本流量计与排放管道一致地放置，并且使用电容传感器来在不收集流体的情况下测量流体输出。其他低成本尿液监测装置使用基于压力的或基于重量的测量传感器来测量容积和流率。

Description

尿液监测系统和方法
技术领域
本申请要求2013年3月15日提交的美国临时申请No.61/794,917的优先权，该申请通过引用整个地并入到本申请中。
背景技术
当有必要在一时间段期间从置管的患者收集尿液时，排尿容器或袋常被用在医院和卫生保健设施中。这些容器/袋允许患者保持卧床，而不必被移动以使用浴室或便盆。排尿系统可以包括导管(例如，弗利导管)、收集容器/袋(例如，由聚合材料或PVC膜制成的袋)以及将弗利导管连接到收集容器/袋的管道。在操作中，首先对患者进行置管，然后通过一段长度的管道将导管连接到排放容器/袋。尿液排放通过导管、管道，然后最终排放到收集容器/袋。尿液可以仅由于重力而被从导管移至收集袋中。平均来说，1小时生成大约80-90mL的尿液。
对于患者护理可能重要的是跟踪患者生成的尿液的流率和容积。尿液流率或容积的不规则性可以向临床医生发出信号示意患者正在遭受某些问题。在一些情况下，尿液容积通过在尿液收集容器/袋被充满之后移除尿液收集容器/袋、然后测量收集后的容积来跟踪，但是这未能在排尿期间跟踪容积和流率，并且可能延迟问题的检测。某些自动化尿液输出感测装置依赖于超声脉冲回声传感器来检测流体水平和计算尿液流量。然而，脉冲回声超声测量遭遇到某些限制，包括它们相对昂贵以及具有受计量器角度限制的精度。
排尿系统的另一个可能的问题是，当尿液水平到达排放孔时，可能聚集在导管和/或其他管道的排放腔内，而不是连续地流动。导管材料(例如，硅胶)的表面张力可能引起或促使聚集，并且阻止连续流动。当该聚集发生时，难以(如果不是不可能的话)得到流率的精确测量。例如，尿液的初始流动可能因聚集而延迟，从而阻止初始流动的精确测量。此外，聚集可能导致在表面张力被克服之前形成的流体团。当导致的流体团的量被释放时，它可能引起测量误差，并且可能超出附接的流量计的能力。另一个潜在缺点是，聚集可能使残留的流体“倒退”在膀胱中，并且使残留的流体留在排放腔中，这可以导致卫生状况和健康问题。
本公开涉及用于监测/测量流体容积、流率和其他参数的低成本、高分辨率流体监测装置和系统。所公开的装置和系统可以用作尿液监测装置/系统，或者可以在各种应用中被用来监测其他流体。此外，本公开涉及改进通过所述系统的流体流动、从而改进测量并且帮助防止不想要的流体余留在所述系统中的方式。
发明内容
本文中描述了包括被相信提供优于现有的流体/尿液计量器的优点的特征的流体/尿液监测装置和系统。本公开的可靠的低成本流体(例如，尿液)监测装置和/或系统包括但不限于基于电容的测量系统、基于压力的测量系统、基于重量的测量系统(例如，测力单元或应变计系统)和/或其他测量系统。
在一个实施方案中，基于电容的测量原理被用来测量尿液输出。该实施方案提供高分辨率、低成本电子容积和流率尿液计量器和记录器。该实施方案实现对于任意大小或形状的袋/容器指示容积和计算流率的自主的便宜的电路。该实施方案的一些益处包括缩短所花费的护理者时间，包括通过消除手动记录这些关键参数的需要。此外，该实施方案帮助消除与读取测量相关联的人为误差。为了测量尿液的容积、流率、组成等，设计了具有可变电容率的电容传感器的灵敏探头。
在一个实施方案中，一种流体监测系统包括容器和电容传感器，容器用于收集流体，电容传感器附接到容器，并且被配置为充当随着流体收集在容器中感测流体的物理性质的电容器。流体监测系统还包括微控制器，其被编程为基于从电容传感器接收的数据(例如，电容传感器的电容的测量)，随着流体收集在容器中计算流体的容积。电容的测量/数据可以使用振荡器、CVD、桥式方法、基于电荷的方法和/或CSM方法间接地从电容传感器测量。微控制器可以包括软件，其被编程为将容积与唯一标识符一起发送以区分所述流体监测系统发送的容积和其他监测系统发送的数据。
电容传感器可以具有仅由两个平行电极形成的大致共面电极结构或叉指电极结构。这些电极结构可以由容器的外表面上的导电墨水形成。
流体监测系统还可以包括参考电容器和补偿电容器，参考电容器被配置为测量空气的介电性质，补偿电容器被配置为测量流体的介电性质，微控制器被编程为基于从参考电容器和补偿电容器接收的数据连续地估计流体的介电常数，从而促使对正被测量的流体的组成和/或电导率的变化进行自动补偿。流体监测系统可以包括用于将测量(包括容积和流率)发送到单独的装置(例如，计算机、监测器、智能电话等)的无线收发器。
在一个实施方案中，一种测量流体容积的方法包括：提供尿液监测装置，所述尿液监测装置包括容器、电容传感器和微控制器，容器用于收集流体，电容传感器附接到容器，并且被配置为充当感测流体的物理性质的电容器，微控制器被编程为使用来自电容传感器的数据来随着流体收集在容器中计算流体的容积和/或流率。所述方法还包括基于来自电容传感器的数据，随着流体收集在容器中计算流体的容积。来自电容传感器的被测数据表示电容传感器的电容，基于表示电容传感器的电容的被测数据来计算容积。表示电容传感器的电容的被测数据可以从振荡器的变化频率、或者通过使用CVD、桥式方法、基于电荷的方法和/或GSM方法间接地测量。
所述方法还可以涉及在计算流体的容积之前计算电容传感器的基本(base)电容，以使得特别是由于液体而导致的电容变化可以被识别，并且容积可以被更精确地计算。基本电容可以被设置为零，所以只有流体的电容被测量。
在一个实施方案中，提供了一种用于测量携带导尿管的患者的尿液生成的高分辨率、低成本管线式流量计装置。流量计提供即时流体流量读数，而不在排放腔内聚集或创建障碍。该实施方案还提供了一种用于计算、测量、存储和显示尿液流率的自动的低功率装置。
在一个实施方案中，流量计包括壳体和电容传感器，壳体包括穿过所述壳体的流体通道，电容传感器在壳体的内部，充当随着流体通过流体通道感测流体的物理性质的电容器。流量计还包括微控制器，其被编程为基于来自电容传感器的测量，随着流体通过流体通道计算流体的容积。流量计还可以包括用于将被测/被计算数据(包括容积和流率)发送到单独的装置(例如，计算机、监测器、智能电话等)的无线收发器。流量计的电容传感器可以具有围绕流体通道设置的同轴电极结构，或者具有包括两个半圆板的电极结构，流体通道设置在两个半圆板之间。流量计还可以包括形成在流体通道的内表面上的超疏水微结构的图案化表面。
在一个实施方案中，所述系统的管道/导管的腔体被用表面活性剂覆盖或处理以减少膀胱和排放腔内的不想要的流体并且防止聚集。该实施方案提供不在排放腔/膀胱内聚集的即时流体流动以克服由排放腔引入的任何表面张力。
在一个实施方案中，所述系统的管道/导管等的腔体被形成有超疏水图案化表面以减少膀胱和排放腔内的不想要的流体并且防止聚集。该实施方案提供不在排放腔/膀胱内聚集的即时流体流动以克服由排放腔引入的任何表面张力。
在一个实施方案中，一种尿液监测系统包括容器、印刷电子电阻式传感器和微控制器，容器用于收集尿液，印刷电子电阻式传感器附接到容器的内表面，并且被配置为随着尿液收集在容器中测量尿液的物理性质，微控制器被编程为基于来自印刷电子电阻式传感器的测量，随着尿液收集在容器中计算尿液的容积。
在一个实施方案中，一种尿液监测系统包括容器、力感测电阻器、支撑和测量组件(容器从所述支撑和测量组件悬挂)和微控制器，容器用于收集尿液，力感测电阻器被配置为提供指示随着尿液收集在容器中尿液的容积的测量值，支撑和测量组件包括设置在力感测电阻器的正上方并且与力感测电阻器接触的接触物体，微控制器被编程为基于来自力感测电阻器的测量值，随着尿液收集在容器中计算尿液的容积。
附图说明
可以参照附图更好地理解所公开的系统和方法。附图中的组件不一定按比例缩放。
图1示出基于电容的流体测量或监测装置/系统的前视图。
图2示出图1的基于电容的流体测量或监测装置/系统的后视图。
图3示出基于电容的流体测量或监测装置/系统，其具有在柔性收集袋上的两个边缘场、平行带/板电极。
图4示出基于电容的流体测量或监测装置/系统，其具有在刚性吹塑收集容器上的两个边缘场、平行带/板电极。
图5示出基于电容的流体测量或监测装置/系统，其具有在柔性收集袋上的两个边缘场、叉指电极结构。
图6示出示出基于电容的流体测量或监测装置/系统，其具有在柔性收集袋上的两个边缘场、准叉指电极结构。
图7示出基于电容的流体测量或监测装置/系统，其具有其中电极附接到刚性流体收集容器的相对面对的壁的平行板电极结构。
图8A示出基于电容的流体测量或监测装置/系统，其具有其中电极附接到相对面对的刚性壁的平行板电极结构，其他壁是柔性的且可扩张的。
图8B示出图8A的基于电容的流体测量或监测装置/系统的侧视图。
图9示出基于电容的流体测量或监测装置/系统，其具有其中电极设置在刚性流体收集容器内的平行板电极结构。
图10A示出与弗利导管一致地布置的管线式(inline)流量计的形式的基于电容的流体测量或监测装置/系统。
图10B示出作为半圆形平行板电容传感器的图10A的管线式流量计的截面图。
图10C示出作为同轴电容传感器的图10A的管线式流量计的截面图。
图11示出同轴环式电容器。
图12示出张弛振荡器(relaxation oscillator)内部微控制器。
图13示出张弛振荡器施密特触发器。
图14示出用于测量电容的电容式分压器技术。
图15示出测量电容的桥式AC激励方法。
图16示出用于测量电容的电荷转移方法。
图17示出微芯片微控制器内部电容式感测模块。
图18示出电容式感测模块框图。
图19示出坐置在粗糙超疏水图案化表面的顶部的液滴。
图20示出形成在导管/管道(没有按比例缩放)的内表面的一部分上的超疏水微结构图案化表面。
图21示出实现印刷电子电阻式传感器的液体监测装置或系统。
图22示出实现印刷电子电阻式传感器的可靠的低成本液体监测装置或系统的简化电路图。
图23示出实现印刷电子电阻式传感器的液体监测装置或系统的硬件的简化框图。
图24示出实现力感测电阻器(FSR)的液体监测装置或系统。
图25示出力感测电阻器(FSR)的组件中的一些。
图26示出用于保持力感测电阻器(FSR)传感器接触区域不变并且防止弯曲的机械夹具的设计。
图27示出实现力感测电阻器(FSR)的流体监测装置或系统的简化电路图。
