WO2014067248A1 - 低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法 - Google Patents

Abstract

一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法，包括如下步骤：1）将多个测试电极紧贴患者的测试部位，根据生物电阻抗技术，通过生物电阻抗测量装置实时测量膀胱的电阻抗值（101）；2）通过数字滤波算法，选择合适参数，去除干扰信号，提高电阻抗信噪比，并实时更新电阻抗最大值，计算阻抗阈值及其变化率（102）；3）根据医学知识与临床经验，建立专家诊断系统，对阻抗阈值和阈值变化率进行模糊化处理，制定模糊规则，然后根据模糊规则实现自动排尿报警，以提示患者及时排尿或通知医务人员（103）。采用该方法能够实时、准确地对膀胱尿量进行动态预测与排尿报警，提示患者及时排尿，或通过无线网络远程监控病情，操作更加安全方便、抗干扰能力强。

Description

说 明 书

低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法

技术领域

本发明涉及一种膀胱尿量实时监测方法， 尤其涉及基于生物电阻抗的低负 荷膀胱尿量实时监测与排尿自动报警方法。

技术背景

目前膀胱状况检测方法多采用超声、 压力、 位移等技术手段， 采用的都是 静态监测方法， 无法及时掌握患者尿量。 对于像尿失禁、 膀胱炎、 脊髓损伤等 尿意缺失患者， 需要实时监测膀胱尿量， 并及时提醒患者排尿， 才能预防积尿 过多、 排尿过频或排尿不尽等并发症； 同时， 也可以通过有线 （或无线） 通信 方法实现远程监控， 目前的膀胱尿量监测方法无法满足上述要求。

生物电阻抗技术利用了生物组织及器官的电特性提取人体生理与病理信息 的无创检测技术。 现有测量方法和装置都无法清晰准确根据测量数据， 寻找到 合适的报警点， 及时提示患者排尿。 现有技术中公开了一种基于生物电阻抗的 膀胱尿量监测装置， 并采用阀值与曲线拟合等线性方法来预测尿量多少。 但是， 考虑到人体膀胱器官是一种极其复杂的自适应系统， 其电阻抗变化与尿量变化 之间的数学模型极其复杂， 同时存在明显的个体与时空差异性， 进一步将模型 复杂化， 因此， 现有技术中采用简单的线性关系来预测尿量必然存在极大误差。 为此， 本发明基于对膀胱器官及其电阻抗关系深入探讨的基础上， 提出了一种 基于模糊逻辑和专家知识的自适应预测模型， 实现更加精确地尿量预测与排尿 报警。

发明内容

本发明的目的是克服现有技术的不足， 提供一种基于生物电阻抗的非侵入 式排尿预测方法， 结合临床专家经验与实验数据特征， 采用模糊逻辑方法实现 更加精准膀胱尿量预测与报警。 其操作更安全、 抗干扰能力更强、 更加准确提 醒患者及时排尿， 并避免过于频繁排尿的风险。

本发明实施提供了一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其步骤 包括：

1 ) 将多个测试电极紧贴患者的测试部位， 根据生物电阻抗技术， 通过生物 电阻抗测量装置实时测量膀胱的电阻抗值；

2 ) 通过数字滤波算法， 选择包括截止频率、 阶数在内的合适参数， 去除包 括呼吸、 心跳、 高频、 工频在内的干扰信号， 提高电阻抗信噪比； 然后， 实时 更新电阻抗最大值， 计算阻抗阀值及其变化率；

3 ) 根据医学知识与临床测试经验， 建立专家诊断系统， 即对阻抗阀值、 阀 值变化率进行模糊化处理， 制定模糊规则； 然后根据模糊规则判据实现自动排 尿报警， 以提示患者及时排尿或通知医务人员。

作为本发明技术方案的优选实施方式， 本发明的低负荷膀胱尿量实时监测 与自动报警方法进一步包括如下技术特征的部分或者全部：

优选地， 所述的生物电阻抗测量装置， 包括测试电极、 下位机和上位机， 所述测试电极与所述下位机之间设置有连接二者的多路开关模块， 下位机负责 电阻抗数据采集， 并通过无线方式与上位机进行数据通讯， 上位机负责电阻抗 数据处理与自动报警。

