TW202128078A - 用於動物醫學檢查之方法及檢查裝置 - Google Patents
用於動物醫學檢查之方法及檢查裝置 Download PDFInfo
- Publication number
- TW202128078A TW202128078A TW109135626A TW109135626A TW202128078A TW 202128078 A TW202128078 A TW 202128078A TW 109135626 A TW109135626 A TW 109135626A TW 109135626 A TW109135626 A TW 109135626A TW 202128078 A TW202128078 A TW 202128078A
- Authority
- TW
- Taiwan
- Prior art keywords
- curve
- sensor
- animal
- electrocardiogram
- inspection
- Prior art date
Links
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 title claims abstract description 310
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 208
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 142
- 230000008321 arterial blood flow Effects 0.000 claims abstract description 53
- 238000007689 inspection Methods 0.000 claims description 372
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 claims description 78
- 210000000078 claw Anatomy 0.000 claims description 69
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 58
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 53
- 238000005314 correlation function Methods 0.000 claims description 49
- 238000013186 photoplethysmography Methods 0.000 claims description 45
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 42
- 241000282326 Felis catus Species 0.000 claims description 39
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 claims description 32
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 32
- 238000003860 storage Methods 0.000 claims description 31
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 claims description 25
- 238000000718 qrs complex Methods 0.000 claims description 24
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 claims description 17
- 238000004590 computer program Methods 0.000 claims description 17
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 claims description 15
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 claims description 12
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 10
- 238000007619 statistical method Methods 0.000 claims description 5
- 230000003044 adaptive effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 2
- 239000002131 composite material Substances 0.000 claims 1
- 241000401950 Felinae Species 0.000 abstract 1
- 238000011835 investigation Methods 0.000 abstract 1
- 210000002683 foot Anatomy 0.000 description 142
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 95
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 84
- 238000002565 electrocardiography Methods 0.000 description 45
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 41
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 38
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 28
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 22
- 241000282472 Canis lupus familiaris Species 0.000 description 21
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 21
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 21
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 21
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 description 21
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 20
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 15
- 238000013461 design Methods 0.000 description 14
- 230000006870 function Effects 0.000 description 13
- 230000008569 process Effects 0.000 description 12
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 11
- 230000008859 change Effects 0.000 description 11
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 11
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 11
- 241000282465 Canis Species 0.000 description 10
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 10
- 210000000577 adipose tissue Anatomy 0.000 description 8
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 8
- 241000282421 Canidae Species 0.000 description 7
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 7
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 7
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 7
- 238000002558 medical inspection Methods 0.000 description 7
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 7
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 7
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 6
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 6
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 6
- 210000000624 ear auricle Anatomy 0.000 description 6
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 6
- 239000000047 product Substances 0.000 description 6
- 241000282324 Felis Species 0.000 description 5
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 5
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 description 5
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 5
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 description 5
- 241000282414 Homo sapiens Species 0.000 description 4
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 4
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 4
- 230000001976 improved effect Effects 0.000 description 4
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 4
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 4
- 238000002106 pulse oximetry Methods 0.000 description 4
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 4
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 3
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 3
- 239000000463 material Substances 0.000 description 3
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 3
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 3
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 3
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 3
- 241000824799 Canis lupus dingo Species 0.000 description 2
- 241000124008 Mammalia Species 0.000 description 2
- 230000009471 action Effects 0.000 description 2