虽然本发明易于有各种修改和替代形式，但是其特定实施方案在附图中作为实施例示出，并且在本文中进行详细描述。然而，应理解，本文中对特定实施方案的描述并非意图使本发明限于所公开的特定形式，而是相反，本发明覆盖落在由所附权利要求限定的本发明的精神和范围内的所有修改、等同和替代。
具体实施方式
描述并示出某些实施方案的以下描述和附图被安排为以非限制的方式展示根据本公开的各方面和特征的可靠的低成本流体(例如，尿液)监测设备和/或系统(包括用于测量容积和流率)的几个可能的配置。所公开的装置和系统可以用作尿液监测装置/系统，或者可以在各种应用中被用来监测其他流体。此外，本公开涉及改进通过所述系统的流体流动、从而改进测量并且防止不想要的流体余留在系统中的方式。
如本文中所使用的，术语“准确性”是指测量和真实或正确值之间的正确性(例如，一致性)的度量。虽然准确性是指测量和真实值之间的一致性，但是它没有告诉你所使用的仪器的质量。“误差”是指测量和真实或接受值之间的不一致性。“精度”是精确性的度量，是指测量的可重复性。“分辨率”是指在输出处生成可检测变化所必需的、输入的最小变化。“换能器”是指如通过塞贝克效应热电偶将热能转换为电能中那样在两个系统之间传送能量的装置。如本文(包括权利要求书)中所使用的词语“包含”、“具有”应具有与词语“包括”相同的意义。
本公开的可靠的低成本流体(例如，尿液)监测装置和/或系统包括但不限于基于电容的测量系统、基于压力的测量系统、基于重量的换能器测量系统(例如，测力单元或应变计系统)、和/或其他低成本、高分辨率测量系统。
基于电容的测量系统
图1和图2分别示出基于电容的流体测量装置/系统的形式的高分辨率、低成本流体监测装置或系统的前视图和后视图。图1和图2中所示的装置/系统是基于电容的流体测量装置/系统的示例。虽然图1和图2的装置/系统在本文中一般被称为尿液监测系统或尿液计量器2，但是所公开的一般原理和特征可以被应用于基于电容的流体测量/监测装置和/或系统的多种形式和应用，并且可以被用来监测除了尿液之外的流体。
智能尿液计量器2使用电容传感器6，其使用基于电容的测量原理进行操作。电容传感器6表现得像一个电容器，容器中的流体/尿液的量作用于该电容器上，该电容器的电容受所存在的流体/液体的时间相关量的影响。流体/尿液既充当电导体，又充当电介质，电容被用作被电气地区分的被充容积函数的指示。容积的变化也随着时间而被跟踪以监测流率。因此，电容传感器6可以测量容积和流率。
一般地，电容器由至少两个电极(例如，导电板)构成。电极可以由被称为电介质的物质隔开或受该物质的影响。电容是电容器在给定电压下可以保持的电荷量的度量。电容以法拉(F)为单元进行测量，并且它可以以每伏特库伦为单位被定义为：电容率是物质的物理性质，在电容器的设计和构造中是重要的。真空(也被称为自由空间)的电容率大约等于8.85pF/m。材料/物质的介电常数K或相对电容率是材料/物质的电容率与自由空间的电容率的比率。换句话说，材料的介电常数K是介质的电容率(εr)与自由空间(即，真空，或者作为非常接近的近似，空气)的电容率(ε0)的比率；ε0＝8.85pF/m。自由空间的介电常数是1，大多数物质的介电常数大于该介电常数。水的介电常数在20℃下高达80.10。
一般地，电容器的电容由每个电极的面积、电极之间的距离以及介电材料的电容率确定。电容器的电容就其几何形状和介电性质而言可以被表达为(其中，C＝以法拉(F)为单位的电容，ε0＝自由空间的介电常数(8.854×10-12F/m)，εr＝相对电容率或介电常数，A＝有效面积(平方米)，d＝有效间隔(米))。电容现象与电容器的电极之间的电场相关。电压施加于电极，而且由于电容变化而改变的跨电极的阻抗可以被测量，并且与容积和/或流率的改变相关。
如图1和图2所示，智能尿液计量器2可以包括流体收集容器/袋4、电容传感器6、参考电容器8、补偿电容器10、指式卡缘连接器12、参考刻度14、电场传感器矩阵16以及刚性或半刚性面板/表面18。
多种多样的流体收集容器或袋可以被用于流体收集容器4。例如，容器4可以类似于任何已知的尿液收集容器或尿液收集袋。容器/袋4可以采取各种大小、形状和形式，并且可以是柔性的、刚性的、半刚性的或这些的组合。实际上，电容传感器6可以测量任意大小或形状的袋/容器的容积和流率。然而，刚性或半刚性材料有益地帮助最小化电容传感器6的电容电极上的最小变化。
容器4可以由已知适合于尿液收集袋/容器的各种类型的材料形成。例如，容器4可以由薄PVC结构形成(如图3、图5和图6中描绘的那样)，并且可以是更刚性的吹塑塑料容器(如图4中描绘的那样)，或者可以是组合刚性材料和柔性材料的容器(如图8A和图8B中描绘的那样)。容器4的形状和大小可以针对各种不同的应用。在一些情况下，容器4的高度将在大约7-15英寸之间，容积将在大约1300-3000mL之间(例如，容器4的高度可以约为10英寸，容积可以约为2000mL)。优选地，容器4具有大得足以至少收集平均患者在排尿期间生成的平均量的尿液的容积。通常，至少2000mL的容器容积是期望的。不同大小可以被用于不同应用，例如，小孩子的尿液收集可以涉及比成人的尿液收集小的大小。
在实践中，容器4可以被设计为从容器的顶部或底部充入流体，例如，尿液可以从弗利导管流到与容器相关联的注入到容器4中的管道中。在一个实施方案中，流体流过在容器4的顶部连接的管道以充入容器4。流体一般由于重力而流过管道/导管、再流到容器4中(但是尿液在一些情况下可以通过其他力(例如，经由泵)排放)。容器4还可以包括用于移除被测量的尿液以用于各种测试过程或仅仅用于清空容器4的组件，诸如排放管、排放口和/或排放阀。
电容传感器6是形成灵敏探头以便测量流体(例如，尿液)的容积、流率、组成等的可变电容率的电容传感器。电容传感器6实现自主的、便宜的电路，并且指示任意大小或形状的袋/容器的容积和流率。电容传感器6可以被认为是电容器。电容传感器6的电容与流体(例如，尿液)含量具有倒数关系，并且可以与流体容积、计算的流率、流体的组成和其他参数相关，并且可以被用来测量和计算它们。电容传感器6能够测量导电液体和非导电液体两者的绝对水平。电容传感器6是鲁棒的，并且还消除了对于工厂校准的需要。
因为电容还取决于被测流体的电容率，并且因为电容可以随着流体组成改变，所以在一些实施方案中，可以进行组成测量。例如，在尿液中找到的不同材料的影响可以与它们对传感器的电容的影响相关以给出尿液的组成的指示。以其最广泛的形式，电容测量可以仅仅给出尿液的特定组分的升高水平存在的指示，并且如果这些水平高得很危险，则可以触发警告。采用提高的灵敏度，电容传感器6将能够给出更精确的组成指示。
电容传感器6可以与容器4集成(例如，附接到内侧壁或外侧壁)，或者可以插入到容器4中而不直接附接到容器4的壁。电容传感器6不需要与尿液物理接触，这允许电容传感器6通过非导电材料(例如，通过容器的塑料侧)检测/测量尿液或其他流体。在图1中，电容传感器6被示为附接到容器4外部的透明的半刚性面板/表面18(面板/表面18可以附接到容器4或与容器4一体)以帮助最小化电极上的变化，但是与容器4的其他附接或集成手段也是可能的。
电容传感器6还可以由印刷、喷涂或以其他方式涂覆到容器4的侧面(或附接到容器4的侧面的另一个表面，例如，半刚性面板/表面)的导电墨水层形成，导电墨水形成电容器的电极，并且隔开固定距离。例如，电容器的导电层可以由薄的基于镍的导电墨水、基于石墨的导电墨水或基于银的导电墨水制成。可选地，电极可以使用导电材料的带或板或导电带条(例如，铜带条)形成。另外，金属化类型的纸可以被图案化以创建排列的网的电极极板。以上每种电极类型相对便宜，并且提供低成本电容传感器6以及总体低成本的尿液计量器2。
在图1中，电容传感器6被示为具有由叉指电极形成的低成本共面电极结构(还参见图5)。当多个电极平行地、相隔固定间隔距离地堆叠时，形成叉指电容器/传感器电极结构，并且每隔一个堆叠的电极被电连接在一起。
边缘场叉指电极结构(例如，如图1和图5所示)、平行带/板电极结构(例如，如图3和图4所示)以及准叉指电极结构(例如，如图6所示)使用与双面平行板或圆柱形同轴电容器相同的原理或操作。然而，与具有两个面对的板的平行板单元不同，边缘场电容传感器在测试中不需要与材料双面接近。实际上，这些边缘场电极结构可以是共面的或大致共面的(例如，主要与由于例如容器的轮廓而导致的微小变化共面)。实际上，电极结构不必是整个共面的，例如，电极结构可以随容器4的轮廓弯曲。在边缘场电容器中，边缘电场线形成从一个电极起、穿过受测试材料、回到另一个平行电极的弧形(类似于半圆形或弓形)。因为电场线形成穿过所述材料的弧形，所以两个电极之间的电容和电导取决于所述材料的介电性质以及电极和材料几何形状。电容变为液体性质的函数。因此，通过测量传感器的电容，可以评估系统性质和液体性质。还可以使用其他电容测量，即，电阻器或电容电压放电。
电容传感器6的电极结构的设计和几何形状可以根据传感器的期望性质和意图的应用而变化(参见例如图1-10，这些图示出但不限于可以使用的各种电极配置)。电容传感器6可以由边缘场电极结构形成，或者可以使用不依赖于(即，不取决于)边缘场的非平面电极形成。感测电极的几何形状影响它们之间的电场。时间相关的电和机械模型可以容易地被用来使电容传感器6的特性适合于使用它的特定应用和/或布置。在一个实施方案中，电容传感器6将具有5％准确性的大约2000mL的测量范围。电容传感器6优选地在大的温度范围(例如，从-25℃至+75℃)上工作。
在一个实施方案中，电容传感器6是具有以下尺寸的叉指电容器/传感器：电极的厚度＝大约200mm；相邻的平行电极之间的距离＝大约1mm；相邻的平行电极的中心之间的距离＝大约2mm；每个平行电极的宽度＝大约2mm；每个平行电极的长度＝大约20mm；以及平行电极的数量＝22。
在一个实施方案中，电容传感器6是边缘场平行带电容器/传感器，其中两个平行电极被制造为长约200mm、宽约9mm，并且具有大约5mm的间隔距离。电极可以是共面的或大致共面的(例如，主要与由于例如容器的轮廓而导致的微小变化共面)。