优选地， 下位机主控板包括主控模块和与所述主控模块相连的电源模块、 幅值 /相位测量模块、 测量信号滤波模块、 中频正弦信号发生模块、 压控恒流源 模块、 发射模块、 接收模块； 所述电源模块通过能耗管理实现长时间测量， 测 量信号滤波模块用于去除干扰信号， 压控恒流源模块用于提供稳定的激励电流， 发射器用于通过佩戴在患者小腹下端对应膀胱位置的测试电极输入电流激励， 接收器用于采集人体电阻抗数据， 并通过无线方式传输到上位机。

优选地，上位机及下位机之间的数据通讯通信是通过下位机中设置的 RS232 无线模块实现。

优选地， 所述步骤 2 ) 中， 数字滤波算法是采用极低截止频率的低通逐点滤 波算法， 可以实时有效地去除呼吸、 心跳、 高频、 工频在内的干扰信号， 提高 信噪比。 进一步地， 在本发明的一个优选实施例中看， 所述步骤 2 ) 中， 数字滤 波算法是采用小于或等于 0. 01的极低截止频率的低通逐点滤波算法。 考虑到呼 吸、 心跳等生理特征也会在一定程度影响到测量精度， 本发现特规定低通滤波 器截止频率必须小于或等于 0. 01 。

优选地， 所述步骤 2 ) 中， 更新电阻抗最大值是指实时录找并更新最大阻抗 值， 实时地将阻抗最大值〈 42) >记录在寄存器中， 如果当前时刻的阻抗值 < Z(k) >大于之前的阻抗最大值〈 Max(Z) >，则将当前时刻的阻抗值〈 Z(k、 >重新开始 写入寄存器中， 以前的数据自动丢掉； 反之， 不做任何数据取代工作。

优选地， 步骤 2 )中计算阻抗阀值及其变化率是根据阻抗最大值与当前的阻 抗值相减得到阻抗阀值及其变化率， 再根据知识库进行参数模糊化步骤：

阀值及阀值变化率根据如下公式计算：

TR(k) = Max(Z) - Z(k) , k = 0, 1,2,...

其中 TR d、 Max{k) , 分别表示当前时刻阻抗阀值， 当前时刻的最大阻 抗值， 当前时刻的阻抗值。 卿 ) = — — D， k = 2,3,4,...

T

其中 , TR k-、 , 分别表示当前时刻阀值变化率， 前一时刻阀值， 采样周期；

参数模糊化是将阀值、 阀值变化率的精确值变成模糊值， 阀值模糊值均分 4 个等级如正大 （ΡΒ)、 正中 （ΡΜ)、 正小 （PS )、 零 （Z)。 阀值变化率模糊值均分 5个等级如正大 （PB)、 正小 （PS )、 零 （Z)、 负小 （NS)、 负大 （NB)。

优选地， 所述步骤 3 ) 中， 根据专家知识与临床测试经验， 制定如下模糊规 则：

[ 1] IF 阀值为正大 （PB)， THEN 排尿报警；

[2] IF 阀值为正中（PM ) and 阀值变化率为零（Z ) /负小（NS ) /负大（NB)， THEN排尿报警；

[3] IF 阀值为正小 （PS ) and 阀值变化率为正大 （PB)， THEN排尿报警； 此外， 如果测试时间达一定时间 （如 2. 5小时）， 仍然没有报警， 测试系统 进行排尿强制报警， 并排查测试装置与电极。

优选地， 本发明的低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法还包括电极安 放位置的选择， 采用多路开关模块进行测量位置切换， 实现多位置测量与比较， 找到最佳的测量位置， 减小个体差异造成的测量误差。 考虑到个体差异 （如脂 肪、 身高、 腰围等） 直接影响到测试电极位置的选择， 为此， 本发现专门开发 了一款多路切换开关电路模块 （如图 7所示）， 可实现不同测量位置对比 （如不 同高度， 测试电极宽度， 测试电极与刺激电极相对距离等）， 针对不同受试者获 得其最佳的电极安放位置， 最大化减小个体差异所带来的人体固有干扰， 提高 测量精度。