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 2
- 210000003484 anatomy Anatomy 0.000 description 2
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 2
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 2
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 2
- 238000011161 development Methods 0.000 description 2
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 description 2
- 238000009499 grossing Methods 0.000 description 2
- 230000012447 hatching Effects 0.000 description 2
- 238000012432 intermediate storage Methods 0.000 description 2
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 2
- 238000002496 oximetry Methods 0.000 description 2
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 2
- 230000001629 suppression Effects 0.000 description 2
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 2
- 235000017771 Acacia greggii Nutrition 0.000 description 1
- 241000372389 Anigozanthos humilis Species 0.000 description 1
- 206010005746 Blood pressure fluctuation Diseases 0.000 description 1
- 241000700198 Cavia Species 0.000 description 1
- 241000282323 Felidae Species 0.000 description 1
- 241000699670 Mus sp. Species 0.000 description 1
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 1
- 241000700159 Rattus Species 0.000 description 1
- 241000251539 Vertebrata <Metazoa> Species 0.000 description 1
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 1
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 1
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 description 1
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 238000011088 calibration curve Methods 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000002490 cerebral effect Effects 0.000 description 1
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 238000011109 contamination Methods 0.000 description 1
- 238000010924 continuous production Methods 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 238000002790 cross-validation Methods 0.000 description 1
- 230000001186 cumulative effect Effects 0.000 description 1
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 description 1
- 238000013500 data storage Methods 0.000 description 1
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 238000005315 distribution function Methods 0.000 description 1
- 238000004146 energy storage Methods 0.000 description 1
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 1
- 210000003414 extremity Anatomy 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 1
- 210000003811 finger Anatomy 0.000 description 1
- 210000004744 fore-foot Anatomy 0.000 description 1
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 1
- 238000012067 mathematical method Methods 0.000 description 1
- 238000013178 mathematical model Methods 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 238000005293 physical law Methods 0.000 description 1
- 230000035485 pulse pressure Effects 0.000 description 1
- 238000002310 reflectometry Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 238000012552 review Methods 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 241000894007 species Species 0.000 description 1
- 238000010183 spectrum analysis Methods 0.000 description 1
- 239000013589 supplement Substances 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 210000002435 tendon Anatomy 0.000 description 1
- 210000003813 thumb Anatomy 0.000 description 1
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 1
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
- 238000005303 weighing Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0537—Measuring body composition by impedance, e.g. tissue hydration or fat content
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
- A61B5/02125—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics of pulse wave propagation time
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/0245—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate by using sensing means generating electric signals, i.e. ECG signals
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0261—Measuring blood flow using optical means, e.g. infrared light
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0295—Measuring blood flow using plethysmography, i.e. measuring the variations in the volume of a body part as modified by the circulation of blood therethrough, e.g. impedance plethysmography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/33—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG] specially adapted for cooperation with other devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/364—Detecting abnormal ECG interval, e.g. extrasystoles, ectopic heartbeats
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/366—Detecting abnormal QRS complex, e.g. widening
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6843—Monitoring or controlling sensor contact pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
- A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
- A61B5/7214—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts using signal cancellation, e.g. based on input of two identical physiological sensors spaced apart, or based on two signals derived from the same sensor, for different optical wavelengths
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7221—Determining signal validity, reliability or quality
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7246—Details of waveform analysis using correlation, e.g. template matching or determination of similarity
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2503/00—Evaluating a particular growth phase or type of persons or animals
- A61B2503/40—Animals
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
- A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
- A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Pathology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Hematology (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