一旦电容传感器6和介电材料的大小/配置固定，就可以从电容分析被测介质(例如，尿液)的电容率。对于n个叉指电极，可以如下近似电容：可以看出，如果电容器由n个平行板构成，则电容将增大到(n-1)倍。如果只有两个平行带用作电极，而不是多个叉指电极，则(n-1)等于1。为简单起见，该方程没有考虑具有不同相对电容率值的多种材料。然而，如以下所讨论的，参考电容器8和补偿电容器10可以被用来考虑流体的组成的变化。
为了防止测量系统的输入的短路(例如，当与导电液体(比如水或尿液)一起使用时)，可以用例如作为覆盖层、附加层或套(未示出)的绝缘材料覆盖电极。该绝缘材料还可以保护电极不受例如尿液中的侵蚀环境影响。假定被无限薄的绝缘材料覆盖的共面电极结构，导电液体可以被认为是连接到地的屏蔽。单个电极段和相对的或相邻的电极之间的电容可以按照界面水平的函数计算。
电容传感器6可以包括多个不同的基板层。例如，电容传感器6可以包括三个层，这三个层包括导电电极层、屏蔽层和接地层。以这种方式使用多个层改进了传感器灵敏度，并且提高了可靠性。
可选地，参考电容器8和补偿电容器10也可以包括在例如如图1所示的尿液计量器2中。参考电容器8和补偿电容器10在图1中被示为附接到容器4外部的透明的半刚性面板18(面板/表面18可以附接到容器4或与容器4一体)以帮助最小化电极上的变化，但是与容器4的其他附接或集成手段也是可能的。通过使参考电容器8与正被测量的流体分离并且暴露于空气，参考电容器8充当逼近自由空间的相对电容率或介电常数(即，1)的比较参考。相反，补偿电容器10暴露于流体，以使得其电容受流体的相对电容率的影响。微控制器可以被编程为对来自参考电容器和补偿电容器的数据进行处理以实时地检测并补偿流体中的任何介电改变，例如，如果被测流体的组成随时间而变化。改变组成可以改变液体的总体介电常数，并且改变所产生的可能在测量中引起误差的所得电容。另外，被测材料的电导率随时间的大的变化可能在测量中引起误差。参考电容器8和补偿电容器10可以通过实时地确定被测液体的介电常数来帮助补偿这些变化，从而消除或减小否则可能由被测液体中的这样的变化引起的误差。
由尿液计量器2测量的任何数据(例如，容积和流率数据)可以被发送到另一个装置或计算机(例如，C.R.Bard的监测器或类似监测器、台式机、膝上型计算机、智能电话等)以收集、处理和/或存储该数据以供审阅和跟踪。如图1所示的指式卡缘连接器12可选地可以作为尿液计量器2的一部分被包括。指式卡缘连接器12提供将尿液计量器2连接到另一个装置或计算机的手段，并且提供用于将来自电容传感器6、参考电容器8和补偿电容器10的数据传送到连接的装置或计算的手段。
用于在尿液计量器2和其他装置或计算机之间连接/通信的其他装置、系统或手段也是可能的。例如，尿液计量器2可以包括USB端口，和/或可以通过有线连接被拴系到装置或计算机。可替代地，尿液计量器2可以包括无线地发送数据的无线发送器或收发器(例如，Zigbee等)。在一个实施方案中，可以使用短距离射频(RF)原理。可以使用的一些短距离RF协议被称为“蓝牙”。还可以使用无线802.11通信原理和/或类似通信原理。尿液计量器2或它与其通信的装置或计算机可选地可以连接到网络(例如，互联网或局域网)，并且数据可以与连接到该网络的其他装置或计算机共享和/或被连接到该网络的其他装置或计算机处理。
在一个实施方案中，每个均连接到不同患者的多个尿液计量器可以被配置为将数据发送到同一计算机或网络。这允许跟踪和/或比较来自单个位置处的多个患者的数据。与每个尿液计量器相关联的软件可以被编程为将被测数据与唯一标识符一起发送以区分一个尿液计量器发送的数据和其他尿液计量器中的每个发送的数据。
如图1所示，参考测量刻度14可选地可以设在容器4的内表面或外表面上。参考刻度14包括基于容积的分度标记，并且允许视觉地确认或读取容器4中的液体的容积。
如图1所示，尿液计量器2可选地可以包括电场传感器矩阵16。电场传感器矩阵16在图2中被示为附接到容器4的外部。电场传感器矩阵16可以附接到透明的半刚性面板/表面(附接到容器4或与容器4一体)(例如，类似于半刚性面板/表面18)，这帮助最小化电极上的变化，但是与容器4的其他附接或集成手段也是可能的(例如，将电极直接印刷在容器4的表面上)。电场传感器矩阵16可以被用来检测尿液计量器2中的倾斜。这帮助防止容积测量中的可能由被测液体由于容器4倾斜而与电容传感器6不适当对齐引起的误差。电场传感器矩阵16可以触发警报或其他警告，告诉从业者重新对齐容器4以校正倾斜。可替代地，来自电场传感器矩阵16的数据可以被用在补偿任何倾斜影响的计算中。电场传感器矩阵16可以由尿液计量器2的侧面(或附接到尿液计量器2的侧面的另一个表面，例如，类似于图1所示的面板/表面18的半刚性面板)上的一系列相对小的电极来形成。相对小的电极的矩阵可以由类似于用于电容传感器6的那些材料的材料形成，例如，可以使用导电墨水将电极印刷或喷涂在尿液计量器2上。另外，电极可以根据类似于电容传感器6的基于电容的原理进行操作。
尿液计量器2可以包括连接到电容传感器6、参考电容器8、补偿电容器10、无线收发器、电场传感器矩阵16等的微控制器和集成电路。指式卡缘连接器12可以形成在集成电路的边缘上或以其他方式连接。微控制器和/或集成电路可以包括张弛振荡器、模数转换器、或用于测量电容的其他特征(例如，以下在关于测量电容的讨论(一个或更多个)中讨论的任何特征)。另外，属于智能电容测量电路类的任何电路可以被用在尿液计量器2中。例如，可以使用分立振荡器电路(例如，cd4060电路)。可替代地，可以使用像通用换能器接口(UTI)的集成电路。在一个实施方案中，使用用于传感器电路的稳定振荡器和用于信号处理的微控制器。
在微控制器中，以上所讨论的来自传感器6的测量数据和来自其他特征的数据由编写的软件或固件处理。该软件/固件由组合测量数据以生成用户可用的量的功能组成。例如，可以使用线性化和/或曲线拟合过程来将电容传感器6的被测电容与容积水平相关。然后，可以以该关系对该软件/固件编程以便针对任何给定的电容测量计算关于容器4中的液体容积的值。该软件/固件还可以被编程为随着时间跟踪容积水平以计算流率。该软件/固件还可以用信号示意容积水平、流率和任何其他的被测/被计算参数显示在监测器、计算机、智能电话和/或其他装置上或被传送到这些装置。这些参数可以例如在尿液收集期间被连续地实时地计算、更新和显示。该软件/固件还可以被编程为实现其他目的/功能，包括本文中其他地方讨论的那些目的/功能。
在一个实施方案中，微控制器是32位PIC 32微控制器。PIC32板提供用于PIC32MX7系列装置的完整的、高质量开发平台。它具有许多板上模块(以太网PHY)、I2C、SPI、RTC、音频编解码器、加速度计、温度传感器和闪存，这允许更快速地编写高复杂度的应用程序。
尿液计量器2中的结构变化(包括电容传感器6的结构变化)是可能的，而不偏离本文中所描述的一般原理，例如，基于电容的感测原理。例如，在一个实施方案中，如图7所示，平行板电极形成流体收集容器4的相对面对的壁或附接到这些壁，以使得电容传感器6提供对受测试材料的双面接近。具有电极的壁是刚性的，并且设置隔开固定距离以消除或最小化电极距离的变化。不包括电极的其他壁可以是刚性的或柔性的。在一种变型中，容器4的不包括电极的壁是柔性的，并且是可折叠(accordion)形状的。这些柔性壁伸展或折曲以容纳流体，而包括电极的壁保持隔开固定距离。该实施方案起到类似于本文中所描述的其他的基于电容的计量器的作用，并且可以包括在本文中所讨论的各种实施方案中所公开的附加特征，不管是否在图7上示出。
在一个实施方案中，如图8A和图8B所示，容器4的包括电容传感器6电极的壁28是刚性的，而不包括电极的部分/壁是柔性的和/或可折叠形状的，例如，柔性部分24(其可以由薄塑料材料制成)。柔性壁伸展或折曲以容纳流体。在该实施方案中，电极之间的距离被允许随着尿液计量器从尿液排放管道20的充入在可接受范围内波动。电极之间的距离可以自动测量，例如，通过跟踪延伸杆26的扩展，或者通过使用测量并补偿距离变化的其他手段。所述软件/固件可以被编程为跟踪并补偿电极之间的距离的变化。否则，该实施方案起到类似于本文中所描述的其他的基于电容的计量器的作用，并且可以包括在本文中所讨论的各种实施方案中所公开的附加特征，不管是否在图8A和图8B上示出。示出了无线收发器22，其起到类似于本文中所讨论的其他无线收发器的作用。
在一个实施方案中，如图9所示，平行板电极被插入在流体收集容器4内，以使得它们彼此面对以形成电容传感器6。平行板电极可以附接/连接到容器4的顶部或盖子。平行板电极被附接/连接，以使得它们保持隔开容限内的固定距离。该实施方案起到类似于本文中所描述的其他的基于电容的计量器的作用，并且可以包括在本文中所讨论的各种实施方案中所公开的附加特征，不管是否在图9上示出。
图10A-10C示出流量计量器52的一个实施方案，流量计量器52基于与尿液计量器2类似的基于电容测量的原理进行操作，但是不收集流体。相反，流量计量器52随着流体(例如，尿液)通过装置的壳体测量流率、容积、组成等。流量计量器52可以与弗利导管66(或递送流体的其他管道)一致布置以形成例如如图10A所示的流体测量组件51。随着流体流过流量计量器52的中心腔(从导管/管道进入流量计量器52，并且离开流量计量器52进入附加管道和/或流体收集/处置容器或单元)，流量计量器52测量流体。因为流量计量器52本身不收集流体/尿液，所以该流量计量器的大小可以比以上所讨论的尿液计量器2(参见例如图1)小得多。
流量计量器52提供用于测量患者的尿液生成和介电变化的手段。流量计量器52可以提供当前流率的即时值，提供比当前技术更快、更直接的响应。流量计量器52还可以被配置为例如基于介电变化来测量流体或尿液中的电解质的化学组成或浓度。
图10A-10C所示的实施方案包括用于测量持续时间、容积、流率、组成等的电容传感器。如图10B和10C的两个截面所示，电容传感器56可以形成为半圆平行板电容器(其由设置在流体通道的相对侧的两个半圆金属化平行板58(板58在它们之间包括空间70或绝缘体)形成)或同轴环式电容器(其由两个同心同轴圆柱环电极60形成)(还参见示出具有同心环电极的同轴环式电容器的图11)。同轴环电容器60可以被空间或绝缘体72隔开(图10C不一定按比例缩放，并且间隔/厚度可以是不同的，例如大于所示间隔/厚度)。关于半圆平行板电容器的电容的公式为C＝(∈A)/d)。而关于同轴环电容器的电容的公式为C＝[2πε0εr/In(b/a)]*L。如图11所示，“b”是外侧同轴电极的半径，“a”是内侧同轴电极的半径，“L”是电极的长度。电容传感器56可以被电磁干扰(EMI)屏蔽62包围以减小外部干扰或噪声。还可以使用如以下所讨论的用于改进电容测量的质量的其他方法。