相比与现有技术， 本发明的技术方案至少包括如下有益效果：

1 . 采用模糊逻辑理论， 有助于缩短临床专家语言与工程数据特征之间的距 离， 更好地学习临床专家经验， 更充分的获取阻抗特征， 提高报警精度。

2. 结合阀值、 阀值变化率、 时间等多特征的专家报警方法， 可以更加准确 地捕获排尿这一生理特征， 更合理进行排尿提醒与报警！

3. 增加了多路开关电路模块， 比较不同位置测量效果， 获得最佳的电极安 放位置， 可以减小个体差异带来的干扰。

附图说明

图 1 是本发明实施提供的低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法的流程 图。

图 2是本发明实施例中所用测试电极的佩戴示意图。

图 3A是本发明实施例中阻抗阀值隶属度函数结构。

图 3B是本发明实施例中阻抗阀值变化率隶属度函数结构。

图 4是本发明实施例中报警算法流程图。

图 5是本发明实施例中采样数据比较。

图 6是本发明实施例中显示界面。

图 7本发明实施例中系统结构。

具体实施方式

为使本发明的目的、 技术方案和优点更加清楚， 下面将结合附图对本发明 作优选地详细描述。

如图 1 所示， 本发明实施提供的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警 方法， 包括以下步骤：

①、 选择最佳的测量位置， 如图 2所示， 测量位置包括三个可调参数 （电 极到肚脐的垂直高度，测量电极到中线的距离， 刺激电极到中线的距 离）。 考虑到膀胱周围组织的干扰、 电流在人体器官中流向的不确性 和膀胱位置的个体差异， 我们可采用多路开关进行 （如图 7 ) 不同位 置比较实验， 从而找到最佳的电极安装位置， 最大化减小人体固有干 扰， 提高信号噪比。 根据解剖学和电场分布原理， 测量电极和刺激电 极处于同一水平线 （如图 2 )。

②、 通过实时低通滤波算法， 选择合适的参数包括截止频率、 阶数等， 截 止频率一般要低于 0. 01Hz，以去除呼吸、 心跳、 高频、 工频在内的干 扰信号， 提高电阻抗信噪比。 采用实时搜索和冒泡法， 获取动态的电 阻抗最大值， 并同时计算阻抗阀值及其变化率。 其中阻抗阀值为动态 最大值减小阻抗的当前值， 阀值变化率为当前阀值减去上一时刻的阀 值。

③、 结合医学知识与临床实验数据特征， 建立专家诊断系统， 即对阀值、 阀值变化率进行模糊化处理， 变成临床语言； 制定模糊规则， 实现自 动报警， 以提示患者及时排尿。 其中附图 3为阀值与阀值变化率的隶 属度函数示意图。 模糊推理规则如下：

[1] IF 阀值为正大 （PB)， THEN 排尿报警；

[2] IF 阀值为正中 （PM) and 阀值变化率为零 （Z ) /负小 （NS ) /负大 (NB)， THEN排尿报警； [3] IF 阀值为正小 （PS) and 阀值变化率为正大 （PB)， THEN排尿报

[4]如果测试时间达一定时间 （如 2. 5小时）， 仍然没有报警， 测试系统 进行排尿强制报警， 避免因测试出错引起风险。 并及时排查测试装 置与电极。

[5]此外， 报警规则和阀值隶所度函数可以根据专家知识的知识更新进 行修正， 而临床测试数据与专家新知识增加为知识更新的主要依据。 有图 1 可见， 本流程主要包括三部分： 电极的佩戴与阻抗数据采集， 数据 的预处理与特征提取， 特征的去模糊化与诊断报警。

电极的佩戴包括电极位置的选择与安放， 位置的选择基于多路开关的比较 获得最佳安放位置； 电极的安放前， 最好要剃除皮肤表面的不洁净物质， 再用 酒精试擦其表面， 以减小对测量的影响。 图 2 为本发明实施例中测试电极的佩 戴示意。 通过示意图显示， 多个测试电极必须处于同一水平面， 两个测量电极 在内， 两个刺激电极在外， 其中多个测试电极必须关于中线对称。 此种电极佩 戴方法， 符合解剖学与电场分布原理， 有助于获得最佳的效果。