本發明係關於一種用於動物之醫學檢查、尤其血壓之判定之方法。該動物較佳地具有爪且特定言之係貓亞科之動物。
在該方法中，記錄包括關於該動物之動脈血流之資訊之曲線、尤其光電體積描記圖。
根據本發明，將該曲線切割成若干曲線區段使得各曲線區段對應於心跳。
根據另一獨立態樣，自相同種類之若干感測器選擇感測器或感測器之子集以執行研究。
Description
本發明係關於一種如技術方案1或17之前序之用於動物醫學檢查之方法以及一種檢查裝置、一種電腦程式及一種電腦可讀儲存媒體。
通常，本發明之目的係實現或簡化諸如貓或狗之寵物中之非侵入性血壓量測。在人類中，圍繞手臂放置之可充氣袖帶通常用於非侵入性血壓量測。然而，利用袖帶量測血壓對於狗及尤其貓係成問題的，因為此等動物不習慣於此等檢查且尤其貓因此可能很難戴上袖帶。另一方面，袖帶之應用亦與動物之壓力相關聯，若可能，則此應被避免，因為壓力可偽造量測結果。
然而，本發明不限於應用於諸如貓或狗之寵物，但原則上亦可用於任何種類之動物，尤其亦可用於人類。此外，本發明不限於血壓量測，但通常經設計用於或適合於醫學檢查、尤其光學、非侵入性及/或經皮檢查、尤其較佳地光電體積描記法及/或脈搏血氧測定法。
除使用袖帶進行血壓量測之外，在先前技術中亦已知用於非侵入性血壓判定之其他方法。
WO 85/03211 A1係關於一種用於判定動脈血壓之方法，其中憑藉心電描記法量測心跳且憑藉光電體積描記法量測動脈血流。接著自心跳與由此觸發且憑藉光電體積描記法量測之動脈中之脈波之間的時間間隔判定血壓。此係藉由利用血壓相關於心跳與由此觸發之動脈中之所得脈波之間的時間跨度之事實來完成。
心跳與動脈中之所得脈波之間的時間亦稱為脈搏傳輸時間。
WO 89/08424 A1係關於一種用於人體血壓之連續量測之方法。為了判定三個血壓量(收縮壓、舒張壓或平均血壓)之一者，連續地量測脈搏傳輸時間，從而使用指示依據所使用血壓量而變化之脈搏傳輸時間之原發病患特定校準曲線。為了量測脈搏傳輸時間，憑藉放置於患者之心臟上方之兩個電極記錄ECG且利用耳夾將感測器附接至耳垂。感測器之小光源照射穿過耳垂且由光電二極體量測與血壓成比例地變動之耳垂之透射率。時間傳輸曲線展示脈波相對於由ECG信號登記之收縮到達耳垂處。因此，針對心臟與耳垂之間的距離判定脈搏傳輸時間。
本發明之目的係提供一種解決方案，藉由該解決方案使諸如狗或貓之動物之可靠、準確、快速及/或非侵入性、尤其無袖帶、醫學檢查、尤其血壓量測成為可能且使該檢查或量測儘可能令該動物舒適。
上述目的藉由如技術方案1或17之方法、如技術方案31或35之檢查裝置、如技術方案36之電腦程式或如技術方案37之電腦可讀儲存媒體來解決。有利的進一步發展係附屬技術方案之主旨。
本發明特定言之係關於一種用於動物醫學檢查之方法。特定言之，利用該方法判定動物之血壓。經判定血壓特定言之可為舒張壓。
此外，該方法較佳地經組態用於及/或適合於檢查具有爪之動物、較佳地來自貓型總科(貓類)或犬型總科(狗類)之動物、尤其來自貓科(貓)或犬科(狗)之動物、尤其較佳地來自貓亞科(小貓)或犬族(真狗)之動物，在此族中尤其是犬屬(狼類及豺類)之動物、尤其較佳地家貓或家狗。
然而，原則上，該方法適合於任何動物、尤其人類之醫學檢查、尤其血壓判定。
在根據本發明之方法中，較佳地利用感測器器件光學地檢查動物之動脈血流。尤其較佳地，執行光電體積描記法。由此，可避免袖帶之應用。此外，感測器器件允許動物在檢查期間自由地移動。因此，檢查可令動物舒適且因此無壓力。此繼而有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
此外，該方法涉及記錄包括關於動物之動脈血流之資訊之曲線、尤其光電體積描記圖，及將該曲線切割成若干曲線區段使得各曲線區段對應於心跳、尤其單次及確切一次心跳。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓判定。
為了評估該曲線，較佳地基於若干曲線區段而執行平均化。藉由平均化，簡化評估及/或增加評估之準確性。特定言之，可抑制及/或濾除信號及/或曲線區段中之雜訊且可補償運動假影。
較佳的是，選擇曲線區段之子集以供評估。特定言之，可捨棄未選定曲線區段。此增加該方法之準確性及/或可靠性，尤其亦在檢查條件導致暫時性干擾之情況下，例如在待檢查之動物移動之情況下。
較佳地，使用重新取樣方法、尤其自助抽樣法進行評估，其中自曲線區段產生子樣本、尤其自助抽樣樣本。此有利於該方法之可靠性及準確性。
子樣本較佳地具有小於200、較佳地小於100、尤其小於60及/或大於15、較佳地大於30、尤其較佳地約45個曲線區段。已以令人驚訝的方式展示，在目前情況下即使如此少量之曲線區段亦以相對低的運算工作量得到可靠且準確的結果。
進一步較佳的是，產生小於1000、較佳地小於500、尤其小於250、尤其較佳地小於100、非常尤其較佳地小於75及/或大於10、較佳地大於30、尤其較佳地約50個子樣本。已以令人驚訝的方式展示，即使利用如此少量之子樣本亦達成可靠且準確的結果。
自曲線區段及/或子樣本，較佳地判定曲線特徵。較佳地，針對各子樣本判定曲線特徵及/或自較佳地係相同種類之若干曲線特徵判定平均值。此在判定曲線特徵時增加準確性及可靠性。
較佳地，判定曲線特徵之分散量度、尤其四分位距及/或標準偏差。在此，尤其較佳的是，同時及/或相繼地記錄若干曲線且基於分散量度而選擇該等曲線之一者以供進一步評估。此增加判定曲線特徵及/或血壓之可靠性及準確性。
尤其較佳地，憑藉較佳地根據經驗判定之相關函數基於曲線特徵而判定血壓。
較佳地，同時記錄心電圖、尤其心電圖與曲線，較佳地其中使用來自心電圖之資訊將曲線切割成曲線區段。心電圖使曲線更容易地劃分成對應於心跳之區段。
尤其較佳地，使用心電圖或心電圖之QRS複合波、尤其QRS複合波之R波峰值來判定心跳之時間，較佳地其中在憑藉QRS複合波判定之時間將曲線切割成曲線區段。此有利於曲線特徵之簡單且準確的判定。
較佳地自動地檢驗心電圖之有用性。特定言之，若心電圖無用，則捨棄心電圖及較佳地，包括關於對應於心電圖及/或各自時間段之動脈血流之資訊之曲線。較佳地，接著記錄新或不同心電圖或接著使用心電圖之另一時間段。再者，較佳地記錄新曲線及/或使用對應於心電圖之另一時間段之曲線之另一時間段。因此，心電圖之有用性較佳地係使用包括關於動脈血流之資訊之曲線以供進一步評估之先決條件。此增加該方法之可靠性及準確性。
較佳地，自動地檢驗包括關於動脈血流之資訊之曲線之有用性，其中若該曲線無用，則捨棄該曲線且記錄新曲線。此有利於該方法之可靠性及準確性。
較佳地，同時及/或連續地記錄若干曲線，且使用來自不同或若干經記錄曲線之曲線區段進行評估。此有利於增加該方法之可靠性及準確性。
利用該方法，較佳地利用感測器器件光學地檢查動物之動脈血流。特定言之，執行光電體積描記法。此消除對袖帶之需要，從而使檢查令動物舒適且無壓力。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓之判定。
感測器器件較佳地包括用於發射電磁輻射之相同種類之一或多個發射器及用於偵測由該(等)發射器發射之輻射之相同種類之若干偵測器，特別地其中該(等)發射器及該等偵測器形成相同種類之若干感測器。
較佳地，選擇感測器或感測器之子集。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定，且較佳地減少量測及/或評估信號中所涉及之工作量。
較佳地，該等感測器各具有感測器或偵測區，其中該等感測器之感測器區各定位於不同位置處且一起形成記錄/感測區，使得利用各感測器記錄/感測或可記錄/感測該感測區之不同部分區。為了進行醫學檢查、尤其血壓判定，選擇該感測區之特定部分。特定言之，此可免除爪之非常精確定位及/或爪相對於該等感測器及/或該感測器器件之固定。因此，檢查可令動物非常舒適且因此無壓力。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓判定，且較佳地減少量測及/或評估信號中所涉及之工作量。
較佳地，檢驗爪是否定位於感測器或感測器之偵測區中。為了進行此檢驗，分析利用該感測器記錄之信號。特定言之，檢查信號之絕對信號強度是否超過或下降至低於臨限值。特定言之，此可免除爪之非常精確定位及/或爪相對於感測器及/或感測器器件之固定。因此，檢查可令動物非常舒適且因此無壓力。此有利於有效、快速、準確及/或可靠的檢查、尤其血壓判定。
較佳地，感測器用來一次記錄若干曲線或一個曲線，該(等)曲線含有關於動脈血流之資訊、尤其光電體積描記圖。可選擇該等曲線之至少一者或其部分以供評估。特定言之，(僅)選擇所有經記錄曲線之子集或其部分以供評估及/或捨棄未選定曲線或其部分。特定言之，此允許補償在量測及/或記錄期間由動物及/或爪之移動所引起之運動假影或誤差。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
尤其較佳地，憑藉統計分析判定經記錄曲線之品質且選擇具有最高品質之曲線以供評估。原則上，可選擇相同或類似品質之若干曲線。特定言之，此允許補償在量測及/或記錄期間由動物及/或爪之移動所引起之運動假影或誤差。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓判定。
較佳地，將經選擇以供評估之曲線劃分成曲線區段，尤其較佳地其中僅使用選定曲線之曲線區段之子集進行評估。特定言之，此允許補償在量測及/或記錄期間由動物及/或爪之移動所引起之運動假影或誤差。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
較佳的是，記錄若干曲線(尤其接連地)且將該等曲線劃分成曲線區段，藉此使用利用相同感測器接連地記錄之曲線之曲線區段進行評估。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓之判定。特定言之，此可在動物在檢查期間移動時應用該方法，且因此個別曲線或曲線區段變得無用。
替代地或另外，可同時記錄若干曲線且可將曲線劃分成曲線區段，其中使用利用不同感測器同時記錄之曲線之曲線區段進行評估。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓之判定。特定言之，此可在動物在檢查期間移動時應用該方法，且因此個別曲線或曲線區段變得無用。
因為同時及/或連續地記錄若干曲線且可使用此等曲線之一或多者之曲線區段進行評估，所以所提出方法係尤其靈活的。利用不同感測器同時記錄之曲線特別地記錄於不同位置處，使得該等曲線較佳地表示貓爪之不同區。此允許可靠且準確的檢查、尤其血壓判定，即使未針對該等感測器之一或多者最佳地定位爪及/或在檢查期間移動爪。
較佳地，憑藉該(等)曲線判定曲線特徵、尤其脈搏傳輸時間。自曲線特徵、尤其脈搏傳輸時間，較佳地憑藉較佳地根據經驗判定之相關函數判定血壓。
較佳地將該等曲線各切割成對應於心跳、尤其確切一次心跳之曲線區段。自此若干曲線區段，較佳地計算平均值。特定言之，此允許補償在量測及/或記錄期間由動物及/或爪之移動所引起之運動假影或誤差。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓判定。
尤其較佳的是，在相同於曲線之時間記錄心電圖且使用來自心電圖之資訊將曲線切割成曲線區段。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓之判定。
根據另一態樣，本發明係關於一種用於動物、尤其具有爪之動物、尤其較佳地來自貓亞科之動物、尤其較佳地家貓之醫學檢查、尤其血壓之判定之檢查裝置。
該檢查裝置具有用於動物之動脈血流之光學檢查、尤其用於執行光電體積描記法之感測器器件。
出於此目的，該檢查裝置較佳地具有用於發射電磁輻射、尤其包含紅外輻射之光之至少一個發射器，及用於偵測由該發射器發射之輻射、尤其包含紅外輻射之光之至少一個偵測器。
此外，該檢查裝置具有適合於實行根據本發明之方法之步驟之構件及/或量測及/或評估器件。
根據亦可獨立地實現之另一態樣，本發明係關於一種用於動物醫學檢查之檢查裝置。特定言之，該檢查裝置經設計用於血壓之判定。此外，該檢查裝置較佳地經設計用於及/或適合於檢查來自貓型總科(貓類)或犬型總科(狗類)之具有一隻爪之動物、尤其來自貓科(貓)或犬科(狗)之動物、尤其較佳地來自貓亞科(小貓)或犬族(真狗)之動物，在此族中尤其是犬屬(狼類及豺類)之動物、尤其較佳地家貓或家狗。
然而，原則上，根據本發明之檢查裝置適合於任何動物、亦尤其人類之醫學檢查、尤其血壓之判定。
該檢查裝置具有用於動物之動脈血流之光學檢查之感測器器件。該檢查裝置較佳地經設計用於血流及/或動物之經皮及/或非侵入性檢查。該感測器器件及/或檢查裝置尤其較佳地經設計用於執行光電體積描記法。
該感測器器件包括用於發射電磁輻射之相同種類之一或多個發射器及用於偵測由該(等)發射器發射之輻射之相同種類之若干偵測器，該(等)發射器及該等偵測器形成相同種類之若干感測器。
根據本發明，規定該檢查裝置具有經設計以選擇感測器或感測器之子集之控制器。此有利於可靠、快速且準確的檢查、尤其血壓之判定。
該等感測器較佳地各具有若干發射器。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓之判定。
替代地或另外，該等發射器各係若干感測器之部分。以此方式，所需發射器之數目可減少及/或保持為低，此簡化該檢查裝置之設計且使該檢查裝置更具成本效益。