EMI屏蔽62的外部是流量计量器壳体的外部区域，而壳体的内部区域形成流体通道64的表面。可选地，无线收发器、微控制器和其他电路可以包括在流量计量器壳体内，或者可以附接到流量计量器的壳体的外部部分。
正被测量的流体(例如，尿液)流过电容传感器56的中心内腔或流体通道64。电容传感器56的中心内腔或流体通道64具有的直径大致与它连接的管道或弗利导管66的直径相同，以便不中断或改变流过管道/导管的流体的流率。优选地，如以下更详细地讨论的，电容传感器56和相关联的管道/导管的内部被覆盖疏水覆盖层和/或包括减小传感器和管道/导管上的尿液表面张力的超疏水图案设计。这提供更好的清空机制，并且防止流体在感测区域内存留太长时间，从而影响读数。
电容传感器56可以容易地测量排尿的持续时间，因为当首段尿进入流量计量器52的流体通道64时，电容传感器56的电容将突然改变，并且当尿的最后段离开流量计量器52的流体通道64时，电容也将改变显著量。尿液的容积也可以被估计，因为流体通道64的容积是事先知道的。电容传感器56记录的电容量将对应于流体通道64随着尿液通过有多满。这可以被用来估计在任何给定时间通过流体通道64的流体的容积。可替代地，尿液容积可以在最后的收集容器(例如，尿液计量器2或容积测定收集容器)中被测量，并且被与电容传感器56测量的排尿持续时间组合进行处理以计算流率。此外，根据一个实施方案，电容传感器可以沿着流体通道64的长度一系列地布置，并且基于多普勒理论，测量流体团沿着该长度和/或在传感器之间移动所花费的时间量。
电容传感器56的电容可以使用以下所讨论的任何测量电容方法来测量。另外，流量计量器52可以包括与和尿液计量器2一起使用的微控制器和/或集成电路类似的微控制器和/或集成电路，其可以包括例如监测并分析尿液排泄的时序和间隔以检测实时每小时流率值并且跟踪累积值的固件/软件。
流量计量器52还可以包括与关于尿液计量器2讨论的无线收发器(例如，Zigbee等)类似的无线收发器68，其与远程计算机或单元进行无线通信以改进系统的可用性。可替代地，流量计量器52可以包括以上关于尿液计量器2公开的其他通信手段之一。关于数据传输，流量计量器52可以以与尿液计量器2相同的方式作用。
此外，如以上关于尿液计量器2所讨论的，每个均连接到不同患者的多个流量计量器也可以被配置为将数据发送到同一计算机或网络。与每个流量计量器相关联的软件/固件可以被编程为将被测数据与唯一标识符一起发送以区分一个流量计量器发送的数据和其他流量计量器中的每个发送的数据。
电容测量方法
为了测量电容传感器(例如，以上所讨论的电容传感器之一)的电容，可以使用几种不同的方法。下述实施例一般涉及使用微控制器来间接地测量电容。每种方法具有某些益处，并且可以取决于微控制器能力而被使用。可以使用的一些方法包括：(1)使用电容受控振荡器；(2)使用电容式分压器(CVD)；(3)桥式方法；(4)基于电荷的方法；和/或(5)电容式感测模块方法。如本公开中所使用的，术语“测量”、“被测”(例如，测量电容、测量电容率、测量容积、测量流率等)包括间接地测量参数(例如，基于所测量的电压、频率等的变化来识别/计算电容、电容率、容积、流率等的值)。以下更详细地描述的这些方法可以与本文中所描述的基于电容的计量器中的任何一个一起使用。
首先，在测量流体输出之前，并且在任何流体进入流体计量器之前，必须考虑基本电容。术语“基本电容”是指未受影响的传感器元件或“空”容器的测量结果(即，在将被测量的任何流体被引入到电容传感器之前的电容)。为了测量目的，基本电容可以被设置为零值，即，所以只有由于流体收集而导致的电容的增大或变化被测量。基本电容应在流体收集和测量的前一刻被考虑在内或被设置为零。这可以使用与尿液计量器2或与尿液计量器2通信的任何装置相关联的按钮或开关(例如，类似于监测器的监测器)来进行，不管是无线连接的，还是以其他方式拴系的。基本电容按钮或开关的作用可以类似于在重量测量之前将重量刻度设置为零的“皮重”按钮。该按钮或开关可以由终端用户(例如，临床医生)在流体收集和测量的前一刻启动。可替代地，尿液计量器2可以被配置为当一耦合到可以连接到尿液计量器2的另一个装置或监测器(例如，类似于监测器的监测器)时就自动地设置基本电容值，以显示测量的容积、流率和/或其他参数。
电容受控振荡器
在一个变型中，可以使用电容受控振荡器来测量电容。例如，电容传感器6可以连接到微控制器/pc和电容受控振荡器(例如，张弛振荡器)。振荡器连接到电容传感器6，以使得其频率与电容传感器6的电容相关或受电容传感器6的电容影响。容器4中的液体水平的变化改变容器4的组合含量(例如，液体和空气的组合)的介电常数，引起振荡器中的频率变化。当不存在流体时，基本上没有电容到没有电容(任何残留或基本电容可以如以上所讨论的那样被设置为零或以其他方式被考虑在内)。液体一到达电容传感器6的底部部分，电容就将突然使振荡器变为更低频，测量范围从该更低频开始。随着水平升高，更多电容使频率线性地降低。在最高充入水平，将测量到最低频率。由电容变化引起的频率变化由微控制器或计算机测量，并且被处理以随着时间跟踪容积水平。
在使用基于振荡器的技术测量电容的一种方法中，如图12所绘，微控制器的内部比较器被转化为张弛振荡器，该张弛振荡器可以被用来通过使用内部比较器的输出对电容传感器6进行充放电来进行电容式感测。内部比较器的输出将变为低状态。然后，它通过R缓慢地放电，直到它到达内部带隙参考的跳变点为止。接着，比较器的输出将再次变高，并且周期本身重复。充电速率由外部电阻器和电容传感器6的电容所创建的RC时间常数确定。比较器的输出是与电容传感器6的电容相关的频率。随着液体水平变化，频率变化。如以上所讨论的，该频率变化由微控制器或计算机测量，并且被处理以跟踪容积水平。
可选地，可以使用振荡电路。电容是确定许多振荡电路的频率中的主要部件。在一个实施方案中，555计时器IC用作无稳态多谐振荡器。用于555计时器电路的振荡器的频率由给出。假定R1＝R2＝10K，那么C＝48000/f，其中f以Hz为单位，C以nF为单位。这样，电容通过测量555输出的频率被间接地估计。例如，可以在软件中创建10ms窗口，并且可以使用计时器模块(其作为计数器操作)来对该窗口内的输出脉冲的数量进行计数。假定N个脉冲在10ms窗口中到达，那么C＝480/N，nF。例如，如果N＝48，则测量的电容将为10nF。
在一个实施方案中，电容传感器6是谐振回路的频率确定部件之一，该谐振回路又是振荡器电路的一部分。电容传感器6并联到由两个反相器(即，74HC04)，电阻器，Rc，和电容器组成的RC张弛振荡电路。如果将被测量的液体被带到电容传感器6的附近，则回路的谐振频率变化。电容传感器6的电容因受测试材料增大得越大，所得频率越低。微控制器可以被编程为测量频率，然后从测量的频率计算电容的值。
可选地，CMOS反相器可以被用来使用类似的基于振荡器的技术来测量电容。如图13所见，该电路使用CMOS施密特触发器反相器作为在低通R2C2(其时间常数较大)后面的单发R1C1(其时间常数较小)后面的RC振荡器。输出可以是电容线性的和/或1/电容线性的，这依感测电容器的位置而定。可以添加浮动感测电容器来提高稳定性。再次，频率变化(受电容变化影响)由微控制器或计算机测量，并且被处理以跟踪容积水平。
在一个实施方案中，RC张弛振荡器使用IC 555或其CMOS更新(7555)来实现。这被用来将电容变化转换为频率或脉宽变化。与间隔变化电容器一起使用的RC振荡器生成与间隔成线性的频率输出，而面积变化电容器通过测量脉宽而被线性化。
微控制器时钟通常是准确的且稳定的参考，大多数微控制器因此能够测量非常大的范围期间的数字信号的周期或占空比，传感器的方便的输出格式是方波的周期或占空比调制。周期调制具有以下优点，即，仅需要监测信号的一个边缘，所以可以利用微控制器(当可用时)的通常被正或负边缘触发的中断输入。
IC 4060是优良的用于时序应用的集成电路。IC 4060是振荡器、累积二进制计数器和分频器。其内置振荡器基于三个与施密特触发器张弛振荡器类似的反相器。内部振荡器的基本频率由连接到其管脚9的时序电容器(Cx)的值和其管脚10中的时序电阻器的值确定。IC 4060具有可以给出从几秒到几小时的时间延迟的十个有效高输出。用几个部件，容易地构造简单的、但是可靠的时间延迟电路。它可以用作自由运行计时器/分频器。只需要三个外部部件来控制4060二进制计数器，两个电阻器和一个电容器。根据以下方程来设置内部振荡器的频率(即，计数的速度)：
电容式分压器(CVD)
可选地，可以使用采用CVD来测量电容的方法。CVD使用模数转换器(ADC)来执行电容式感测。如图14所见，ADC的内部采样和保持电容可以用作用于计算传感器电容的参考。电容传感器6和参考电容器连接在电路中，并且关于参考电容器和ADC测量的已知值可以被用来识别电容传感器6的电容。一般地，并联的两个电容器的等效电容(Ceq)是它们的电容的和(即，)。反之，串联的两个电容器的等效电容(Ceq)的倒数是单个的电容的倒数的和(即，)。
使用CVD来测量电容传感器6的电容的一种方法是：(1)将辅助信道驱动到作为数字输出的VDD；(2)使ADC指向辅助VDD管脚(将CHOLD充电到VDD)；(3)将电容传感器6的线接地；(4)将电容传感器6的线转向输入；(5)使ADC指向电容传感器6的信道(从电容传感器6到CHOLD的分压器)；(6)开始DC转换；(7)读取ADC模块寄存器。
基本原理从一个ADC信道将用于ADC的内部采样和保持电容器充电到VDD开始。然后通过将电容传感器6接地来将电容传感器6的信道准备为已知状态。在电容传感器6被接地之后，必须再次使它成为输入。最后，在使它成为输入之后，立即将ADC信道切换到电容传感器6。这使采样和保持电容器CHOLD置于与电容传感器6并联，在这两者之间创建分压器。因此，电容传感器6上的电压与采样和保持电容器上的电压相同。在该步骤之后，应对ADC进行采样，读数表示电容传感器6上的电容量。