本发明的低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法中包括电极安放位置的 选择， 采用多路开关模块进行测量位置切换， 实现多位置测量与比较， 找到最 佳的测量位置， 减小个体差异造成的测量误差。 考虑到个体差异 （如脂肪、 身 高、 腰围等） 直接影响到测试电极位置的选择， 为此， 本发现专门开发了一款 多路切换开关电路模块（如图 7所示）， 可实现不同测量位置对比（如不同高度， 测试电极宽度， 测试电极与刺激电极相对距离等）， 针对不同受试者获得其最佳 的电极安放位置， 最大化减小个体差异所带来的人体固有干扰， 提高测量精度。

在本发明优选实施例的步骤 2 )中， 数字滤波算法是采用极低截止频率的低 通逐点滤波算法， 可以实时有效地去除呼吸、 心跳、 高频、 工频在内的干扰信 号， 提高信噪比。进一步地， 在本发明的一个优选实施例中看， 所述步骤 2 )中， 数字滤波算法是采用小于或等于 0. 01的极低截止频率的低通逐点滤波算法。 考 虑到呼吸、 心跳等生理特征也会在一定程度影响到测量精度， 本发现特规定低 通滤波器截止频率必须小于或等于 0. 01 。 而更新电阻抗最大值是指实时录找 并更新最大阻抗值， 实时地将阻抗最大值〈 ^(Z) >记录在寄存器中， 如果当前 时刻的阻抗值〈2( ) >大于之前的阻抗最大值〈 Ϊ4Ζ) >， 则将当前时刻的阻抗值 〈Z(fc) >重新开始写入寄存器中， 以前的数据自动丢掉； 反之， 不做任何数据取代 工作。

其中， 步骤 2 )中计算阻抗阀值及其变化率是根据阻抗最大值与当前的阻抗 值相减得到阻抗阀值及其变化率， 再根据知识库进行参数模糊化步骤： 阀值及阀值变化率根据如下公式计算：

TR(k) = Max(Z) - Z(k) , k = 0, 1,2,...

其中 TR 、 Max(k) , 分别表示当前时刻阻抗阀值， 当前时刻的最大阻 抗值， 当前时刻的阻抗值。 ) =剛— — ， k = 2,3,4,...

T

其中 , TR k-、 , 分别表示当前时刻阀值变化率， 前一时刻阀值， 采样周期；

参数模糊化是将阀值、 阀值变化率的精确值变成模糊值， 阀值模糊值均分 4 个等级如正大 （ΡΒ)、 正中 （ΡΜ)、 正小 （PS )、 零 （Z)。 阀值变化率模糊值均分 5个等级如正大 （PB)、 正小 （PS )、 零 （Z)、 负小 （NS)、 负大 （NB)。

图 3B是本发明实施例中阻抗阀值变化率隶属度函数结构。 图 3A为阻抗阀 值的隶属度函数， 考虑到阻抗阀值恒大于零， 所以其值划分为三个正的区间， 包括正小 （PS )、 正中 （PM ) 和正大 （PB ) , 分别采用三角、 梯型与单边梯形的 函数表示， 其值的选择可以根据测试经验进行选择与优化。

图 3B为阀值变化率隶属度函数。阀值变化率则按对称原则划分为 5个区间， 包括负大 （NB)、 负小 （NS)、 零 （Z)、 正小 （PS ) 和正大 （PB ) , 分别采用单边 梯形、 梯形、 三角形、 梯形和单边梯形函数， 其值的大小变可以通过测试经验 进行选择与优化。

图 4 为本发明实施例中报警算法流程。 首先， 测量前必须提醒患者排尽尿 量， 以确保膀胱中尿量初值接近零。

第二步进行参数设定， 主要包括电极安放位置的设定， 如果患者是第一次 使用仪器， 必须进行多路开关的比较测试， 获得最佳的测量位置， 并完成电极 的安放， 启动监测仪器。

接着， 进行阻抗数据的动态采集、 滤波等预处理、 特征提取， 获得比较准 确的最大阻抗值、 阻抗阀值、 阻抗阀值变化率等重要参数。

下一步， 采据数据库中提供的隶属度函数与模糊推理规则库， 进行阻抗特 征 （阀值与阀值变化率） 去模糊化与排尿事件诊断， 匹配成功进行排尿报警， 并将数据存入数据库中， 以更新数据库。 如果匹配不成功， 启动异常诊断程序， 并通知工程师和临床专家一起进行故障诊断， 排除电池掉电、 电极老化与脱落、 患者异常动作过多等干扰因素， 保下次测量正确。