較佳地，各感測器具有感測器區，其中該等感測器之感測器區各定位於不同位置處且一起形成感測區，使得各感測器區形成該感測區之不同部分區且該感測區之不同部分區可憑藉該控制器來選擇。特定言之，此可免除爪之非常精確定位及/或爪相對於感測器及/或感測器器件之固定。因此，檢查可令動物非常舒適且因此無壓力。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓判定。
該檢查裝置及/或控制器較佳地經設計以執行根據本發明之方法。該檢查裝置較佳地具有適於執行根據本發明之方法之構件。
根據另一態樣，本發明係關於一種電腦程式，其包括指令，該等指令在由該電腦程式執行時引起該檢查裝置執行該方法之步驟。
根據另一態樣，本發明係關於一種電腦可讀儲存媒體，其上儲存有電腦程式或其上儲存有指令，該等指令在被執行時引起該檢查裝置執行該方法之步驟。
因此，本發明可量測動物、尤其亦根據經驗相對於動物身體之操縱具有強烈移動慾望及/或低壓力耐受性之動物中之血壓，尤其家狗及家貓情況便係如此。
在此，在過去，血壓量測始終與動物之相當大壓力相關聯。本發明憑藉完全背離其中固定動物及/或將感測器技術固定至動物之已知方法來解決此問題。本發明憑藉組合措施(代替需要移動限制)至少本質上不限制移動自由度而以不可預測且令人驚訝的方式提供補救措施。代替固定動物，在技術上解決可在檢查期間由動物之可能移動所引起之量測問題。特定言之，消除及/或補償所謂的移動假影，即，由移動所引起之量測不準確性及量測誤差。
為了達成此目的，描述及/或應用不同措施，該等措施可個別地實現，但彼此交叉且因此以協同方式實現尤其可靠且同樣低壓力的血壓判定。
因此，一方面，較佳的是意欲不嚴格地給出動物之位置、尤其因此爪之位置。代替地，使用若干感測器且可選擇適合於量測之感測器。
此較佳地與進一步措施組合，該等措施之各者可個別地實施且以尤其有利的方式組合，以便較佳地最終自該(等)經量測曲線判定曲線特徵，且特別地基於曲線特徵而判定血壓。
尤其有利的是且一些進一步措施之基礎係基於同時判定之心電圖將信號或曲線細分或切割成曲線區段。大多數所提出措施之另一基礎係曲線區段之間的平均化。
此外，特別地選擇合適曲線區段及/或自針對曲線特徵及/或過濾措施及/或統計方法判定之若干替代結果進行選擇。特定言之，詳細地描述之此等及進一步措施導致簡單地將爪或若干爪放置於感測器器件上或處及/或將動物安放於檢查裝置上足以達成有意義地判定曲線特徵且自此可靠地判定血壓之事實。以前以此形式看似不可能。
在本發明之意義上，「動物」較佳地係脊椎動物、尤其哺乳動物、尤其較佳地陸地哺乳動物。特定言之，在本發明之含義內之術語「動物」亦包含人類。較佳地，待檢查之動物具有爪。較佳地，待檢查之動物係來自貓型總科(貓類)或犬型總科(狗類)之動物、尤其來自貓科(貓)或犬科(狗)之動物、尤其較佳地來自貓亞科(小貓)或犬族(真狗)之動物，在此族中尤其犬屬(狼類及豺類)之動物、尤其較佳地家貓或家狗。
在本發明之意義上，「發射器」較佳地係發射或經設計以發射尤其在光學及/或紅外範圍內之電磁輻射之結構。較佳地，發射器由發光二極體、雷射二極體或通常發光元件形成。然而，發射器亦可由光纖之端部形成，由光纖導引之光在該端部處發射，至少就發射器之位置而言。取決於觀點，則光導與其相關聯光源之組合係發射器。原則上，在本發明之意義上，因此較佳廣義地理解術語「發射器」。
在本發明之意義上，「偵測器」較佳係經設計以偵測尤其在光學及/或紅外範圍內之電磁輻射之結構。較佳地，偵測器由光電二極體形成。然而，原則上，偵測器亦可由另一結構形成，該另一結構經設計用於偵測特別地由發射器發射之電磁輻射，例如光電陰極、光電池、CCD感測器或類似物。偵測器亦可具有光導，該光導具有由光導導引之光可進入其中之一端部。在此情況下，光導之端部係偵測器，至少就偵測器之位置而言。
在本發明之意義上，發射器之「發射區」較佳地係由發射器發射之輻射到達或可到達之區。較佳地，發射器在特定方向上，例如在特定角度範圍內發射輻射。因此，發射區較佳地由一或多個發射角度界定或限制。發射區可本質上係圓錐形的。
在本發明之意義上，偵測器之「偵測區」較佳地係來自其之輻射到達或可到達偵測器之區。偵測區較佳地由一或多個偵測角度界定或限制。偵測區可本質上係圓錐形的。
在本發明之意義上，「感測器」較佳地係至少一個發射器與至少一個偵測器之組合。特定言之，在本發明之意義上，具有一或多個發射器之偵測器形成感測器。感測器較佳地包括確切一個偵測器及至少一個發射器。該發射器經設計以發射具有在其下偵測器敏感及/或可偵測此電磁輻射之波長之電磁輻射。
在本發明之意義上，感測器之「感測器區」較佳地係憑藉感測器可偵測/可感測或其中可憑藉感測器進行量測之區。特定言之，感測器區係其中發射器之發射區與感測器之偵測器之偵測區重疊之區。感測器區可由連續區或由若干分開或分離區形成。
在本發明之意義上，「感測器器件」較佳地係具有一或多個感測器之器件。特定言之，感測器器件係用於動物之身體部位之光學檢查之器件。感測器器件特別地經設計用於執行光電體積描記法。
在本發明之意義上，感測器器件之「感測區」較佳地係憑藉感測器器件及/或發射器及/或偵測器可偵測/可感測之區。感測區特定言之係其中發射器之發射區及偵測器之偵測區重疊之區。較佳地，感測區由重疊之一或多個發射區及一或多個偵測區形成。感測區可經連接或可由若干單獨區形成。特定言之，感測區可由本質上圓錐形的發射及偵測區之一或多個重疊區形成。
在本發明之意義上，發射器及/或偵測器之「週期性」配置較佳地係其中發射器及偵測器經配置成以至少實質上相等的間隔重複之結構之配置。此週期性可存在於特別地彼此正交之一或多個方向上。
在本發明之意義上，「光學檢查」較佳地係其中用在光學範圍及/或人類可見範圍內及/或在紅外範圍內、尤其具有在380 nm與1400 nm之間的波長之電磁輻射照射動物之身體部位且其中憑藉偵測器量測由身體部位反射及/或散射之輻射及/或透射穿過身體部位之輻射之檢查。光學檢查較佳地係反射量測檢查。接著可自經反射、經散射及/或經透射輻射得出例如關於動脈血流之結論。特定言之，在光學檢查中使用經界定波長或經界定波長范圍之電磁輻射。尤其較佳地，光學檢查係身體內部之非侵入性及/或經皮檢查。
在本發明之意義上，「光電體積描記法」係一種用於動物之動脈血流之光學檢查之方法。特定言之，光電體積描記法係一種用於非侵入性光學檢查之方法，其中用尤其在人類可見範圍及/或紅外範圍內之電磁輻射照射動物之身體部位，且憑藉偵測器量測由身體部位反射及/或(尤其漫射地)反射及/或透射之輻射。反射及/或散射及/或透射、尤其在偵測器之方向上反射或透射之電磁輻射之比例尤其取決於動脈血流、尤其動脈血之容量及/或動脈血之氧飽和度。較佳地，動脈血流之變動及/或動脈血之容量變化及/或氧飽和度變化改變由偵測器量測之信號，使得經量測信號之變動及/或經量測信號之進程允許得出關於動脈血流之結論。據此，在本發明之意義上，脈搏血氧測定法亦係(延伸式)光電體積描記法。
在本發明之意義上，脈搏血氧測定法包括至少一種光電體積描記法。在脈搏血氧測定法中，判定血液中之氧含量，其中特別地同時實行兩種光電體積描記法以判定氧含量，其中將不同波長用於此兩種光電體積描記法。自在兩個波長下之不同吸收率，接著可判定血液之氧飽和度。
在本發明之意義上，「光電體積描記圖」特定言之係在光電體積描記法之執行期間記錄或量測之曲線。
然而，自當前最先進技術亦已知光學檢查，例如以判定血液中之氧含量，其等不表示或包含光電體積描記法。特定言之，腦血氧測定法及組織血氧測定法之方法不包含光電體積描記法。特別地歸因於所使用電磁輻射之波長，此等方法亦不適合於動脈血流之檢查。
在本發明之意義上，「心電圖」較佳地係表示動物之心臟之活動之曲線。尤其較佳地，心電圖特別地憑藉與動物之皮膚接觸之電極來記錄及/或係心電圖。然而，原則上，亦可設想用於記錄心電圖之其他方法，例如阻抗心電圖或聲音記錄，使得心電圖係心音圖。
在本發明之意義上，「偵測元件」較佳地係用於偵測動物之心臟之活動之元件。偵測元件尤其適合於或經設計用於記錄心電圖。偵測元件較佳地由電極形成。然而，偵測元件亦可由麥克風或其他聲音感測器或類似物形成或具有此/此等麥克風或其他聲音感測器或類似物。
在本發明之意義上，「動脈血流」較佳地係通過動脈之血流。動脈特定言之係使血液遠離心臟之血管。特定言之，動脈血流係待檢查之動物之血流。
在本發明之意義上，「血壓」較佳地係血管、尤其待檢查之動物之血管中之血液之壓力(每單位面積力)。血管較佳地係動脈。較佳地，血壓係大動脈中之血壓。血壓可為收縮壓、舒張壓及/或平均血壓。特定言之，在本發明之內容脈絡中已令人驚訝地展示，所提出方法及/或檢查裝置亦可用於舒張壓之判定。然而，此並非強制性的。
在本發明之意義上，「曲線」較佳地係憑藉偵測器或感測器量測之信號之時間進程。術語「曲線」亦包含資料技術等效物，諸如個別資料點，其等(一起)表示或對應於該進程。曲線較佳地係若干心跳上之時間進程。
在本發明之意義上，「曲線區段」較佳地係曲線之區段或部分，即，特別亦係由偵測器或感測器量測之信號之時間進程。特定言之，曲線區段係對應於心跳、尤其在一次心跳之時間開始且較佳地在後續心跳之時間結束之曲線區段。
在本發明之意義上，「包括關於動脈血流之資訊之曲線」特定言之係允許得出關於動脈血流、尤其脈波之到達、動脈中之血容量變化、動脈中之血液之氧飽和度變化或類似物之結論。光電體積描記圖係包括關於動脈血流之資訊之曲線之尤其較佳實例。
在本發明之意義上，「曲線特徵」較佳地係尤其包括關於動脈血流之資訊之曲線及/或曲線區段之特徵。曲線特徵較佳地係與脈搏傳輸時間及/或血壓有關之特徵，及/或與脈搏傳輸時間及/或血壓相關。特定言之，曲線特徵係可憑藉其判定血壓之特徵。曲線特徵尤其較佳地係對應於曲線及/或曲線區段之進程及/或形式及/或含有關於曲線及/或曲線區段之形式之資訊之曲線及/或曲線區段之特徵。例如，曲線特徵可為曲線之一階導數及/或二階導數之(絕對)極值之位置、(絕對)極值之間的距離、(最大)斜率之位置或絕對值、極值與零點之間的距離或曲線之傅立葉變換之特徵。
尤其較佳地，曲線特徵對應於脈搏傳輸時間。
在本發明之意義上，「脈搏傳輸時間」較佳地係脈波在血管系統中行進一段距離所需之時間。在本文中，通過動脈之壓力波(歸因於心跳而自心臟開始)被表示為脈波。此壓力波之速度特別地高於血液流過動脈之流速。脈搏傳輸時間通常縮寫為「PTT」。特定言之，在本發明中，術語脈搏傳輸時間包括心跳與由此心跳所引起之脈波到達動脈之特定位置處之間的時間，即，脈波自心臟行進該距離至動脈之位置所需之時間。然而，較佳地，術語脈搏傳輸時間亦包含脈波到達第一位置處與第二位置處之間的時間距離。
在本發明之意義上，「脈波速度」較佳地係脈波行進之距離與脈波行進此距離所需之脈搏傳輸時間之間的商。脈波速度通常縮寫為「PWV」。
在本發明之意義上，「子集」較佳地係恰當子集、尤其因此不含有指派給該子集之超集之所有元件之子集。特定言之，感測器器件之感測器之子集係不含有或不具有感測器器件之所有感測器之一組感測器。
在本發明之意義上，「經皮」檢查較佳地係穿過皮膚之檢查。在光學經皮檢查中，較佳地用在(對於人類)光學可見範圍及/或紅外範圍內之電磁輻射穿過皮膚照射身體內部且偵測其經散射、經透射及/或經反射部分。
在本發明之意義上，「非侵入性」檢查較佳地係其中待檢查之動物未受損或受傷之檢查。
在本發明之意義上，「重新取樣方法」較佳地係一種特別地數學方法及/或統計方法，其中基於樣本、所謂的子樣本之重複抽取自初始樣本判定「樣本統計」之統計性質，諸如估計量或測試統計。在此意義上，「樣本統計」較佳地係樣本之隨機變數之任何可量測函數，該統計較佳地用於統計目的。較佳地，在重新取樣方法中，基於經抽取子樣本重複地計算樣本統計且特別地使用結果來檢查其等分佈性質。
可彼此獨立地且以不同組合來實現由發明申請專利範圍及以下描述產生之上述態樣及特徵以及進一步態樣及特徵。
圖1展示檢查裝置1之示意性俯視圖。
檢查裝置1較佳地經設計用於動物T、尤其具有爪2之動物T、較佳地來自貓亞科之動物T、尤其較佳地家貓之醫學檢查、尤其用於判定血壓BP。
然而，原則上，檢查裝置1適合於任何動物T、尤其人類、尤其其中可判定血壓BP之人類之醫學檢查。為了使用檢查裝置1進行檢查，尤其有利的是動物T具有爪或類似物。
然而，檢查裝置1亦可經設計用於及/或適合於其他動物T、尤其家養動物，諸如狗、小鼠、大鼠、兔子、天竺鼠或類似物之醫學檢查、尤其血壓BP之判定，及/或尤其適於此等動物T之檢查。
血壓BP可為收縮壓、舒張壓及/或平均血壓BP。特定言之，在本發明之內容脈絡中已令人驚訝地展示，所提出方法及/或檢查裝置亦可用於舒張壓BP之判定。然而，此並非強制性的。
在圖2中，根據本發明之檢查裝置1以示意性透視圖展示為其上配置有動物T。
較佳地，檢查裝置1經設計為用於動物T之至少一個爪2或任何其他身體部位、尤其類似於爪之部位，例如手或手指之支撐件。
尤其較佳地，檢查裝置1及/或支撐件經設計使得待檢查之動物T可完全放置及/或定位於檢查裝置1及/或支撐件上、尤其因此動物T之所有腿可定位於檢查裝置1上。然而，此並非強制性的。原則上，亦可能的是，檢查裝置1經設計使得僅一個或兩個爪2可放置或定位於檢查裝置1上。
檢查裝置1較佳地經設計為墊或板或墊狀或板狀或呈墊或板之形式。特定言之，板或墊被理解為係其寬度及長度超過高度達一定倍數之器件。板較佳地被理解為係至少實質上剛性裝置。墊較佳地被理解為係至少部分地撓性裝置。例如，若檢查裝置1經設計為墊，則其可至少部分地可滾動及/或可折疊。
較佳地，檢查裝置1具有擱置表面3。動物T、尤其家狗，家貓或可比較或更小大小之另一動物T，可較佳地完全放置於擱置表面3上。
較佳地，檢查裝置1及/或擱置表面3係至少本質上平坦的及/或平面的。
較佳地，檢查裝置1在一個上側上具有擱置表面3及/或擱置表面3由檢查裝置1之上側或其部分形成。