附接的微控制器或连接的计算机测量电容传感器6的电容的变化，并且对这些变化进行处理以跟踪容积水平。CVD方法提供对于噪声以及非常低的发射的高免疫力。感测使用两个ADC信道，但是它们可以都是传感器。在一个信道有效地扫描时，另一个传感器可以在扫描第一个信道的同时被重复用于辅助线。在传感器没有扫描时，它们应保持接地或保持为VDD。
桥式方法
使用桥式方式或方法测量电容传感器6的电容涉及使用AC桥来测量电容。例如，图15示出失衡AC驱动拓扑。失衡量被测量，并且与电容传感器6的电容成比例。如以上所讨论的，随着容器4中的液体水平升高，电容传感器6的电容变化。因此，与电容传感器6的电容成比例的失衡可以由微控制器或计算机测量，并且被处理以跟踪容积水平。
基于电荷的方法
使用基于电荷的方式或方法测量电容传感器6的电容依赖于电容传感器6保持和传送电荷的能力。整个电容器上所存在的电压与电容器中所保持的电荷成比例(即，)。如图16所绘，使用该方式测量的一种方法依赖于由与以上所讨论的CVD电容分压器方法类似的已知的电压源(VREF)充电的参考电容器(CREF)。根据参考电容器和电容传感器6如何连接(串联还是并联)，可以基于关于参考电容器和被测数据的已知信息来求解电容传感器6的电容。附接的微控制器或连接的计算机监测电容传感器6的电容变化，并且对这些变化进行处理以跟踪容积水平。
电容式感测模块方法
电容还可以使用电容式感测模块(CSM)方式来测量。图17示出微芯片微控制器内部电容式感测模块的实施例，图18示出CSM框图的实施例。CSM方式简化了电容式感测应用所需的硬件和软件设置量。只需要在收集袋上添加感测电极。电容式感测模块允许在没有机械接口的情况下与终端用户进行交互。在典型的应用中，电容式感测模块附接到与终端用户电隔离的尿液收集袋的电极。当尿液进入收集袋并且开始取代袋内部的空气时，电容式负载被添加，引起电容式感测模块中的频率偏移。
电容式感测模块使用软件以及至少一个计时器资源(例如，大多数微控制器上常见的计时器资源)来确定频率变化。频率变化(受电容变化影响)由微控制器或计算机测量，并且被处理以跟踪容积水平。该模块的一些特征可以包括：用于监测多个输入的模拟复用器(MUX)、电容式感测振荡器、多种功率模式、具有可变电压参考的高功率范围、多个计时器资源、软件控制、睡眠期间的操作，并且同时需要两个采样(当使用两个CSM模块时)。
CSM模块电容式感测振荡器由恒流源和横流宿(sink)组成，以生成三角形波形。振荡器被设计为驱动电容式负载(单个电极)，同时，将时钟源设计为计时器之一。它具有由适当的寄存器限定的三个不同的电流设置。对于振荡器的不同电流设置服务于至少两个目的：(1)最大化用于固定时基的计时器的计数数量；以及(2)最大化频率变化期间计数器中的计数差值。
用于改进电容测量的质量的方法
电容传感器的测量质量可能受各种因素影响，包括由于温度、湿度、静电放电(ESD)和其他促进因素而导致的系统水平差异和干扰。各种方法和手段可以被用来将这些因素考虑在内以及改进结果的质量。以下更详细地描述的这些方法可以与本文中所描述的基于电容的计量器一起使用。
例如，一些材料的介电常数随着可以影响被测电容的温度而变化。为了补偿，可以将温度传感器或温度计合并到容器4或相关联的设备中以监测流体的温度。电容传感器6可以在各种温度和介电常数值下进行校准以量化任何温度变化的影响。然而，温度补偿在智能尿液计量器2中不是必需的，例如，尿液在尿液收集和测量期间可以保持为大致平均体温或假定为保持为大致平均体温。
被测液体随着时间的组成变化也可以导致一些测量误差。按变化的比率混合具有不同介电常数的材料可以改变总体介电常数和所产生的所得电容。为了补偿，可以使用两个附加电容器，一个将暴露于流体(例如，补偿电容器10)，另一个将暴露于空气(例如，参考电容器8)。这样，如以上更详细地讨论的，可以实时地检测并补偿任何介电变化。
[被测材料随着时间的大的电导率变化也可以导致一些测量误差。然而，适当的电极选择可以最小化影响。厚壁电极绝缘也是推荐的。此外，使用一对电容器实时地确定将被测量的溶液的介电质(例如，如以上所讨论的那样)也可以帮助补偿这些变化。
干扰电磁信号可以降低测量系统的准确度和分辨率。实际上，非常小的电容的测量需要使用非常灵敏的电子电路。因此，电磁干扰(EMI)的防止起到重要的作用。电磁屏蔽可以被用来消除或大幅降低干扰电磁信号的影响。电磁屏蔽是停止电场在空间中的移动的过程。当电场移动通过空间并且它照到电子屏蔽时，它做两件事：使它的大部分偏转，然后通过实际屏蔽来观察其余部分。只有通过的电能是残留的。
许多技术可以被应用于减小电磁干扰，诸如使用：(1)围绕测量电路的被屏蔽盒；(2)被屏蔽电缆；(3)(被屏蔽)双绞线；以及(4)网滤器。
附加的电磁干扰可以由测量系统本身滤除。当干扰的频率远高于或低于测量系统的操作频率时，这样的滤波是可能的。例如，大部分低成本、基于电容测量的计量器/系统将在从1kHz至1MHz的频率范围内操作，所以由电力干线(例如，50Hz(在美国，60Hz)的频率及其谐波(例如，65Hz和高频干扰))引起的干扰可以借助数字电路中的切换和无线发射器等引起的远高于1MHz的频率来分开。
由外部噪声引起的寄生电容(Cp)或附加电容也可以在电容式系统中创建不稳定性并且降低灵敏性。传导噪声和辐射噪声是最常见的类型的干扰噪声。传导噪声在从装置外部供电的系统中被引起。这可以包括离开主干线电源供电的系统、台式机供电的USB装置、或可能意味着用户不与装置共享接地的任何其他情况。辐射噪声来自在电容式系统附近辐射电磁场的电子装置(例如，蜂窝电话)。
寄生电容的影响可以通过放大电容器的电容的原始值以使得它大于寄生电容来降低。例如，电极的面积可以被设计为比电极之间的间隔距离大得多，以使得来自寄生电容的相对影响变为可忽略。Cp的影响可以通过使用薄板以减小电场的边沿上的边缘场来降低。这帮助降低Cp的影响，因为电容与电场边沿的形状相关，电场边沿的形状与电容的结构紧密相关。
Cp的影响还可以通过使用适当的电磁屏蔽和接地来降低。适当的屏蔽和接地不仅减小周围的干扰(例如，电磁干扰)，而且还可以最小化寄生电容Cp的影响。此外，Cp的影响可以通过最小化引线电缆的长度(即，使得电路的存在足够靠近电容传感器以降低Cp的影响)来降低。
可选地，小电容器或反馈电路也可以被用来产生负电容以抵消或降低寄生电容的影响。正反馈电路提供通过连接点之间的电容损失的电流，防止跨电极电阻的可能下降。良好的补偿将取决于反馈电路可以供给电流的敏捷性。充分补偿的上升时间与记录放大器的上升时间和未补偿电路的上升时间的几何平均成比例。也可以使用屏蔽和/或其他方法来与上升时间快的头级放大器组合来最小化杂散电容。
此外，如果容器4是柔性袋/容器，则由于随着袋被充入，袋自然弯曲，在袋周围可能发生一些电场弯曲。袋的弯曲周围的该电场弯曲可能在弯曲周围在结果中引起非线性。然而，如果袋的自然弯曲以可预测的、一致的方式发生，则尿液计量器2可以被编程为补偿或考虑袋的电场弯曲。可替代地，电容传感器6的电极可以安装在更刚性的或半刚性的表面(例如，作为袋的整体部分的表面，或附接到袋的表面)上以抑止电极弯曲并且最小化电场弯曲影响。
另外，电容器可能泄漏电流，这可以产生不稳定性。因此，优选的是构造其中电容传感器6在接地管脚和地电位之间的尿液计量器2。该布置解决了泄漏电流的问题，这些问题在浮动电容器中更突出。在该设置中，在选定的传感器和地电位之间建立电流隔离。
此外，管道/导管材料(例如，硅胶)和/或流量计量器(例如，流量计量器52)的表面张力可能使流体通过其以来聚集，而不是连续地流动。聚集可以导致流体(例如，尿液)倒退，而不是适当地流过管道/导管和/或其他设备。当聚集发生时，可能难以得到流率的准确测量。例如，尿液的初始流量可能因聚集而延迟，从而阻止初始流量的准确测量。此外，当该聚集发生时，可能使流体的团的量在管道/导管中形成。当表面张力被克服时，流体的团的量被释放，但是团可能在流率测量中引起误差。另一个缺点是，聚集可能在膀胱中留下“倒退的”残留流体并且在排放腔中留下残留流体，这可以导致卫生和健康问题以及测量中的误差。
为了防止聚集，可以将光滑的疏水覆盖层添加到与流体测量系统一起使用的任何导管/管道的腔体(例如，排放腔)的内表面。也可以将类似的光滑的疏水覆盖层添加到流量计量器52中的流体通道64的表面。
可选地，表面活性剂溶液也可以被制备并且被冲过排放腔、相关联的管道、流量计量器52中的流体通道64的表面、和/或任何其他流体通道表面。表面活性剂可以在制造期间或在使用的前一刻添加以防止聚集并且确保连续的流量。可选地，表面活性剂可以被嵌入在腔体/流体通道的壁/表面中，例如，通过在浸渍制造过程期间将表面活性剂混合到用于创建导管/管道的内腔层的浸渍溶液中。导管/管道的外表面一般不用表面活性剂溶液处置以保留已经存在于外表面上的覆盖层的特性。例如，如果导管/管道已经包括具有抗菌氧化银的聚氨酯覆盖层，则表面活性剂溶液可能干扰外覆盖层的有益性质。