与此同时， 为了避免异常错误产生而影响患者健康， 本发现参加了一个强 制报警措施， 以保护患者健康。

此外， 临床专家新的知识、 测试过程的导常情况、 新数据的加入等都可以 进一步完善数据库和知识库， 修正隶属度函数和推理规则等， 从而实现自适应 的排尿报警方法， 达到最佳精度。 在本发明实施例的步骤 3 ) 中， 根据专家知识 与临床测试经验， 制定如下模糊规则：

[4] IF 阀值为正大 （PB)， THEN 排尿报警；

[5] IF 阀值为正中（PM) and 阀值变化率为零（Z ) /负小（NS) /负大（NB)， THEN排尿报警；

[6] IF 阀值为正小 （PS) and 阀值变化率为正大 （PB)， THEN排尿报警； 此外， 如果测试时间达一定时间 （如 2. 5小时）， 仍然没有报警， 测试系统 进行排尿强制报警， 并排查测试装置与电极。

图 5 本发明实施例中采样数据比较。 上图为膀胱生物电阻抗原始数据， 下 图为经过低通滤波等预处理后的数据。

图 6本发明实施例中显示界面。 本发明采用 Labviw程序设计显示界面， 包 括运动按钮和串口通道选择、 原始数据与滤波后的动态数据显示、 报警指示灯 与异常情况指标灯、 状态显示框 （提示是否正常监测）、 监测时长等信息。 通过 界面显示， 可以清楚地掌握仪器的运行状态。

图 7 本发明实施例中系统结构。 该系统结构即为所述的生物电阻抗测量装 置， 包括测试电极、 下位机和上位机， 所述测试电极与所述下位机之间设置有 连接二者的多路开关模块， 下位机负责电阻抗数据采集， 并通过无线方式与上 位机进行数据通讯， 上位机负责电阻抗数据处理与自动报警。 多路开关选择模 块主要用于比较不同测量位置效果， 以帮助初次实验的患者获得最佳的测量位 置， 提高测量精度。

下位机主控板包括主控模块和与所述主控模块相连的电源模块、 幅值 /相位 测量模块、 测量信号滤波模块、 中频正弦信号发生模块、 压控恒流源模块、 发 射模块、 接收模块； 所述电源模块通过能耗管理实现长时间测量， 测量信号滤 波模块用于去除干扰信号， 压控恒流源模块用于提供稳定的激励电流， 发射器 用于通过佩戴在患者小腹下端对应膀胱位置的测试电极输入电流激励， 接收器 用于采集人体电阻抗数据， 并通过无线方式传输到上位机。 在本发明优选实施 例中， 上位机及下位机之间的数据通讯通信是通过下位机中设置的 RS232 无线 模块实现。

上位机报警算法模块主要负责电阻抗数据预处理 （滤波、 去趋势等）、 特征 提取 （阻抗最大值、 阀值、 阀值变化率等）、 特征模糊化处理与诊断等， 并时实 修正知识库， 提高报警精度。 然后， 根据报警算法诊断结果， 通过声光报警， 以提醒患者及时排尿。

应当指出， 对于本技术领域的普通技术人员来说， 在不脱离本发明原理的 前提下还可以做出若干改进和变动， 这些改进和变动也视为本发明的保护范围。 需要说明的是， 采用本发明的方法和测量装置还可以测量脂肪厚度， 腹腔积水 病情， 胃部滞留的食物， 以及呼吸情况等等， 这些都属于本发明保护的范围。

Claims

1. 一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特征在于， 包括如下步骤:

1 ) 将多个测试电极紧贴患者的测试部位， 根据生物电阻抗技术， 通过生物电阻 抗测量装置实时测量膀胱的电阻抗值；

2 ) 通过数字滤波算法， 选择包括截止频率、 阶数在内的合适参数， 去除包括呼 吸、 心跳、 高频、 工频在内的干扰信号， 提高电阻抗信噪比； 然后， 实时更新电阻 抗最大值， 计算阻抗阀值及其变化率；