擱置表面3在其使用位置中或形成於其使用位置中、尤其在檢查期間，較佳地係至少實質上水平表面。使用位置係檢查裝置1之較佳位置，其中動物T可放置於檢查裝置1上以供檢查。使用位置特別地在圖2中展示。
檢查裝置1及/或擱置表面3較佳地具有大於20 cm、較佳地大於40 cm及/或小於80 cm、較佳地小於60 cm之寬度B。
檢查裝置1及/或擱置表面3較佳地具有大於40 cm、較佳地大於60 cm及/或小於120 cm、較佳地小於80 cm之長度L。原則上，亦可設想檢查裝置1及/或擱置表面3之不同寬度B及/或不同長度L。
較佳的是意欲在檢查期間檢查裝置1僅在一側上接觸爪2及/或身體部位，及/或擱置或經配置於僅一側上。檢查裝置1因此較佳地經設計用於與動物T及/或其爪2單側接觸。
檢查裝置1較佳地無固定構件及/或緊固構件。較佳地，檢查裝置1未經設計以扣緊爪2。較佳地，檢查裝置1既不具有用於附接至爪2之夾子亦不具有用於應用於爪2之袖帶或用於將諸如感測器或電極之檢查構件附接、固定或緊固至動物T之其他固定構件或緊固構件。相比之下，較佳的是檢查裝置1具有接觸及擱置表面3，當爪2或身體部位安放於或放置於該器件上時可憑藉該接觸及擱置表面3進行檢查。
將檢查裝置1設計為動物T之支撐件及/或具有擱置表面3使檢查令動物T尤其舒適且因此無壓力。較佳地，並非意欲將動物T固定至檢查裝置1以供檢查或將檢查裝置1之部分(諸如感測器或類似物)附接或固定至動物T。已展示，此方法對動物T造成壓力，使得該檢查將令動物T不舒適且另外，血壓BP將受壓力影響。相比之下，藉由設計根據本發明之檢查裝置1，檢查可令動物T非常舒適且無壓力。
較佳地，檢查裝置1或擱置表面3經設計使得動物T可在檢查裝置1及/或擱置表面3上自由地移動。
藉由下文更詳細地描述之檢查裝置1之設計、尤其感測器器件4及/或電極15之設計及/或配置，實現在可避免動物T之固定的同時使動物T之檢查、尤其可靠及/或準確的血壓判定成為可能或可在無需固定動物T之情況下進行及/或可使或使動物T在憑藉檢查裝置1進行檢查期間移動成為可能。
檢查裝置1較佳地具有感測器器件4。感測器器件4經設計用於動物T之動脈血流BF之光學檢查、尤其用於記錄含有關於動物T之動脈血流BF之資訊之曲線K。特定言之，感測器器件4經設計以執行光電體積描記法及/或記錄光電體積描記圖。
包括關於動脈血流BF之資訊之曲線K在圖9中作為實例而展示且將在後文更詳細地解釋。
感測器器件4及/或檢查裝置1較佳地經設計以實現或允許在檢查期間動物T之移動及/或實現可靠且準確的檢查、尤其血壓判定，及/或減少、避免及/或補償移動假影。
檢查裝置1較佳地在擱置表面3之區域中具有感測器器件4。因此，當爪2或身體部位經放置於該表面上時，可執行利用感測器器件4之檢查。
感測器器件4較佳地配置於檢查裝置1處或整合至檢查裝置1中使得動物T之爪2可定位於感測器器件4處、上方及/或附近，尤其在動物T定位於檢查裝置1及/或擱置表面3上之情況下。在圖1中所展示之實例中，感測器器件4經定位使得動物T之左前爪2可定位於感測器器件4上方而無任何問題且定位於令動物T舒適及/或自然之位置中。然而，感測器器件4亦可設置於另一位置處。
圖2及圖7以實例方式展示在憑藉感測器器件4進行檢查期間爪2之定位。為了憑藉感測器器件4進行檢查，爪2較佳地經定位使得爪2之一個或較佳地若干爪墊接觸感測器器件4、尤其蓋14及/或電極15。
檢查裝置1亦可具有若干、尤其兩個感測器器件4，例如用於待檢查之動物T之左前爪2之感測器器件4及右前爪2之感測器器件4。在此情況下，感測器器件4較佳地具有類似或相同設計。此特別地在圖2中展示。
感測器器件4較佳地經設計用於動脈血流BF之反射性量測。
感測器器件4具有用於發射電磁輻射R(尤其包含紫外光及/或紅外光之光)之至少一個發射器5及用於偵測較佳地由發射器6發射之電磁輻射R(尤其包含紫外光及/或紅外光之光)之至少一個偵測器6。
發射器5較佳地經設計為發光二極體或雷射二極體。
偵測器6較佳地經設計為光電二極體。
較佳地，可特別地憑藉指派給發射器5之MOSFET單獨地啟動及/或撤銷啟動及/或接通及/或關斷發射器5。
圖3及圖4展示不同實施例中之感測器器件4之示意性俯視圖之實例。根據圖3及圖4之感測器器件4在設計上基本上相同或類似且主要僅在發射器5及偵測器6之數目上不同。
較佳地，感測器器件4具有若干發射器5及若干偵測器6。然而，原則上，亦可能的是感測器器件4具有確切一個發射器5及確切一個偵測器6或確切一個發射器5及若干偵測器6或若干發射器5及確切一個偵測器6。
然而，較佳地，感測器器件4具有至少九個、在圖1及圖3中所展示之實例中確切九個發射器5及/或至少四個、在圖1及圖3中所展示之實例中確切四個偵測器6。
發射器5及偵測器6較佳地配置於共同平面中。
發射器5及偵測器6較佳地以循環及/或重複結構配置。尤其較佳地，發射器5及偵測器6周期性地或以周期性結構配置。
較佳地，發射器5及偵測器6以矩陣之形式或以具有(虛擬)行及列之矩陣或陣列或以(虛擬)行及列配置。較佳地，矩陣或陣列具有兩個以上行及/或兩個以上列。
發射器5及偵測器6較佳地交替配置。較佳地，發射器5及偵測器6形成一或多個特別地直線列，其中發射器5及偵測器6在各列中交替。該等列亦可為彎曲的及/或模仿有機形狀，諸如爪2之形狀。
較佳地，視情況而定，除在最外面及/或配置於感測器器件4之邊緣處及/或係列及/或矩陣之發射器5及/或偵測器6之外，偵測器6各(直接)由若干發射器5包圍及/或發射器5各(直接)由若干偵測器6包圍。
尤其較佳地，若干發射器5經指派給各偵測器6或反之亦然。此允許較佳地多次使用發射器5及/或偵測器6。
若發射器5及偵測器6經配置使得由發射器5發射之輻射R、尤其在爪2中之散射或反射之後到達或可到達偵測器6，則發射器5及偵測器6特別地指派給彼此。尤其較佳地，彼等發射器5經指派給偵測器6而具有至此偵測器6之最小距離D及/或(直接)相鄰於此偵測器6。類似地，特別地彼等偵測器6經指派給發射器5而具有至此發射器5之最小距離D及/或(直接)相鄰於此發射器5。
發射器5與偵測器6之間的距離D特別地被理解為發射器5或其發射表面之中心點或幾何中心與偵測器6或其偵測表面之中心點或幾何中心之間的距離。較佳地，發射器5及偵測器6由不同大小之組件及/或矩形組件形成，如亦由圖1至圖4中之不同大小矩形所指示，其中發射器5及偵測器6經配置使得此等組件之中心點或幾何中心(由圖3中之點所指示)彼此具有相同距離D。
較佳地，指派給偵測器6之發射器5具有至偵測器6之相同距離D。類似地，此亦適用於指派給發射器5之偵測器6。
距離D較佳地大於2 mm、較佳地大於3 mm、尤其大於4 mm及/或小於10 mm、較佳地小於8 mm、尤其小於7 mm。距離D尤其較佳地在4 mm與6 mm之間。
較佳地，感測器器件4之發射器5具有相同設計或種類。尤其較佳地，感測器器件4之發射器5在構造上相同及/或經設計用於在相同波長下或在相同波長範圍內發射。
較佳地，感測器器件4之偵測器6具有相同設計或種類。尤其較佳地，偵測器6在構造上相同及/或經設計用於在特別地由發射器5發射之相同輻射R或波長下偵測。
感測器器件4較佳地經設計用於在紅外範圍內之電磁輻射R下進行檢查。尤其較佳地，發射器5經設計用於紅外輻射之發射及/或偵測器6經設計用於紅外輻射之偵測。
紅外輻射特定言之係具有在780 nm與1400 nm之間的波長之電磁輻射R。
較佳地，發射器5經設計用於具有大於900 nm及/或小於1200 nm或1100 nm之波長之電磁輻射R之發射。尤其較佳地，發射器5經設計用於具有大於920 nm及/或小於960 nm、尤其(近似) 940 nm之波長之電磁輻射R之發射。然而，替代地或另外，亦可能的是發射器5或發射器5之子集經設計以發射具有大於1030 nm及/或小於1070 nm、尤其(近似) 1050 nm之波長之電磁輻射R。
偵測器6較佳地經設計以偵測由發射器5發射之輻射R。
較佳地，感測器器件4具有至少一個、較佳地若干感測器7。感測器7具有至少一個發射器5及至少一個偵測器6或由其等形成。尤其較佳地，感測器7具有確切一個偵測器6及若干發射器5，在圖3及圖4中所展示之實例中確切四個發射器5。
較佳地，感測器7之發射器5對稱地配置於感測器7之偵測器6周圍及/或感測器7之發射器5具有至感測器7之偵測器6之相同距離D。
特定言之，感測器器件4具有若干相同類型或種類、尤其在構造上相同之感測器7。尤其較佳地，感測器器件4之所有感測器7係相同的。然而，在此，其他解決方案亦係可能的。
在圖3中所展示之實例中，感測器器件4具有確切四個感測器7，該四個感測器7之一者在圖2中由虛線來指示。亦在圖4中，一些感測器7由虛線來指示。
較佳地，發射器5經指派給若干感測器7及/或發射器5各形成若干感測器7之部分(除發射器5外，其等經配置於感測器器件4之最外邊緣處)。特定言之，各發射器5經指派給列或行中之相鄰偵測器6及/或具有最小距離D之偵測器6。在圖解實例中，發射器5(除配置於該邊緣處之發射器5外)各經指派給四個偵測器6。
在所展示實施例中，若干發射器5經指派給各偵測器6，其中此等發射器5(除最外發射器5或配置於邊緣處之發射器5外)繼而各經指派給若干偵測器6。由此，形成若干特別地具有相同種類或類型之感測器，其中發射器5(除最外發射器5或配置於邊緣處之發射器5外)各係若干感測器7之部分。在圖3中所展示之實例中，配置於感測器器件4之中心之發射器5經指派給四個偵測器6之各者。圖3中定位於最頂部、最底部、最左側及最右側處之發射器5各經指派給僅一個偵測器6。圖3中之其餘四個發射器5各經指派給兩個偵測器6。以此方式，在圖3中形成四個特別地具有相同種類或類型之感測器7。
雖然圖3展示感測器器件4之基本設計或發射器、偵測器6及/或感測器7之基本配置，但感測器器件4較佳地具有相當大量之發射器5、偵測器6及/或感測器，如圖4中作為實例而展示。以此方式，可實現大感測器面積，使得用於檢查及/或血壓判定之爪2之確切定位並非決定性的或較少決定性的，但可憑藉感測器器件4檢查更大面積。此使動物T之爪2不必固定，使得減小在檢查期間對動物T之壓力且使檢查更快、更準確、更可靠且檢查令動物T儘可能舒適，尤其可實現血壓判定。
感測器器件4較佳地具有大於30個、尤其大於60個及/或小於500個、較佳地小於200個、更佳地小於100個、尤其小於100個、尤其較佳地約80個發射器5。
較佳地，感測器器件4具有大於20個、較佳地大於40個及/或小於500個、較佳地小於200個、尤其小於100個、尤其較佳地約60個偵測器6。
較佳地，感測器7之數目對應於偵測器6之數目，因為較佳地具有若干發射器5之偵測器6形成感測器7。然而，若具有若干偵測器6之發射器5形成感測器7，則感測器7之數目較佳地對應於發射器5之數目。
感測器器件4及/或發射器5及偵測器6之矩陣較佳地具有大於10 cm2
、尤其大於20 cm2
、尤其較佳地大於30 cm2
、非常尤其較佳地大於40 cm2
及/或小於200 cm2
、較佳地小於150 cm2
、更佳地小於100 cm2
、尤其小於80 cm2
之面積。
較佳地，發射器5之面積密度、偵測器6之面積密度、感測器7之面積密度及/或發射器5及偵測器6之共同面積密度大於0.5/cm2
、較佳地大於1/cm2
、尤其大於2/cm2
及/或小於40/cm2
、較佳地小於20/cm2
、尤其小於10/cm2
。在本文中，每單位面積之發射器5及/或偵測器6及/或感測器7之數目特別地被表示為面積密度。
感測器器件4、發射器5、偵測器6及/或感測器7之數目、配置、面積及/或面積密度較佳地允許執行可靠且準確的檢查、尤其光電體積描記法及/或血壓BP之判定而無需相對於諸如感測器之檢查構件固定動物T之爪2，使得動物T較佳地可在檢查期間相對於感測器器件4自由地移動。此使檢查令動物T尤其舒適且無壓力，此改良量測準確性。
發射器5及/或偵測器6較佳地各經劃分成若干群組或較佳地形成若干群組，其等特別地彼此分離及/或單獨地連接。
較佳地，發射器5經劃分成兩個群組及/或發射器5形成兩個群組。
較佳地，偵測器6經劃分成五個群組及/或偵測器6形成五個群組。
群組內之發射器5及/或群組內之偵測器6較佳地串聯連接或互連。
圖5展示通過感測器器件4之示意性截面。
圖6以示意性分解視圖展示感測器器件4。
感測器器件4較佳地具有限制器件8。
此時，應注意，限制器件8以及相關聯特徵及優點原則上可獨立於感測器器件4之上述設計來實現。特定言之，限制器件8對於具有確切一個發射器5及確切一個偵測器6之感測器器件4亦係有利的。因此，在下文中術語「發射器」及「偵測器」較佳地以單數形式使用。當然，該等解釋亦適用於具有若干發射器5及/或若干偵測器6之感測器器件4之設計、尤其如上文所描述般設計之感測器器件4。
限制器件8較佳地經設計以判定、界定及/或限制發射器5之發射區9、偵測器6之偵測區10、感測器7之感測器區11及/或感測器器件4之感測區12。特定言之，限制器件8經設計為用於發射器5及/或偵測器6之孔徑。
出於此目的，圖解實例中之限制器件8具有下文更詳細地描述之障壁13或由其形成。然而，替代地或另外，限制器件8亦可具有未展示之一或多個透鏡、尤其會聚透鏡，其等特別地藉由聚焦輻射R導致發射區9及/或偵測區10之對應限制。
發射器5之發射區9通常係可由發射器5發射之輻射R進入其中之範圍。例如，發射器5之發射區9可為至少本質上圓錐形的及/或由一個或(尤其在非圓錐形發射區9之情況下)若干發射角度9A界定。
偵測器6之偵測區10通常係來自其之輻射R可到達偵測器6及/或可利用偵測器6偵測來自其之輻射R之範圍。例如，偵測器6之偵測區10可為至少本質上圓錐形的及/或由一個或(尤其在非圓錐形偵測區10之情況下)若干發射角度10A界定。
較佳地，發射器5及/或偵測器6自然地分別具有特定發射區9或偵測區10。較佳地，此自然發射區9及/或偵測區10由限制器件8限制或約束或限制器件8出於此目的而設計。因此，在本發明之意義上，術語「發射區」及「偵測區」較佳地指代由限制器件8界定或限制之發射區9或偵測區10而非發射器5或偵測器6本身之自然發射區9或偵測區10。