可以有益地被用来处置腔体和流体通道的表面活性剂溶液包括含氟表面活性剂、碳氢化合物表面活性剂、硅胶表面活性剂、PFOS、Masurf FS-100、Masurf FS-115/FS-130、Masurf FS-130A、Masurf FS-130EB、Maurf FS-1400、Masurf FS-1700、Masurf FS-1725EB、Masurf FS-1740I、Masurf FS-1750EG、Masurf FS-230、Masurf FS-2620、Masurf FS-2800、Masurf FS-2950、Masurf FS-3020、Masurf FS-3330A、Masurf FS-630、Masurf FS-710、Masurf FS-780、MasurfFS-810、Masurf FS-910、Masurf LA-130A、Masurf NF-10、Masurf NF-25、Masurf NRW、Masurf SP-1020、Masurf SP-320、Masurf SP-430、Masurf SP-430R、Masurf SP-535、MasurfSP-535A、Masurf SP-740、Masurf SP-820、Masurf SP-925、Masurf UV-150、Masurf FS-3240、Zonyl FS-300、Masurf FS-3130、Zonyl FS-510、Zonyl FS-610、Zonyl FSO、Zonyl FSE、Zonyl FSG、Zonyl FTS、Zonyl 9361、Zonyl FS0-100、Zonyl 8857A、Zonyl 8867L、FC-4430、FC-4432、FC5120、Flexipel S-11WS、Flexiwet AB-28、Flexiwet DST、Flexiwet NF、FlexiwetNF-80、Flexiwet NI-M、Flexiwet NI-M100、Flexiwet PD-100、Flexiwet PD-15、FlexiwetPD-30EB、Flexiwet Q-22、Flexiwet RFS-20A、Flexiwet SSE、Thetawet FS-8000、ThetawetFS-8020DB、Thetawet FS-8020EB、Thetawet FS-8050、Thetawet FS-8100、Thetawet FS-8150、Thetawet FS-8200、Thetawet FS-8250、Surfynol TG、EnviroGem 2010、Surfynol 104、Surfynol1045、Surfynol 440、Surfynol 485、Carbowet 100、Carbowet 106、Carbowet 109、Carbowet125、Carbowet 13-40、Carbowet 144、Carbowet 300、Carbowet 76、Carbowet DC11等。选定的表面活性剂应是与内腔表面上已经使用的任何光滑的覆盖层兼容的表面活性剂，并且是当用在冲洗液中时在冲洗液中被有效添加以减小内腔表面上的表面张力和摩擦力的表面活性剂。
此外，超疏水图案化设计90(参见例如图19和图20)可以形成在与液体测量系统一起使用的任何导管/管道的腔体(例如，排放腔)的内表面上。类似的超疏水图案化设计90也可以形成在流量计量器52的流体通道64的表面上。图案化设计90可以被用来创建超疏水内腔表面并且防止聚集。超疏水表面上的水滴的接触角可能超过150°，滑动角可能小于10°，使得超疏水表面极其难以润湿。
超疏水性可以通过人为地将小规模粗糙度添加到疏水表面以使液滴保持处于卡西巴斯特状态(即，空气保持被束缚在液滴下面的微观裂缝内部的状态)来获得。疏水表面的粗糙度进一步降低了疏水表面的可湿性，导致抗水性或超疏水性提高。可湿性特性是与材料的润湿性质直接关联的那些表面参数；例如，接触角是液滴与固体表面所成的角度，表面自由能是与造成接触角的固体表面相关联的能量。在能量上，对于液滴而言的最佳配置在波纹的顶部上，像“钉子床上的苦行僧”那样。图19示出坐置在粗糙的超疏水图案化表面90的顶部上的液滴。
另外，倾斜的超疏水表面上的液滴不滑落；它滚落。这样的益处是，当液滴滚过污染物(例如，污垢、灰尘、玷污物或病毒性/细菌性材料等)时，如果粒子的吸收力高于粒子和表面之间的静摩擦力，则污染物被从表面移除。通常，由于粒子/污染物和表面之间的接触面积最小化，移除粒子/污染物所需的力非常低。因此，超疏水表面具有非常好的自清洁性质，并且细菌菌落的生长在抗水性表面上被抑止。
例如如图20所示的超疏水图案化表面90可以形成在所述系统中所使用的任何管道/导管的内表面上以及流量计量器52的流体通道64的内表面上，以使得液滴将总是处于卡西巴斯特状态，这改进了管道/导管和流量计量器52内部的排放和流体流量。优选地，为了超常的液体/尿液排斥性质以及消除管道/导管和/或流量计量器内部的流体聚集，超疏水图案化表面90具有大于150°的液体/尿液接触角。超疏水图案化表面90可以包括某一高度和直径的、间距固定的、锥形、圆柱形或方形微结构(例如，支柱)。
超疏水图案化表面90可以通过将图案的逆图案(inverse)蚀刻为用于创建管道/导管和/或流量计量器52的内表面的、浸渍模或模具的外表面来被添加到管道/导管/流量计量器的内表面。可替代地，可以通过该图案的逆图案将外部柔性结构附接到浸渍模或模具。逆图案化的浸渍模或模具然后可以在浸渍/模塑制造过程中被用来制作流量计量器52的管道/导管或壳体。
超疏水表面可以RTV或任何其他类型的聚合物的微阵列制造，其中支柱或支杆间距在450至700微米的范围内。优选地，超疏水表面的均匀支柱或支杆的高度在250μm-500μm之间，但是高度的范围可以高达800μm。可选地，可以使用通过在柔性基板的顶部分配粘合层而制造的、间距为400μm的UV固化硅胶支杆。在一些实施方案中，支杆或支柱的直径在50-175μm之间。图20示出形成在内部排放腔(没有按比例缩放)的一个部分上的示例性图案化微结构。尽管图20将示例性超疏水图案化表面90示为仅在腔体表面的一个部分上，但是设想腔体的整个表面将包括超疏水图案化表面90。
形成超疏水图案化表面90的微结构(例如，支柱或支杆)的一种方法是使用激光器来在浸渍模或模具的表面上形成图案的逆图案，该逆图案然后被用来创建期望表面。浸渍模然后可以被浸渍覆盖聚合物材料以形成具有期望的微结构图案化表面的导管或其他管道。激光器可以用在从陶瓷到金属、到聚合物的范围内的许多不同材料的表面上。激光器具有同时改变表面尺寸(粗糙度和表面图案)以及表面化学性质两者的能力，这然后可以导致可湿性特性的改变。
超疏水图案化表面还可以通过使用市售的3D打印机而被制备多种表面形状。在平整表面上制造大型的、复杂的聚合物物体，这些聚合物物体以后可以为了浸渍过程而被合并到所述模中。在微纹理化表面与主体或柔性结构构成整体的情况下，可以实现这一点。诸如被支承的水柱高度的超疏水行为可以用与用于描述具有纳米尺度的纹理特征的表面上的超疏水行为的那些方程相同的方程来描述。
尽管本文是在基于电容的测量系统的上下文下进行讨论，但是超疏水图案化表面在弗利导管以及与其他类型的流量计量器一起使用的其他管道(例如，以下所讨论的附加的测量系统)中也将是有益的。实际上，超疏水图案化表面在导管、管道、流过装置等中也将是有益的，即使它们未连接到计量器，或者即使它们在不同的上下文下被使用。此外，尽管本文就与尿液排放/收集相关联的管道、导管和流量计量器进行讨论，但是超疏水图案化表面可以被添加到流体流过的其他类型的医疗管道、导管和设备，例如，透析导管和设备、血管导管等。
附加的测量系统
各种附加的高分辨率、低成本流体监测系统也被设想。一般地，一个传感器或多个传感器可以与流体收集容器/袋集成以形成可以感测容积、流率和其他参数的智能尿液计量器或监测系统。所述传感器(一个或更多个)可以对响应于物理刺激(诸如重量、热量、光、声音、压力、磁力或特定运动)，并且发送所得的脉冲(关于测量或操作控制)。所述传感器(一个或更多个)的性能可以以物理单位来考虑：即，kgf、mL等。所述一个传感器或多个传感器可以一体地构建到容器中。来自传感器的模拟测量可以在模数转换器(ADC)中被转换为数字的，并且使用被编程的微控制器来进行处理。
图21示出尿液计量器或监测系统102中的可靠的低成本流体监测装置或系统。尽管就尿液监测系统进行描述，但是所描述的装置、系统和原理可以被用在与尿液收集和监测无关的其他流体监测应用中。如图21所示，尿液计量器102可以包括流体收集容器104、传感器106、微控制器108和无线收发器120。
多种类型的流体收集容器或袋可以被用于流体收集容器104。实际上，容器104可以与以上关于尿液计量器2的容器4所讨论的流体收集容器或袋中的任何一个相同或类似，并且可以包括与容器4相同的特征、形状、大小、材料、设计等中的任何一个。容器104可以是柔性的、刚性的、半刚性的和/或这些的组合。在实践中，容器104可以被设计为从容器的顶部或底部充入流体，例如，尿液可以从弗利导管流到与容器相关联的注入到容器204中的管道中。在一个实施方案中，流体流过在容器204的顶部连接的管道来充入容器204。
传感器106是印刷电子电阻式传感器，例如，E带液体水平传感器。印刷电子电阻式传感器是使用印刷电子器件、而不是移动机械零部件的固态传感器。印刷电子电阻式传感器被它被浸没在其中的流体的流体静力压缩，导致与从传感器的顶部到流体表面的距离相应的电阻变化。流体(例如，尿液)的容积可以通过使用印刷电子电阻式传感器将流体静力压力和容积相关来测量。在操作中，随着液体或尿液水平在容器/袋中升高，测量的电阻降低。液体水平越高，电阻越低。(相反，如果液体水平降低，则电阻将增大)。
传感器106优选地能够测量足以模拟在测量中精确的尿液输出的范围，并且提供在至少+/-5mL的误差内的可重复结果。更优选地，传感器将能够提供在至少+/-2mL的误差内的可重复结果。印刷电子电阻式传感器106可以包括在收集容器104内和/或作为收集容器104的整体部分。可选地，印刷电子电阻式传感器可以粘附到或以其他方式附接到袋的一侧，以使得只有非粘附的侧面对液体。传感器106的益处是，无论容器4的形状或柔性如何，它都同样地很好地工作。
对于简单的电阻-电压转换，印刷电子电阻式传感器106在分压器配置中被连到测量电阻器。输出可以用以下方程描述：
V o u t = V s 1 + R t a p e R m
微控制器108可以附接到容器4或以其他方式与容器4集成，或者是附接到容器4的集成电路的一部分。图22示出关于利用E带液体水平传感器的实施方案的简化的传感器和布线示图的一个实施例。在图22中，微控制器108是集成电路118的一部分，并且与模数转换器(ADC)110进行通信。来自传感器106的模拟电压测量在ADC 110中被转换数字的形式，并且使用微控制器108进行处理。
ADC 110可以被选来满足特定应用的分辨率要求。例如，ADC 110可以被选为具有优选地在10位和32位之间的输出大小，10位和32位应满足大多数分辨率要求。然而，也可以使用更高的输出大小的ADC。ADC的位值直接对应于其分辨率，从而指代它切分其满量程测量范围的精细程度，或者换句话说，它在理论上可以测量的、输入信号中的最小变化(忽视噪声)。更高的位值对应于更好的分辨率。