3 ) 根据医学知识与临床测试经验， 建立专家诊断系统， 即对阻抗阀值、 阀值变 化率进行模糊化处理， 制定模糊规则； 然后根据模糊规则判据实现自动排尿报警， 以提示患者及时排尿或通知医务人员。

2. 按照权利要求 1所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特 征在于： 所述的生物电阻抗测量装置， 包括测试电极、 下位机和上位机， 所述测试 电极与所述下位机之间设置有连接二者的多路开关模块， 下位机负责电阻抗数据采 集， 并通过无线方式与上位机进行数据通讯， 上位机负责电阻抗数据处理与自动报

3. 按照权利要求 2所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特 征在于： 下位机主控板包括主控模块和与所述主控模块相连的电源模块、 幅值 /相位 测量模块、 测量信号滤波模块、 中频正弦信号发生模块、 压控恒流源模块、 发射模 块、 接收模块； 所述电源模块通过能耗管理实现长时间测量， 测量信号滤波模块用 于去除干扰信号， 压控恒流源模块用于提供稳定的激励电流， 发射器用于通过佩戴 在患者小腹下端对应膀胱位置的测试电极输入电流激励， 接收器用于采集人体电阻 抗数据， 并通过无线方式传输到上位机。

4. 按照权利要求 2所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特 征在于： 上位机及下位机之间的数据通讯通信是通过下位机中设置的 RS232 无线模 块实现。

5. 按照权利要求 1 所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法，其特 征在于： 所述步骤 2 ) 中， 数字滤波算法是采用极低截止频率的低通逐点滤波算法， 可以实时有效地去除呼吸、 心跳、 高频、 工频在内的干扰信号， 提高信噪比。

6. 按照权利要求 5所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特 征在于： 所述步骤 2 ) 中， 数字滤波算法是采用小于或等于 0. 01的极低截止频率的 低通逐点滤波算法。

7. 按照权利要求 5所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特 征在于： 所述步骤 2) 中， 更新电阻抗最大值是指实时录找并更新最大阻抗值， 实时 地将阻抗最大值〈 4 >记录在寄存器中，如果当前时刻的阻抗值〈2 )〉大于之前的 阻抗最大值〈M (Z)>，则将当前时刻的阻抗值〈^ )>重新开始写入寄存器中， 以前的 数据自动丢掉； 反之， 不做任何数据取代工作。

8. 按照权利要求 1所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特 征在于： 步骤 2)中计算阻抗阀值及其变化率是根据阻抗最大值与当前的阻抗值相减 得到阻抗阀值及其变化率， 再根据知识库进行参数模糊化步骤：

阀值及阀值变化率根据如下公式计算：

TR(k)=Max(Z)-Z(k), k = 0,1,2,...

其中 7^)、 fer )、Z )分别表示当前时刻阻抗阀值，当前时刻的最大阻抗值， 当前时刻的阻抗值； )=剛— — ， k = 2,3,4,...

T

其中 dTi , TRm 分别表示当前时刻阀值变化率， 前一时刻阀值， 采样 周期；

参数模糊化是将阀值、 阀值变化率的精确值变成模糊值， 阀值模糊值均分 4个 等级如正大 （PB)、 正中 （PM)、 正小 （PS)、 零 （Z)。 阀值变化率模糊值均分 5个等 级如正大 （PB)、 正小 （PS)、 零 （Z)、 负小 （NS)、 负大 （NB)。

9. 按照权利要求 1所述的一种低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特 征在于： 所述步骤 3) 中， 根据专家知识与临床测试经验， 制定如下模糊规则：

[1]IF 阀值为正大 （PB)， THEN 排尿报警；

[2] IF 阀值为正中 （PM) and 阀值变化率为零 （Z) /负小 （NS) /负大 （NB), THEN排尿报警；

[3] IF 阀值为正小 （PS) and 阀值变化率为正大 （PB)， THEN排尿报警； 此外， 如果测试时间达一定时间 （如 2.5小时）， 仍然没有报警， 测试系统进行 排尿强制报警， 并排查测试装置与电极。

10. 按照权利要求 1 所述的低负荷膀胱尿量实时监测与自动报警方法， 其特征 在于： 还包括电极安放位置的选择， 采用多路开关模块进行测量位置切换， 实现多 位置测量与比较， 找到最佳的测量位置， 减小个体差异造成的测量误差。