發射區9在圖5中由自發射器5起始之V形虛線來指示。虛線表示發射區9之邊界，該邊界特別地由限制器件8界定。特定言之，發射區9係由該等線圍封或限制之區域。
偵測區10在圖5中由自偵測器6起始之V形虛線來指示。該等虛線表示偵測區10之邊界，該邊界特別地由限制器件8界定。區域10係由該等線圍封或限制之區域。
發射器5之發射區9較佳地受(假想)線限制、尤其在圖5中展示為虛線之線，其等表示自發射器5之發射區之中心點或幾何中心起始、可離開感測器器件4之射線之射束之最外射線之射線路徑。特定言之，該等線表示發射區9之邊緣或邊界。特定言之，發射區9係由該等線圍封或限制之區。
在限制器件8由障壁13實現之情況下，如圖5中所展示，此等最外射束係自中心點或幾何中心起始、未被限制器件8阻擋之射束，使得表示圖5中之此等射束觸碰限制器件8或障壁13之邊緣或隅角。
若替代障壁13或除障壁13外，限制器件8亦具有透鏡或由其形成，則此等最外射線係自發射器5之發射表面之中心點或幾何中心穿過透鏡之最外邊緣之該等射線。
偵測器6之偵測區10較佳地受(假想)線限制、尤其在圖5中展示為虛線之線，其等表示可自感測器器件4外部到達偵測器6之偵測表面、尤其其中心點或幾何中心之射線之射束之最外射線之光學路徑。特定言之，該等線表示偵測區10之邊緣或邊界。特定言之，偵測區10係由該等線圍封或限制之區。
在限制器件8由障壁13實現之情況下，如圖5中所展示，此等最外射線係未被限制器件8阻擋且因此可到達偵測器6之偵測表面之中心點或幾何中心之該等射線，使得圖5中表示此等射線之線觸碰限制器件8或障壁13之邊沿或邊緣或隅角。
若替代障壁13或除障壁13外，限制器件8亦具有透鏡或由其形成，則此等最外射線係自感測器器件4外部穿過透鏡之最外邊緣且到達偵測器6之偵測表面之中心點或幾何中心之該等射線。
發射角度9A較佳地係(假想、尤其在感測器器件4外部伸展之)線之間的角度，其等表示發射區9之邊界。此特別地在圖5中展示。
較佳地，偵測角度10A係表示偵測區10之邊界之(假想、尤其在感測器器件4外部伸展之)線之間的角度。此特別地在圖5中展示。
在發射區9及偵測區10之上述界定中，參考發射區域或偵測區域之中心點或幾何中心選擇理想方法，此實際上偏離點形狀且形成(儘管非常小)延伸區域。此可使實際上來自發射器5之輻射R亦可到達如上文所界定之發射區9外部之區域及/或來自如上文所界定之偵測區10外部之輻射R、尤其經散射光可到達偵測器6。然而，發射區9及偵測區10之上述界定不受此影響。此外，如上文所界定之發射區9及偵測區10實際上亦表示由發射器5發射之絕大多數輻射R發射至其中及/或來自其之輻射R可到達偵測器6之區。
感測器7之感測器區11通常係可利用感測器7檢查或感測之區。較佳地，可憑藉感測器7檢查僅定位於感測器區11中之物件。特定言之，感測器7之感測器區11係感測器7之(若干)發射器5之(若干)發射區9與感測器7之(若干)偵測器6之(若干)偵測區10重疊之區。
在圖5中，舉例而言，箭頭指示輻射R可如何自發射器5傳遞至偵測器6。箭頭非常示意性地展示由發射器5發射、到達偵測區10及因此其中發射區9與偵測區10重疊之區且在該區中藉由未展示之物件沿偵測器6之方向散射或反射並以此方式到達偵測器6之光束之路徑。
原則上，可能的是偏離在此選擇之理想視圖，實際上如上文所界定之感測器區11外部之物件至少部分地由或可由感測器7偵測。一方面，此可由因以下事實而發生：如上文已描述，少量輻射R實際上亦可到達所界定發射區9外部之區及/或來自所界定偵測區10外部之輻射R亦可到達偵測器6。然而，另一方面，例如在物件中的多次散射之情況下，亦可能發生的是，利用定位於所界定感測器區11外部之感測器7偵測物件或物件之部分。
感測器器件4之感測區12係可利用感測器器件4檢查及/或偵測/感測之範圍。特定言之，感測區12包括發射區9、偵測區10及/或感測器區11或由其等形成。
較佳地，感測區12係感測器器件4之感測器7之感測器區11之總體/整體。
感測區12可由連續/連接區形成。若感測器器件4之感測器7之感測器區11重疊，則情況便係如此。
然而，亦可能的是感測區12未經連接或由單獨或未連接區域或感測器區11形成。若感測器7之至少一些感測器區11不與其他感測器區11重疊，則情況便係如此。
感測區12較佳地具有邊界G。邊界G較佳地由感測器區11之邊緣或邊緣之整體形成。邊界G特定言之係其中發射區9及偵測區10相交之點或線。此特別地在圖5中展示。
感測區12及/或其邊界G較佳地與感測器器件4具有距離X。特定言之，可達成或確保由發射器5發射及/或由偵測器6偵測之輻射R在檢查期間進入爪2之(最小)穿透深度。特定言之，此最小穿透深度或距離X防止自爪2之表面反射或散射之光到達偵測器6。此改良檢查、尤其血壓之判定之準確性及可靠性。
距離X較佳地係感測區12或其邊界G距感測器器件4之最小距離。較佳地，感測區12之邊界G未筆直或平行於感測器器件4伸展，如特別地自圖5可見。在如圖5中所展示之截面視圖中，邊界G特別地曲折地伸展。此尤其歸因於感測器7之感測器區11較佳地隨距感測器器件4之距離增加而以V形(截面)增加之事實。因此，感測區12較佳地在感測器器件4之不同位置處具有距感測器器件4之不同距離，其中距離X係此等不同距離之最小者。
限制器件8較佳地經設計使得感測區12之邊界G距感測器器件4之距離X大於0.5 mm、較佳地大於1 mm及/或小於10 mm、較佳地小於5 mm、尤其小於3毫米。
限制器件8較佳地(尤其在圖5中所展示之截面平面中)將發射器5之發射角度9A及/或偵測器6之偵測角度10A限於小於90°、較佳地小於75°、尤其約60°。圖5中所展示之截面平面垂直於由發射器5及偵測器6之矩陣定義之平面且沿著該矩陣之列或行與發射器5及偵測器6相交。
限制器件8較佳地由一或多個障壁13形成。障壁13經配置於發射器5與偵測器6之間。較佳地，障壁13經配置於各偵測器6與各自相鄰發射器5之間。
障壁13對於由發射器5發射之輻射R、尤其對於紅外輻射係不可滲透的。
障壁13較佳地經配置或設計使得達到或實現偵測範圍8之邊界G距感測器器件4之上述距離X。
限制器件8或障壁13之尺寸、尤其其高度HB及/或寬度BB，以及限制器件8或障壁13距發射器5及偵測器6之距離DB及發射器5距偵測器6之距離D較佳地彼此匹配使得發射器5之發射區9及偵測器6之偵測區10以使得達到或實現感測區12之邊界G距感測器器件4之上述距離X及/或上述發射角度9A及/或偵測角度10A之方式重疊。
較佳地，障壁13履行若干功能及/或具有若干區段13B、13C，該若干區段13B、13C特別地實現此等功能。
障壁13之功能較佳地係屏蔽發射器5使之與偵測器6隔絕尤其使得由發射器5發射之輻射R無法直接到達偵測器6或無中間散射及/或反射。出於此目的，障壁13較佳地具有屏蔽區段13B。屏蔽區段13B因此較佳地經設計以屏蔽發射器5使之與偵測器6隔絕或防止自發射器5至偵測器6之直接串擾。屏蔽區段13B較佳地定位於發射器5與偵測器6之間。屏蔽區段13B較佳地至少實質上平行於發射器5之主發射方向及/或橫向於尤其至少實質上垂直於由發射器5及偵測器6形成之平面而伸展。
如上文已提及，障壁13之另一功能較佳地係限制發射區9、偵測區10、感測器區11及/或感測區12。換言之，障壁13及/或其區段較佳地表示用於發射器5及/或偵測器6之孔徑。出於此目的，障壁13較佳地具有孔徑區段13C。孔徑區段13C較佳地經設計及/或配置使得尤其以上文所描述之方式限制或約束發射器5之發射區9及/或偵測器6之偵測區10。孔徑區段13C較佳地形成孔徑。特定言之，孔徑區段13C較佳地橫向於、較佳地至少實質上垂直於發射器5之主發射方向及/或至少實質上平行於由發射器5及偵測器6形成之平面而伸展。
屏蔽區段13B及孔徑區段13C較佳地設計成單件式及/或由相同組件之不同區段形成。特定言之，孔徑區段13C可寬於屏蔽區段13B，從而導致障壁13之T形橫截面，如圖5中所展示。然而，此並非強制性的。
限制器件8及/或障壁13、尤其孔徑區段13C較佳地具有大於1 mm、尤其大於2 mm及/或小於5 mm、尤其小於4 mm之寬度BB。此外，限制器件8及/或障壁13較佳地具有大於1 mm、較佳地大於2 mm及/或小於5 mm、尤其小於4 mm之高度HB。
較佳地，障壁13形成或限制對於由發射器5發射及/或由偵測器6偵測之輻射R透明及/或半透明之區域13A。此等透明區域13A各對應於發射器5及偵測器6而配置，使得其等分別定位於感測器器件4中發射器5及偵測器6上方，且定位於透明區域13A之間或包圍透明區域13A之材料形成限制器件8及/或障壁13。此在圖5及圖6中作為實例而展示。
檢查裝置1及/或感測器器件4較佳地具有障壁元件13D。較佳地，障壁元件13D具有或形成障壁13或若干障壁13。
阻擋元件13D較佳地係具有透明區域13A之單件式、尤其平坦及/或板狀部件。
透明區域13A較佳地由阻擋元件13D之通孔形成。然而，原則上，替代地或另外，透明區域13A可由對於由發射器5發射及/或由偵測器6偵測之輻射R透明之材料形成或包括該材料，例如玻璃、塑膠玻璃或類似物。
限制器件8及/或障壁13及/或障壁元件13D及/或透明區域13A較佳地形成對應於發射器5及/或偵測器6之格柵或光柵、尤其光柵孔徑。
較佳地，感測器器件4具有對於由發射器5發射及/或由偵測器6偵測之輻射R透明之蓋14。蓋14可由玻璃、塑膠玻璃、透明塑膠或類似物製成。
較佳地，蓋14完全、連續地及/或無間隙地覆蓋感測器器件4。
蓋14較佳地經設計以保護感測器器件4及/或發射器5及/或偵測器6不受污染及/或損壞。蓋14較佳地形成或具有至少實質上平坦及/或平整、尤其光滑表面以支撐爪2。
尤其較佳地，感測區12之邊界G距感測器器件4之距離X係或對應於偵測區帶12之邊界G距蓋14之距離、尤其距蓋14中背離發射器5及/或偵測器6之側之距離。
較佳地，檢查裝置1具有用於偵測動物T之心臟之活動、尤其用於記錄心電圖KG之一或多個偵測元件。
心電圖KG較佳地表示心臟、尤其待憑藉檢查裝置1檢查之動物T之活動，及/或包括關於心臟之活動之資訊。
圖9展示心電圖KG之實例。
特定言之，可自心電圖KG讀取或導出或判定心跳或心跳之時間。
心電圖KG較佳地係心電圖。然而，原則上，心電圖KG亦可為阻抗心電圖、心音圖、心衝擊圖或類似物。
偵測元件較佳地由電極15形成。然而，原則上，該(等)偵測元件亦可由一或多個麥克風或其他聲音感測器或類似物形成或具有一或多個麥克風或其他聲音感測器或類似物。
較佳地，檢查裝置1因此具有至少一個電極15、較佳地至少兩個電極15。在圖解實例中，檢查裝置1具有三個電極15。然而，原則上，檢查裝置1亦可具有顯著更大量之電極15。
較佳地，可憑藉電極15記錄心電圖KG及/或電極15經設計以記錄心電圖KG，特別地其中心電圖KG係心電圖。
電極15較佳地係平坦的及/或層狀的。特定言之，電極15由導電材料組成或具有導電材料。
較佳地，電極15之至少一者經設計為組織電極。此在圖1中由電極15之影線示意性地指示。較佳地，所有電極15經設計為織物電極。此已被證明對於檢查諸如貓或狗之動物T尤其有利，因為由此檢查可令動物T尤其舒適。特定言之，已證實，動物T容易被金屬及/或光澤表面刺激，此可藉由使用組織電極來避免。
為了更好地區分，下文將至少兩個電極15表示為第一電極15A及第二電極15B。電極15A及15B可相同或具有不同設計。
關於第一電極15A之解釋因此較佳地亦適用於第二電極15B且反之亦然。
較佳地，電極15A、15B各經設計以接觸動物T之爪2。尤其較佳地，第一電極15A經設計用於接觸左前爪且第二電極15B經設計用於接觸右前爪。
視情況，檢查裝置1具有第三電極15C。第三電極15C較佳地經設計為參考電極或收集電極。第三電極15C較佳地經設計以同時接觸待檢查之動物T之若干身體部位，尤其若干爪2、尤其動物T之兩隻後爪。
電極15較佳地經配置使得當動物T放置於檢查裝置1上、尤其放置於令動物T自然之位置(諸如坐立或橫臥位置中)時，動物T之一隻爪2接觸電極15之一者。以此方式，檢查可令動物T尤其舒適。
電極15之配置、大小及設計較佳地適於待檢查之動物T、尤其家貓之解剖，使得檢查可發生在令動物T自然、較佳地舒適之位置中及/或動物T可在檢查期間相對於電極15自由地移動。
電極15、尤其第一電極15A及第二電極15B較佳地以大於2 cm、尤其大於5 cm及/或小於25 cm、尤其小於20 cm、尤其較佳地小於15 cm、非常尤其較佳地約10 cm之距離DE來配置。
兩個電極15之間的距離DE特別地稱為電極15或其等表面之中心點或幾何中心之間的距離DE。此在圖1中示意性地展示。
電極15、尤其第一電極15A距第二電極15B之距離DE較佳地係固定的及/或不變的。
(各自)電極15A、15B較佳地具有大於10 cm2
、尤其大於15 cm2
及/或小於100 cm2
、尤其小於80 cm2
、尤其較佳地小於50 cm2
之面積。
第三電極15C較佳地具有大於50 cm2
、尤其大於100 cm2
及/或小於1000 cm2
、較佳地小於500 cm2
、尤其小於200 cm2
之面積。
第三電極15C較佳地具有大於第一電極15A及/或第二電極15B、尤其第一電極15A及/或第二電極15B之面積之兩倍或三倍以上、尤其較佳地四倍以上之面積。
較佳地，第一電極15A經配置使得在爪2、尤其左前爪或右前爪處，可憑藉第一電極15A記錄心電圖KG且同時可執行光學檢查及/或可憑藉感測器器件4記錄曲線K、尤其光電體積描記圖。
圖7以實例方式展示經定位使得可憑藉第一電極15A記錄心電圖KG且同時可執行光學檢查及/或可憑藉感測器器件記錄4曲線K之爪2。
第一電極15A較佳地經設計為組織電極。