所述系统中所使用的ADC的输入分辨率可以根据以下公式来计算：
vd＝系统满量程范围
vs＝换能器满量程范围
E＝所需的满量程输出
n＝ADC位数
B＝0，单极，或对于双极，B＝1
Re s o l u t i o n = ( v d v s * 2 n - B ) * E
例如，在使用12位的实施方案中，ADC将给出每位0.54g的最大理论分辨率。这可以使用3.3Vdc的参考电压来计算，容积分辨率采取对应于1g＝1mL的相关性。
Re s = ( 3.3 V 3.3 V * 2 12 - 0 ) * 2200 g = 0.54 g
在微控制器108中，来自传感器106和ADC 110的测量数据由编写的软件或固件处理。该软件/固件由组合测量数据以生成用户可用的量的功能组成。例如，如以下所讨论的，来自传感器106的测量信号可以通过对数据进行曲线拟合(例如，基于拉格朗日插值)来与流体容积相关。测量读数和特定容积之间的关系(例如，曲线或线性方程)可以被编程到该软件/固件中，以使得容积可以基于传感器读数来计算。该软件/固件还可以被编程为随着时间跟踪容积水平以计算流率。该软件/固件还可以用信号示意容积水平、流率和任何其他的被测/被计算参数显示在监测器、计算机、智能电话和/或其他装置上或传送到这些装置。参数可以例如在尿液收集期间被连续地实时地计算、更新和显示。该软件/固件还可以被编程为实现其他目的/功能，包括本文中的其他地方所讨论的那些目的/功能。
在一个实施方案中，如图23所示，微控制器108是32位PIC32微控制器。PIC32板为PIC32MX7系列装置提供完整的高质量开发平台。它具有许多板上模块(以太网PHY)、I2C、SPI、RTC、音频编解码器、加速度计、温度传感器和闪存，这允许更快速地编写高复杂度的应用程序。在该实施方案和其他实施方案中，ADC 110被构建在微控制器108中或与微控制器108集成。如图23所示，温度传感器124也可以被用来将温度数据反馈给微控制器108。来自温度传感器124的数据可以与来自其他传感器(例如，传感器106)的测量/被计算数据一起处理和显示。温度传感器124可选地可以被集成到尿液计量器102中，例如，被构建到或附接到容器104。
各种其他的微控制器可选地可以用在所述系统中。例如，可以使用具有类似模块和功能的其他板，例如，更高位的板或具有附加模块的板。此外，还可以使用以上关于尿液计量器2所公开的微控制器和/或集成电路。
对于被测数据的软件校准和曲线拟合/线性化，重量刻度可以一开始被用来将液体的报告的容积和灌注的实际实验容积相关。对于基于从传感器106测量的输出数据计算容积的值的硬件/软件，电路的输出电压和容积之间的关系(其可以使用如以上提及的重量刻度、通过施加的重量来确定)首先被确定。这样做的一种方式是使用Excel和/或Minitab软件来计算将电路的输出电压和所施加的重量或容积相关以便对与电压输出相应的所施加的重量或容积进行插值的n次多项式曲线。从而，可以找到描述传感器行为的方程(例如，可预测曲线或线方程)。
可替代地，电路的输出电压和所施加的重量或容积之间的关系可以实时地使用适当的算法、使用拉格朗日插值方法来确定。例如，可以使用以下实时拉格朗日曲线拟合算法。
该实时拉格朗日曲线拟合算法使用来自使用E带电子电阻式传感器的原型尿液计量器的数据进行了测试，并且很有效地提供合理地准确的数据。例如，以下表1示出了实验容积和计算的拉格朗日容积之间的最小误差。
表1
尿液计量器102可选地可以包括无线收发器120。无线收发器120可以与关于尿液计量器2所讨论的无线收发器(例如，Zigbee等)相同或类似，以与远程计算机或单元进行无线通信以改进系统的可用性。可替代地，尿液计量器102可以包括以上关于尿液计量器2公开的其他通信手段之一。关于数据传输，尿液计量器102可以以与以上所讨论的尿液计量器2相同的方式作用。
此外，如以上关于尿液计量器2所讨论的，每个均连接到不同患者的多个尿液计量器也可以被配置为将数据发送到同一计算机或网络。与每个尿液计量器相关联的软件可以被编程为将被测数据与唯一标识符一起发送以区分一个尿液计量器发送的数据和其他尿液计量器中的每个发送的数据。
尿液计量器102还可以包括显示器或监测器，其被配置为基于传感器测量来显示容积、流率、温度和/或其他参数。
印刷电子电阻式传感器在传感器没有感测到水的水平的情况下，即，因为水压力尚未高得足以在传感器上标示，趋向于具有大约“盲英寸”。为了补偿这，压力套或类似装置可以附接到印刷电子电阻式传感器的基底以在传感器上提供一定量的初始压力以帮助克服“盲英寸”。可替代地，对应于“盲英寸”的容积可以具有已知值，一旦传感器开始感测(即，水的水平超过“盲英寸”)，该已知值就被微处理器自动地与容积相加。可选地，印刷电子电阻式传感器可以与本文中所公开的另一个传感器组合，该另一个传感器可以测量容积和流率，直到印刷电子电阻式传感器开始感测为止。
图24示出尿液计量器或监测系统202的形式的可靠的低成本流体监测装置或系统。尽管就尿液监测系统进行描述，但是所描述的装置、系统和原理可以被用在与尿液收集和监测无关的其他流体监测应用中。如图24所示，尿液监测系统202可以包括流体收集容器204以及支撑和测量组件212。支撑和测量组件212可以包括传感器206、接触物体216和受支撑的较低平台252。在一个实施方案中，支撑和测量组件212还可以包括平台214和横梁254，横梁254使用导线或其他连接器附接到平台214，以使得横梁254上的向下的力被传送到平台214。
多种类型的流体收集容器或袋可以被用于流体收集容器204。实际上，容器204可以与以上关于尿液计量器2的容器4所讨论的流体收集容器或袋中的任何一个相同或类似，并且可以包括与容器4相同的特征、形状、大小、材料、设计等中的任何一个。容器104可以是柔性的、刚性的、半刚性的和/或这些的组合。在实践中，容器204可以被设计为从容器的顶部或底部充入流体，例如，尿液可以从弗利导管流到与容器相关联的注入到容器204中的管道中。在一个实施方案中，流体流过在容器204的顶部连接的管道来充入容器204。
传感器206是力感测电阻器(“FSR”)。FSR可以由聚合物厚膜墨水制成，通常被丝网印刷在聚酯膜上，这依应用的要求而定；当力施加于装置时，电阻减小。FSR可以被用来创建用于测量容积和流率的超低成本尿液计量器。图25中示出了FSR的部件中的一些。FSR的墨水配制可以针对应用特定的要求(诸如用更大的力最小化饱和度)以及针对非常低的力的要求定制。温度、湿度和剪切是考虑因素中的一些。所使用的FSR优选地能够测量由所施加的模拟尿液输出的高达至少2.5kg(在小于或等于3kg的测量中是精确的)的重量引起的力，并且提供在至少+/-5mL的误差内的可重复结果。
在图26中可以看到用于保持传感器接触面积不变并且防止弯曲、随后将FSR转换为力传感器的机械夹具的设计。会均匀地分布施加于传感器上的压力的固体结构一般是需要的，与执行器接触面积无关。使传感器接触面积不变，将提高可重复性，并且FSR将充当具有良好准确性的良好的可重复的力传感器。
此外，用橡胶或软性盖覆层覆盖FSR将有效地分布所施加的负载，增大力/电压曲线在低力处的斜率并且减小高力处的斜率。
FSR具有许多优点，包括尺寸小、重量轻、便宜、以及使用容易和通用。然而，当FSR暴露于非均匀压力和机械力矩时，可能引起一些困难。然而，传感器206、支撑和测量组件212以及校准方法的构建可以被改善以最大化可靠性和准确性。为了改进传感器可重复性，一种这样的调整是，将固体结构或接触物体216附接到压力感测区域，保持传感器接触面积不变并且防止弯曲，随后将FSR转换为力传感器。
在一个实施方案中，流体容器204可以被布置为使得它从支撑和测量组件212悬挂。图24示出了支撑和测量组件212的一种可能的布置；然而，遵从本文中所描述的原理的其他布置设计也被设想。在图24中，支撑和测量组件212包括连接到横梁254的平台214(流体容器204从其悬挂)以及连接到平台214的底部的接触物体216，以使得接触物体216被设置在FSR的正上方，与FSR的表面(即，传感器206)接触(如果如以上所讨论的那样使用盖覆层，则盖覆层可以被认为是FSR的所述表面)。随着流体容器204充入流体(例如，尿液)，其重量增加，并且它在平台214上更重地下拉，这更强有力地将接触物体216推向传感器206。这样，FSR可以与任何大小或类型的流体容器一起用来随着流体容器4充入流体测量重量或向下的力的增大。该向下的力或重量的增大可以与容积增大相关以给出容积和流率的测量。使用FSR的其他布置也被设想，例如，流体容器4可以使FSR设置在流体容器4的基底处或附近，该基底被布置为使得随着液体/尿液充入容器，其重量在FSR上集中向下。
FSR传感器可以被用来创建分压器。对于简单的力-电压转换，FSR装置被连到分压器配置中的测量电阻器。输出方程可以用以下方程来描述：
V o u t = V s 1 + R F s r R m
可以与以上所讨论的微控制器108相同或类似的微控制器可以附接到容器204或以其他方式与容器204集成，或者是附接到容器204的集成电路的一部分。可替代地，微控制器可以附接到支撑和测量组件212或以其他方式与支撑和测量组件212集成，或者是附接到支撑和测量组件212的集成电路的一部分。图27示出关于利用FSR传感器的实施方案的简化的传感器和布线示图的一个实施例。在图22中，微控制器208是集成电路218的一部分，并且与ADC 210进行通信。来自传感器206的模拟电压测量在ADC 210中被转换数字的形式，并且使用微控制器208进行处理。ADC 210可以与以上所讨论的ADC 110相同或类似。ADC 210可以以与以上关于ADC 110所讨论的方式相同的方式被选为满足特定应用的分辨率要求。
在微控制器208中，来自传感器206和ADC 210的测量数据由编写的软件或固件处理，类似于在微控制器108(以上进行了讨论)中如何这样做。如以上所讨论的，该软件/固件由组合测量数据以生成用户可用的量的功能组成。来自传感器206的测量信号可以通过对数据进行曲线拟合(例如，基于拉格朗日插值)来与流体容积相关。测量读数和特定容积之间的关系可以被编程到该软件/固件中，以使得容积、流率和/或其他参数可以基于传感器读数来计算。该软件/固件还可以用信号示意容积水平、流率和任何其他的被测/被计算参数显示在监测器、计算机、智能电话和/或其他装置上或传送到这些装置。参数可以例如在尿液收集期间被连续地实时地计算、更新和显示。该软件/固件还可以被编程为实现其他目的/功能，包括本文中的其他地方所讨论的那些目的/功能。
在一个实施方案中，微控制器208是与图23中所示的并且在以上所讨论的32位PIC32微控制器类似的32位PIC 32微控制器。在该实施方案和其他实施方案中，ADC 210被构建在微控制器208中或与微控制器208集成。与温度传感器124类似的温度传感器也可以被用来将温度数据反馈给微控制器208。来自温度传感器的数据可以与来自其他传感器(例如，传感器206)的测量/被计算数据一起处理和显示。温度传感器可选地可以被集成到尿液计量器202中，例如，被构建到或附接到容器204。
各种其他的微控制器可选地可以用在所述系统中。例如，可以使用具有类似模块和功能的其他板，例如，更高位的板或具有附加模块的板。此外，还可以使用以上关于尿液计量器2所公开的微控制器和/或集成电路。
与印刷电子电阻式传感器106一样，使用FSR的线性化和/曲线拟合函数可以通过使用Minitab和/或excel或通过使用以上的实时拉格朗日曲线拟合算法来实现。然而，实时拉格朗日曲线拟合算法简化了软件内的计算，并且趋向于给出电路的输出电压和所施加的重量之间的更好的关系。这些曲线中的每个的行为取决于传感器的表面大小、正被利用的传感器的相对面积、以及被放置在分压器电路中的固定电压值。
可选地，电导可以被与力相对照绘制(电阻的倒数：1/r)。该格式允许在线性尺度上进行解释。还可以包括用于参考的相应的电阻值。被称为电流-电压转换器的简单电路可以给出与FSR电导成正比的电压输出，并且在期望响应线性度以避免复杂的曲线拟合的情况下可以是有用的。FSR具有电阻对压力的强对数关系。
进行了测试来研究使用FSR传感器的原型的能力。作为测试的一部分，使用与以上所讨论的实时拉格朗日曲线拟合算法相同的实时拉格朗日曲线拟合算法。如表2所示，实验容积和计算的拉格朗日容积之间的误差是相当合理的。
表2
如果FSR实验出现电阻值随着时间有些漂移的问题，则这些问题可以通过至少一周一次对FSR进行校准以确保进行适当的力测量来预防。
尿液监测系统202可选地可以包括无线收发器。无线收发器可以与关于尿液计量器2所讨论的无线收发器(例如，Zigbee等)相同或类似，以与远程计算机或单元进行无线通信以改进系统的可用性。可替代地，尿液监测系统202可以包括以上关于尿液计量器2公开的其他通信手段之一。关于数据传输，尿液监测系统202可以以与以上所讨论的尿液计量器2相同的方式作用。
此外，如以上关于尿液计量器2所讨论的，每个均连接到不同患者的多个尿液监测系统也可以被配置为将数据发送到同一计算机或网络。与每个尿液监测系统相关联的软件可以被编程为将被测数据与唯一标识符一起发送以区分一个尿液监测系统发送的数据和其他尿液监测系统中的每个发送的数据。
尿液监测系统202还可以包括显示器或监测器，其被配置为基于传感器测量来显示容积、流率、温度和/或其他参数。
以上的流体监测系统一般被描述为被应用于尿液计量器(一个或更多个)或尿液监测系统；然而，所描述的原理可以被应用于其他类型的(即，不涉及尿液的)流体测量或监测系统。此外，在一个实施方案中所描述的特征一般可以与在其他实施方案中所描述的特征组合。例如，电容传感器的倾斜感测特征可以与印刷电子电阻式传感器系统组合。另外，疏水覆盖层、表面活性剂处置和超疏水图案化表面特征可以包括在与本文中所公开的实施方案中的任何一个相关联的管道/导管上。实际上，在一些情况下，可以组合多于一种类型的监测系统或传感器。例如，印刷电阻电阻式传感器在传感器没有感测到水水平的情况下，即，因为水压力尚未高得足以在传感器上标示，趋向于具有大约“盲英寸”。因此，基于电容的传感器或FSR传感器可以被用来感测第一个英寸，然后印刷电子电阻式传感器可以接管。
本文中所描述的设备、装置、系统和方法的组成部分可以用硬件、软件或这两者的组合来实现。在设备、装置、系统和/或方法的组成部分用软件实现的情况下，该软件(例如，包括以上所讨论的算法/计算的软件)可以被以可执行格式存储在一个或更多个非暂时性机器可读介质上。此外，上述方法的算法、计算和/或步骤可以用软件实现为一组数据和指令。机器可读介质包括以机器(例如，计算机)可读的形式提供(例如，存储和/或传输)信息的任何机制。例如，机器可读介质包括只读存储器(ROM)；随机存取存储器(RAM)；磁盘存储介质；光学存储介质；闪存装置；DVD、电、光、声或其他形式的传播信号(例如，载波、红外信号、数字信号)、EPROM、EEPROM、FLASH、磁卡或光卡、或适合于存储电子指令的任何其他类型的介质。表示设备和/或存储在机器可读介质上的方法的信息可以被被用在创建本文中所描述的设备、装置、系统和/或方法的过程中。用于实现本发明的硬件可以包括集成电路、微处理器、FPGA、数字信号控制器和/或其他部件。
虽然已经就特定变型和说明性附图描述了本发明，但是本领域的普通技术人员将认识到，本发明不限于所描述的变型或附图。此外，在上述方法和步骤指示按某一顺序发生的某些事件的情况下，本领域的普通技术人员将认识到，可以修改某些步骤的排序，并且这样的修改是根据本发明的变型的。此外，某些步骤在可能时可以在并行过程中同时执行，而且还可以如上所述的那样顺序地执行。因此，在存在本发明的这样的变型的情况下，即所述变型在本公开的精神之内或者等同于权利要求书中找到的本发明，本专利意图是将也覆盖这些变型。

Claims (24)

1.一种流体监测系统，所述流体监测系统包括：
容器，所述容器用于收集流体；以及
电容传感器，所述电容传感器附接到所述容器，并且被配置为充当随着所述流体收集在所述容器中感测所述流体的物理性质的电容器。
2.如权利要求1所述的流体监测系统，还包括微控制器，所述微控制器被编程为基于从所述电容传感器接收的数据，随着所述流体收集在所述容器中计算所述流体的容积测值。
3.如权利要求1所述的流体监测系统，其中所述电容传感器具有仅由两个平行电极形成的大致共面电极结构。
4.如权利要求1所述的流体监测系统，其中所述电容传感器具有叉指电极结构。
5.如权利要求4所述的流体监测系统，其中所述叉指电极结构由所述容器的外表面上的导电墨水形成。
6.如权利要求2所述的流体监测系统，还包括参考电容器和补偿电容器，所述参考电容器被配置为测量空气的介电性质，所述补偿电容器被配置为测量所述流体的介电性质，所述微控制器被编程为基于从所述参考电容器和所述补偿电容器接收的数据连续地估计所述流体的介电常数。
7.如权利要求2所述的流体监测系统，还包括用于将所述容积测值发送到单独的装置的无线收发器。
8.如权利要求7所述的流体监测系统，其中所述微控制器包括软件，所述软件被编程为将所述容积测值与唯一标识符一起发送，以区分所述流体监测系统发送的容积和其他监测系统发送的数据。
9.如权利要求1所述的流体监测系统，还包括管道，所述流体在收集在所述容器中之前流过所述管道，所述管道的内表面包括表面活性剂。
10.如权利要求9所述的流体监测系统，其中所述表面活性剂被嵌入在所述内表面中。
11.一种测量流体容积的方法，所述方法包括：
提供尿液监测装置，所述尿液监测装置包括：
容器，所述容器用于收集流体；以及
电容传感器，所述电容传感器附接到所述容器，并且被配置为充当感测所述流体的物理性质的电容器；以及
微控制器，所述微控制器被编程为使用来自所述电容传感器的数据来随着所述流体收集在所述容器中计算所述流体的容积；
基于来自所述电容传感器的数据，随着所述流体收集在所述容器中计算所述流体的容积。
12.如权利要求11所述的方法，还包括在计算所述流体的容积之前计算所述电容传感器的基本电容。
13.如权利要求11所述的方法，其中来自所述电容传感器的数据表示所述电容传感器的电容，并且计算容积的步骤还包括基于表示所述电容传感器的电容的数据来计算容积。
14.如权利要求13所述的方法，其中表示所述电容传感器的电容的所述数据间接地从振荡器的变化频率来测量。
15.如权利要求11所述的方法，还包括基于来自所述电容传感器的数据，随着所述流体收集在所述容器中计算所述流体的流率。
16.一种流量计，所述流量计包括：
壳体，所述壳体包括穿过所述壳体的流体通道；以及
在所述壳体内部的电容传感器，所述电容传感器被配置为充当随着所述流体通过所述流体通道感测所述流体的物理性质的电容器。
17.如权利要求16所述的流量计，还包括微控制器，所述微控制器被编程为基于从所述电容传感器接收的数据，随着所述流体通过所述流体通道计算所述流体的容积。
18.如权利要求16所述的流量计，其中所述电容传感器具有围绕所述流体通道设置的同轴电极结构。
19.如权利要求16所述的流量计，其中所述电容传感器具有包括两个半圆板的电极结构，所述流体通道设置在所述两个半圆板之间。
20.如权利要求16所述的流量计，还包括用于将数据发送到单独的装置的无线收发器。
21.如权利要求16所述的流量计，其中所述流体通道的内表面包括表面活性剂。
22.如权利要求21所述的流量计，其中所述表面活性剂被嵌入在所述内表面中。
23.一种尿液监测系统，所述尿液监测系统包括：
容器，所述容器用于收集尿液；
印刷电子电阻式传感器，所述印刷电子电阻式传感器附接到所述容器的内表面，并且被配置为随着所述尿液收集在所述容器中测量所述尿液的物理性质；以及
微控制器，所述微控制器被编程为基于从所述印刷电子电阻式传感器接收的数据，随着所述尿液收集在所述容器中计算所述尿液的容积。
24.一种尿液监测系统，所述尿液监测系统包括：
容器，所述容器用于收集尿液；
力感测电阻器，所述力感测电阻器被配置为提供指示随着所述尿液收集在所述容器中所述尿液的容积的测量值；
支撑和测量组件，所述容器从所述支撑和测量组件悬挂，所述支撑和测量组件包括设置在所述力感测电阻器的正上方并且与所述力感测电阻器接触的接触物体；
微控制器，所述微控制器被编程为基于来自所述力感测电阻器的测量值，随着所述尿液收集在所述容器中计算所述尿液的容积。
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