組織電極較佳地係具有組織或由組織形成之電極。特定言之，在組織電極之情況下，用於與身體部位、尤其爪2接觸之接觸表面具有組織或由其形成。該組織較佳地係導電組織，例如其中併入導電絲線之組織及/或塗佈有導電層之組織。
第一電極15A較佳地配置於感測器器件4及/或蓋14上、尤其較佳地配置於蓋14背離發射器5及偵測器6之側上。此特別地在圖5至圖7中展示。
第一電極15A較佳地在垂直於蓋14及/或由發射器5及偵測器6形成之平面之投影中(僅)配置於發射器5與偵測器6之間及/或與障壁13相對。替代地或另外，電極15A對於由發射器5發射之輻射R係透明的。由此，憑藉感測器器件4對動物T及/或爪2之光學檢查不受第一電極15A影響。
第一電極15A較佳地具有對於由發射器5發射及/或由偵測器6偵測之輻射R透明之區域16。此等透明區域16係對應於發射器5及偵測器6而配置，使得其等分別定位於(在垂直於發射器5及/或偵測器6之平面及/或垂直於蓋14之投影中)發射器5及偵測器6上方。
此特別地在圖5及圖6中展示。
第一電極15A之透明區域16較佳地由電極15A之通孔形成。原則上，替代地或另外，透明區域16或整個第一電極15A可由對於由發射器5發射及/或由偵測器6偵測之輻射R透明之材料形成或包括該材料。
第一電極15A及/或透明區域16較佳地形成對應於發射器5及/或偵測器6之光柵或柵格。
視情況，檢查裝置1具有定位輔助裝置24。定位輔助裝置24經設計以支援動物T或爪2之正確定位以供檢查。特定言之，定位輔助裝置24經設計以指示或標記用於定位爪2或若干爪2、尤其左前爪及/或右前爪之區域。定位輔助裝置24較佳地經配置於感測器器件4附近及/或較佳地包圍感測器器件4。替代地或另外，電極15之一或多者之位置可由定位輔助裝置24來指示。
較佳地，定位輔助裝置24由檢查裝置1及/或擱置表面3之隆起或凹口形成。定位輔助裝置24可例如為漏斗狀或具有漏斗之形狀。
然而，定位輔助裝置24僅係選用的且並非強制性的。
檢查裝置1較佳地具有電路板17、尤其印刷電路板(PCB)。
較佳地，電路板17承載感測器器件4及/或感測器器件4定位於電路板17上。
較佳地，電路板17承載第一電極15A及/或第二電極15B或第一電極15A及/或第二電極15B經配置於電路板17上。視情況，電路板17另外亦承載第三電極15C及/或第三電極15C亦經配置於電路板17上。
電路板17較佳地具有或形成操作感測器器件4、尤其發射器5及/或偵測器6及/或感測器7及/或電極15A、15B及/或評估由偵測器6及/或電極15量測之信號所需之周邊裝置及/或電線。
檢查裝置1較佳地具有秤18。秤18較佳地係電子秤18。
秤18較佳地經設計用於對定位或放置於檢查裝置1上之動物T稱重。
檢查裝置1及/或秤18較佳地經設計用於體脂量測，即，用於判定秤18上之動物T之體脂百分比。較佳地經由生物阻抗量測實行體脂量測或體脂百分比之判定。特定言之，電極15、15A、15B、15C之兩者或更多者可用於此目的。
檢查裝置1較佳地具有力感測器18A。力感測器18A較佳地經設計以量測或偵測由動物T施加於檢查裝置1上之力，尤其重力。
力感測器18A可形成秤18之部分或經整合至秤18中，但亦可作為秤18之替代而提供，或除秤18外，亦可提供力感測器18A。
力感測器18A可例如經設計為壓電元件或應變計或類似物。
檢查裝置1亦可具有若干力感測器18A，尤其具有相同種類或類型之力感測器18A。較佳地，一或多個力感測器18A經配置於感測器器件4或若干感測器器件4下方，經配置於擱置表面3下方及/或電極15下方(各)及/或力感測器18A經整合至(若干)感測器器件4及/或擱置表面3及/或電極15中。特定言之，可藉由此一配置設計力感測器18A以判定動物T之存在及/或定位及/或支援此一判定。
檢查裝置1較佳地具有顯示器件19。顯示器件19特別地經設計用於光學顯示。顯示器件19較佳地由例如LCD顯示器、LED顯示器、OLED顯示器或類似物之顯示器形成。
顯示器件19較佳地經設計以顯示憑藉檢查裝置1量測或判定之值，諸如心電圖KG、心率、血壓BP、重量、體脂百分比或類似物。特定言之，在圖1中示意性地展示憑藉顯示器件19顯示血壓BP及心電圖KG。
替代地或另外，顯示器件19可經設計用於使用者指導，例如以顯示檢查裝置1之操作或使用之指令、選擇選單、錯誤訊息、警告訊息或類似物。
此外，檢查裝置1較佳地具有輸入器件20。輸入器件20較佳地經設計用於進行設定及/或調整及/或用於控制檢查裝置1。輸入器件20較佳地經配置於顯示器件19之緊鄰及/或經整合至顯示器件19中。
例如，輸入器件20可由一或多個鍵、按鈕、開關或類似物形成。然而，顯示器件19尤其較佳地經設計為觸控顯示器或觸敏顯示器，使得顯示器件19具有或形成經整合至顯示器件19中之輸入器件20及/或輸入器件20。
較佳地，檢查裝置1具有電力供應器件21。電力供應器件21經設計以向檢查裝置1供應電能。
較佳地，電力供應器件21具有用於儲存電能之能量儲存器件，例如蓄電器、電池或類似物。特定言之，電力供應器件21經設計用於對蓄電器或電池充電、尤其較佳地用於感應充電。出於此目的，電力供應器件21較佳地具有對應充電器件。替代地或另外，電力供應器件21亦可具有或形成用於將電力供應器件21連接至外部電力供應器(例如主電源)之連接。特定言之，該連接可包括或形成充電器件或其部分。
檢查裝置1較佳地具有用於控制檢查裝置1及/或用於檢查之控制器件25。控制器件25較佳地由處理器P形成及/或較佳地具有處理器P。處理器P較佳地係微處理器。控制器件25及/或處理器P較佳地經設計以控制感測器器件4 (尤其發射器5、偵測器6及/或感測器7)以控制電極15及/或控制秤18。
據此，控制器件25較佳地與感測器器件4、發射器5、偵測器6、感測器7、電極15、秤18及/或力感測器18A耦合。
此外，電力供應器件21較佳地經設計以將電力供應至控制器件25。特定言之，控制器件25經耦合至電力供應器件21。
控制器件25較佳地經設計以控制顯示器件19及/或耦合至顯示器件19。較佳地，控制器件25經耦合至輸入器件20及/或可憑藉輸入器件20來操作。
控制器件25較佳地經設計用於處理及/或轉遞由感測器器件4及/或電極15量測之信號。
檢查裝置1較佳地具有用於資料儲存之記憶體及/或儲存媒體26。較佳地，儲存媒體26與控制器件25耦合。特定言之，儲存媒體26經設計用於由感測器器件4及/或電極15量測之信號之至少暫時性儲存。
儲存媒體26可具有若干單獨組件及/或由其等形成。
較佳地，儲存媒體26具有一或多個永久性安裝之記憶體模組及/或儲存元件，例如硬碟(HDD)、固態硬碟(SSD)、RAM模組及/或快閃記憶體或類似物。
替代地或另外，儲存媒體26可具有與檢查裝置1分離及/或可連接至檢查裝置1之一或多個儲存元件(諸如USB記憶棒或類似物)或由其形成。
原則上，儲存媒體26可由用於儲存電子資料之一或多個任意儲存器件形成或包括該一或多個任意儲存器件，諸如CD-ROM、硬碟、USB記憶棒、快閃記憶體、雲端記憶體、外部資料庫或與檢查裝置1分離或在檢查裝置1外部之其他電腦設備及/或具有整合式記憶體之行動終端器件(諸如PC、資料中心、超級電腦、雲端電腦、伺服器、行動電話、智慧型電話、平板電腦、膝上型電腦或類似物)。
檢查裝置1較佳地經設計用於利用電極15、感測器器件4及/或秤18量測之信號之分析及/或評估。信號之評估較佳地憑藉控制器件25及/或處理器P來執行及/或由控制器件25及/或處理器P、尤其藉由使用儲存媒體26來控制。
檢查裝置1較佳地具有用於將檢查裝置1與一或多個外部器件23連接之介面器件22。介面器件22可具有若干、尤其不同的介面。該等介面可為有線或無線介面。例如，該介面器件可具有一或多個串列介面、一或多個USB介面、一或多個HDMI介面及/或一或多個其他介面，其等特別地經設計用於外部器件23與檢查裝置1之間的(尤其有線)資料交換。替代地或另外，介面器件22亦可具有一或多個無線介面，諸如WiFi介面、藍芽介面、尤其藍芽低能量介面(BLE介面)、NFC介面或類似物。
換言之，檢查裝置1較佳地經設計用於特別地憑藉介面器件22與外部器件23進行資料交換。
較佳地，檢查裝置1經設計以特別地憑藉介面器件22將利用感測器器件4及/或電極15量測之資料或信號及/或基於此等資料或信號判定之結果或評估傳輸至外部器件23。
外部器件23較佳地係與檢查裝置1分離、尤其實體上分離之器件。
外部器件23可經設計以控制檢查裝置1及/或記錄及/或評估及/或分析及/或顯示或以其他方式輸出由檢查裝置1量測之信號及/或資料及/或由檢查裝置1傳輸之結果。較佳地，外部器件23經設計以顯示心電圖KG及/或血壓BP，如圖8中示意性地展示。
外部器件23較佳地經設計為行動終端器件，例如智慧型電話、平板電腦或膝上型電腦，及/或經設計為PC、伺服器、電腦網路、雲、網際網路入口、應用程式及/或其他電腦器件。
替代地或另外，外部器件23經設計為儲存媒體26，諸如記憶棒。特定言之，外部器件23可形成或具有儲存媒體26或其部分。
較佳地，檢查裝置1具有外部器件23或外部器件23形成檢查裝置1之部分或外部器件23經指派給檢查裝置1。
較佳地，在檢查裝置1本身中或由檢查裝置1自身執行由檢查裝置1、尤其由感測器器件4及/或電極15、15A、15B、15C量測之信號之評估。替代地或另外，評估或其部分亦可在檢查裝置1外部及/或憑藉外部器件23發生。
在圖8中，電極15之佈線以及由(若干)感測器器件4及電極15量測之信號之處理係以示意性、類方塊圖表示來展示。
檢查裝置1較佳地具有預處理器件27。預處理器件27較佳地具有放大器、尤其差分放大器或由其形成。差分放大器尤其較佳地由運算放大器形成或具有此一放大器。然而，其他解決方案亦係可能的。
預處理器件27較佳地經耦合或經連接至電極15且特別地經設計用於由電極15、15A、15B、15C量測之信號之預處理。特定言之，預處理器件27經設計以放大利用不同電極15量測之信號、尤其諸如生物電位之電壓之間的差異，尤其較佳地以放大利用第一電極15A量測之信號與利用第二電極15B量測之信號之間的差異。
視情況，電極15經由電容或電容器耦合至預處理器件27。此在圖8中由虛線框中之電容符號來指示。
此外，預處理器件27較佳地經設計用於對由電極15量測之信號進行濾波。
較佳地，但僅視情況，預處理器件27具有共模抑制器件28。
共模抑制器件28較佳地經設計以抑製或濾除由各種電極15量測之信號之DC電流分量或DC電壓分量。
檢查裝置1較佳地具有A/D轉換器29。A/D轉換器29較佳地經設計以將由電極15及可能由預處理器件27預處理之信號、尤其類比信號轉換成數位信號。A/D轉換器29較佳地在預處理器件27下游。
在轉換成數位信號之後，較佳地進一步評估及/或處理利用電極15量測之信號，尤其利用電極15記錄之心電圖KG。特定言之，可例如憑藉檢驗器件29A執行有用性檢驗。在有用性檢驗期間，較佳的是判定心電圖KG是否有用，即，其是否可被有意義地評估及/或含有有用資訊。此在圖8中由右下角中之框示意性地展示。
較佳地，替代預處理器件27或除預處理器件27外，檢查裝置1具有一或多個進一步預處理器件30。預處理器件30較佳地經設計用於由感測器器件4或偵測器6及/或感測器7量測之信號S之預處理。
預處理器件30較佳地具有放大器31。放大器31較佳地經設計以放大由偵測器6或感測器7量測之信號S。特定言之，放大器31係轉阻放大器及/或將電流轉換成電壓。
較佳地，預處理器件30具有用於對信號S進行濾波之濾波器器件32，信號S特別地由放大器31放大。
濾波器器件32較佳地具有若干不同電濾波器。特定言之，濾波器器件32可具有或形成一或多個被動濾波器及/或一或多個主動濾波器。濾波器器件32可例如包括或形成一或多個帶通濾波器、帶阻濾波器、高通濾波器及/或低通濾波器。
較佳地，各偵測器6或感測器7被指派預處理器件30或各偵測器6或感測器7具有預處理器件30。
較佳地，連同心電圖KG一起及/或在考量心電圖KG下執行由感測器器件4量測且較佳地由預處理器件30預處理之信號S、尤其曲線K之評估。
例如，接著可將評估之結果轉遞至外部器件23，如上文已描述且在圖8中示意性地指示。
檢查裝置1較佳地經設計以執行下文所描述之方法。替代地或另外，檢查裝置1可用來執行下文所描述之方法。此用途亦可獨立於本發明之進一步態樣而實現。
下文特別地描述根據本發明之方法。
該方法較佳地使用上文所描述之檢查裝置1來執行。上述檢查裝置1對於實行該方法、尤其對於選擇一或多個感測器7及/或評估一或多個曲線K尤其有利。然而，該方法亦可獨立於所描述的檢查裝置而實行且可利用不同於上文所描述之檢查裝置而設計之檢查裝置1來實行。
檢查裝置1較佳地經設計以執行下文所描述之方法。替代地或另外，檢查裝置1可用來執行下文所描述之方法。此用途亦可獨立於本發明之進一步態樣而實現。
特定言之，檢查裝置1具有用來執行該方法之步驟之構件。此等構件較佳地包括電腦程式或由其形成。
該等構件及/或電腦程式較佳地包括在經執行時引起檢查裝置1執行所描述方法之指令。
根據另一態樣，電腦程式及/或指令經儲存於電腦可讀儲存媒體26上或電腦可讀儲存媒體26包括電腦程式及/或指令。
為了憑藉檢查裝置1進行醫學檢查、尤其血壓判定，較佳的是意欲將動物T、尤其家貓或家狗放置於檢查裝置1上。特定言之，將動物T完全放置於檢查裝置1上，即，較佳地以使得所有肢體、尤其爪2在檢查裝置1上及/或動物T之整體重量由檢查裝置1承載之方式。
尤其較佳地，動物T定位於檢查裝置1上使得動物T之爪2、尤其前爪擱置於感測器器件4上及/或直接定位於感測器器件4上方及/或可在爪2上記錄包括關於動脈血流BF之資訊之曲線K。
較佳地，動物T經定位使得電極15、15A、15B、15C之各者接觸動物T之身體部位、尤其爪2使得可憑藉電極15記錄心電圖KG。特定言之，動物T經定位使得前爪之一者接觸第一電極15A，另一前爪接觸第二電極15B且若檢查裝置1具有第三電極15C，則一個或兩個後爪接觸第三電極15C。
在定位動物T之後，較佳地起始醫學檢查及/或血壓判定。視情況可規定，在首先定位動物T之後不久，使得動物T可平靜下來且僅在等待週期之後開始醫學檢查及/或血壓判定。特定言之，記錄曲線K以供醫學檢查或血壓判定，其包括關於動物T之動脈血流BF之資訊。此曲線K特定言之係光電體積描記圖。
在圖9之底部中，曲線K係作為實例而展示。
尤其較佳地，執行反射量測以記錄曲線K，或出於此目的而設計檢查裝置1。此特別地意謂著感測器器件4僅經定位於爪2之一側上及/或不具有定位於爪2之相對側上之組件。
較佳地，檢查或量測係利用在紅外範圍內之輻射R來執行。
尤其較佳地，憑藉檢查裝置1記錄動物T之心電圖KG、尤其在相同於記錄包括關於動物T之動脈血流BF之資訊之曲線K之時間。
在圖9之頂部中，心電圖KG係作為實例而展示。
檢查裝置1可具有處理器P，該處理器P自檢查裝置1、尤其感測器器件4、感測器7、偵測器6及/或電極15接收及/或處理資訊及/或信號S及/或曲線K。替代地或另外，處理器P及/或檢查裝置1具有儲存媒體26，該儲存媒體26具有表示所提出方法之電腦程式，該電腦程式可利用處理器P來執行以實行該方法。特定言之，電腦程式經儲存於儲存媒體26上。此外，結果可利用處理器P來形成。此等結果可特別地經由顯示器件19輸出及/或特別地傳輸至外部器件23。
儲存媒體26可經整合於檢查裝置1中或與檢查裝置1分離，例如可經由介面連接至檢查裝置1之儲存構件，諸如記憶棒或外部資料庫、伺服器或類似物。電腦程式亦可自外部供應至檢查裝置1且經儲存於檢查裝置1中。然而，在此，其他解決方案亦係可能的。
該方法、尤其光學檢查較佳地利用至少一個感測器7、較佳地若干感測器7來執行。較佳地，各感測器7對應於一個量測通道，各感測器7對應於一個量測通道及/或一個量測通道經指派給各感測器7。
在本發明之意義上，「量測通道」較佳地係用於由感測器7量測之信號S、尤其由感測器7量測之曲線K之傳輸路徑。由於在此意義上，術語「量測通道」及「感測器」彼此不可分離地連接，故下文不再進一步區分感測器7與量測通道。代替地，下文中將同義地使用術語「量測通道」及「感測器」，其中將主要使用術語「感測器」。特定言之，術語「量測通道」及「感測器」係可互換的。
可經由若干感測器7同時及/或接連地、較佳單獨或彼此獨立地記錄若干曲線K。
較佳地，各感測器7具有至少一個偵測器6。非常尤其較佳地，各感測器7具有確切一個偵測器6。因此，藉由選擇感測器7，亦選擇偵測器6且反之亦然。在此方面，術語「感測器之選擇」及「偵測器之選擇」較佳地係同義的且特定言之係可互換的。
此外，如上文已描述，各感測器7較佳地具有感測器區11。換言之，較佳地各感測器7經指派給感測器器件4之感測區12之不同量測位置或部分區。特定言之，各感測器7因此對應於特定量測位置及/或感測器區11及/或感測區12之部分區。感測器7之選擇因此可被理解為量測位置及/或感測器區11及/或感測區12之部分區之選擇。術語「感測器之選擇」、「量測位置之選擇」、「感測器區之選擇」及「感測區之部分區之選擇」因此較佳地係彼此同義的且特定言之係可互換的。
此外，較佳地利用各感測器7記錄一或多個曲線K。換言之，各曲線K經指派給感測器7。特定言之，各曲線K因此對應於特定感測器7。曲線K之選擇因此可被理解為感測器7之選擇及/或表示感測器7之選擇。間接地，曲線K之選擇因此亦表示量測位置及/或感測器區11及/或感測區12之部分區之選擇。術語「曲線之選擇」、「量測位置之選擇」、「感測器區之選擇」及「感測區之部分區之選擇」因此較佳地係彼此同義的且特定言之係可互換的。
此外，在上文所描述之檢查裝置1中，感測器7較佳地具有相同種類或類型，使得各感測器7原則上執行相同量測且量測之不同之處僅在於其等係在不同位置處量測，從而導致不同(同時)量測之信號S或曲線K。
圖10展示該方法之一般序列之示意性概述。
該方法較佳地具有若干步驟S1至S9，其等在圖10中示意性地展示。在下文中，首先給出步驟S1至S9之粗略概述。隨後，更詳細地描述步驟S1至S9。
根據本發明之方法不一定包含所有步驟S1至S9。特定言之，個別步驟S1至S9或步驟S1至S9之個別態樣可彼此獨立地或以不同組合實現。
在根據本發明之方法中，醫學地檢查動物T。較佳地，在根據本發明之方法中判定動物T之脈搏傳輸時間PTT及/或血壓BP。
較佳地將動物T放置於檢查裝置1以供檢查。較佳地，動物T未經固定於檢查裝置1上，但可自由地、尤其相對於感測器器件4及/或電極15移動。
在步驟S1中，較佳判定動物T是否定位於檢查裝置1上及/或是否以使得可憑藉檢查裝置1執行醫學檢查之方式定位於檢查裝置1上。然而，步驟S1僅係選用的且可被省略。
在步驟S2中，較佳判定爪2是否定位於感測器器件4上或上方使得可憑藉感測器器件4執行光學檢查、尤其光電體積描記法。替代地或另外，在步驟S2中，判定爪2定位於哪個感測器7上方或可憑藉哪個感測器7執行檢查。較佳地，僅選擇及/或使用爪2定位於其等上方及/或可憑藉其等執行檢查之感測器7。步驟S2亦可與步驟S1同時執行或替換步驟S1。步驟S2係選用的且亦可被省略。
較佳地，在步驟S3中進行利用其執行檢查之感測器7或感測器7之子集之選擇。若感測器器件4具有複數個或大量感測器7，則此係尤其有利的。以此方式，特別地藉由自量測或評估排除及/或不選擇爪2未定位於其等上方之感測器7及/或偵測器6，可大大地減少量測及/或評估所需之工作量。步驟S3亦可與步驟S1及/或步驟S2同時執行。然而，步驟S3原則上係選用的且亦可被省略。
另一方面，步驟S3或感測器7或感測器7之子集之選擇亦可係有利的，即使無後續步驟且特別地可在無後續步驟之情況下形成本發明。
在步驟S4中，記錄包括關於動物T之動脈血流BF之資訊之曲線K、尤其光電體積描記圖。較佳尤其在記錄曲線K的同時記錄心電圖KG。
尤其較佳的是同時、尤其在相同於心電圖KG之時間記錄若干曲線K。替代地或另外，可接連地、尤其以一時間距離記錄若干曲線K及/或心電圖KG。在步驟S4中，較佳地亦檢驗量測之品質及/或經記錄曲線K及/或心電圖KG之有用性。
在步驟S5中，較佳地將包括關於動脈血流BF之資訊之(若干)曲線K切割或劃分成曲線區段KA。此特別地以使得曲線區段KA對應於心跳之方式、尤其較佳地以使得各曲線區段KA對應於確切一次心跳之方式來完成。較佳地，使用來自心電圖KG之資訊將曲線K切割成曲線區段KA。然而，在此其他解決方案亦係可能的。
在步驟S6中，較佳地選擇曲線區段KA以供進一步評估、尤其以供判定曲線特徵M及/或血壓BP。出於此目的，可在步驟S6中捨棄一些曲線區段KA。曲線區段KA之選擇較佳地構成一或多個感測器7之選擇，尤其在僅自單個感測器7或感測器7之子集選擇曲線區段KA之情況下。然而，步驟S6係選用的且亦可被省略。
在步驟S7中，較佳地執行基於曲線區段KA之平均化或平均判定。較佳地，基於曲線區段KA判定一或多個曲線平均值KM。較佳地使用或應用自助抽樣方法。
在步驟S8中，較佳地判定曲線特徵M。出於此目的，較佳地首先判定若干曲線特徵M。特定言之，針對各感測器7、各曲線區段KA及/或各曲線平均值KM單獨地判定曲線特徵M。尤其較佳地，除各曲線特徵M外，在各情況下亦判定經指派分散量度。尤其較佳地，選擇具有最低分散量度之曲線特徵M作為在步驟S8中判定之曲線特徵M之最終結果。此選定曲線特徵M接著表示在步驟S8中判定之曲線特徵M。接著可輸出及/或使用經判定曲線特徵M作為判定血壓BP之基礎。
在步驟S9中，較佳地、尤其自在步驟S8中判定之曲線特徵M判定血壓BP。此特別地憑藉較佳地根據經驗判定之相關函數F來完成。
在步驟S5、S6、S7及/或S8之一或多者期間，可進行檢驗、尤其心電圖KG及/或曲線K之有用性之檢驗。
心電圖KG之有用性之檢驗較佳地在心電圖KG之檢查或記錄起始之後不久、尤其在幾秒鐘之後、較佳地在至多約5秒之後、尤其較佳地在約2秒之後執行。
較佳地，在檢驗心電圖KG之有用性之後執行曲線K之有用性之檢驗。尤其較佳的是在至少約5 s及/或至多約45 s之後、尤其較佳地在約10 s及/或約30 s之後檢驗曲線K之有用性。尤其較佳的是執行若干次曲線K之有用性之檢驗及/或在兩個不同週期之後執行、尤其在約10 s之後執行第一檢驗且在約30 s之後執行第二檢驗。
曲線K之有用性之(第一及/或第二)檢驗較佳地在曲線K之記錄期間或與曲線K之記錄並行地執行。
若判定量測無用及/或需要進一步量測，則在此等步驟S5、S6、S7及/或S8之後可返回至步驟S4及/或可進行新及/或額外量測，如由圖10中之箭頭所展示。
替代地或另外，亦可在步驟S4、S5、S6、S7及/或S8之一者之後返回至步驟S3及/或進行感測器7之新及/或不同選擇。
在返回至步驟S3或步驟S4之後，較佳地分別再次完全或部分地遍歷以下步驟S4至S9或S5至S9。
返回先前步驟且執行一或多個步驟不止一次及/或亦特別地帶來以下結果：可準確地且可靠地執行動物T之檢查、尤其血壓BP之判定，即使動物T在檢查期間移動或爪2在檢查期間移動。特定言之，一或多個步驟之重複允許進行累積量測或記錄直至足夠數目個資料或曲線K已經量測或可用。由此，可補償量測誤差及/或移動假影且使動物T或爪在檢查期間2移動成為可能。由於動物T可較佳地在檢查期間自由地移動，故檢查令動物T非常舒適且因此無壓力。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
下文更詳細地描述步驟S1至S9。
步驟S1
較佳地，在步驟S1中，判定動物T在檢查裝置1上之存在。
檢查裝置1較佳地經設計以識別動物T、尤其爪2在檢查裝置1上或在檢查裝置1處、尤其在擱置表面3上、在電極15之至少一者上及/或在感測器器件4上之(潛在)存在。
原則上，可出於此目的而使用不同方法及/或可提供不同感測器。例如，檢查裝置1可具有存在感測器，諸如光障壁、運動偵測器或類似物(未展示)。然而，檢查裝置1之一或多個組件、尤其包含電極之感測器(其等亦用於另一目的)之使用係尤其較佳的。
非常尤其較佳地，使用感測器器件4或感測器7及/或偵測器6之一或多者、力感測器18A及/或一或多個電極15來偵測動物T或爪2在檢查裝置1及/或感測器器件4上之存在。
尤其較佳地，檢查裝置1特別地藉由量測電極15之間的阻抗或電阻來識別爪2與電極15之一或多者之接觸。利用電極15量測之電阻特別地取決於動物T之爪2是否接觸電極15而改變。以此方式，可識別動物T在電極15上之存在及/或爪2在電極15上之正確定位、尤其爪2之定位使得可憑藉電極15記錄心電圖KG。
替代地或另外，力感測器18A及/或秤18可用來識別此動物T之存在。特定言之，出於此目的而指定或可指定力或重量臨限值。在此情況下，力或重量臨限值較佳經選擇使得其在待檢查之家貓或家狗或任何其他動物放置於檢查裝置1上時被超過。因此，超過重量臨限值係動物T之存在之指示。下降至低於重量臨限值係動物T未定位於檢查裝置1上及/或動物T僅部分地定位於檢查裝置1上或未以預期方式定位於檢查裝置1上之指示。
憑藉(若干)力感測器18A之適當配置，較佳的是亦可憑藉(若干)力感測器18A判定動物T是否接觸電極15及/或(若干)感測器器件4及/或接觸哪個電極15及/或(若干)感測器器件4之哪一者。
替代地或另外，感測器器件4或感測器7及/或偵測器6之一或多者可用來識別或判定動物T之存在。特定言之，可憑藉感測器器件4判定動物T之爪2或任何身體其他部位是否直接定位於感測器器件4上方及/或其是否以使得可憑藉感測器器件4光學地檢查爪2及/或該身體部位、尤其是否可執行光電體積描記法之方式來配置。此較佳地藉由比較由感測器器件4之感測器7量測之信號S來完成。
就此，一方面，可利用的是，由發射器5之一或多者發射之輻射R至少本質上僅在存在物件(即，較佳地動物T)之情況下特別地藉由反射或散射到達偵測器6之一者。另一方面，可利用的是，藉由定位於感測器器件4上之爪2，環境光至少部分地被屏蔽及/或僅到達一些感測器7。因此，關於動物T之存在之資訊可自由各自偵測器6或感測器7量測之信號S蒐集，特別地無需信號S之詳細評估。舉例而言，例如藉由比較信號位準與臨限值或藉由比較信號位準與由其他感測器7量測之信號S或類似物足以識別特定信號位準。
存在偵測或存在判定可連續地執行，但為了能量效率，較佳地間歇地執行。
較佳保存存在偵測或存在判定之結果。該結果較佳係二進位資訊，因為其係存在動物T或可判定存在(肯定結果)或不存在動物T或可判定不存在(否定結果)。特定言之，該結果或資訊尤其以位元、最佳最低有效位元編碼於感測器7及/或偵測器6及/或電極15之一或多者之信號中。此方法亦稱為「導聯脫落偵測」。
較佳地，在執行檢查及/或記錄曲線K及/或心電圖KG期間，自動地、連續地及/或以規則間隔，例如以小於兩秒或小於一秒之間隔重複及/或(再次)執行存在偵測或存在判定。
若判定動物T或其爪2在檢查裝置1上之(潛在)存在，則檢查裝置1可(自動地)接通、尤其其可自功率節省模式切換至操作模式。檢查裝置1可因此支援功率節省模式且經設計以一旦偵測到動物T或其爪2之存在便退出此功率節省模式。
動物T或爪2之存在之判定及尤其檢查裝置1之電力供應之控制由此係有利的，但原則上且尤其針對本發明之進一步步驟並非強制性的，因為儘管不太方便，但檢查裝置1之啟動可替代地或另外特別地藉由檢查裝置1之開關或其他操作器件來實現。
步驟S2
較佳地，檢查裝置1在步驟S2中檢驗爪2是否定位於感測器器件4上及/或定位於哪個位置處或檢查裝置1是否出於此目的、特別地憑藉感測器器件4而設計。
為了實現所提出檢查，動物T之爪2應以使得可執行如上文所描述之光學檢查之方式擱置於感測器器件4上或倚靠感測器器件4。尤其較佳地，出於此目的，爪2直接抵靠於感測器器件4上且尤其蓋14上。在此情況下，可執行可靠光學檢查。替代地或另外，動物T之爪2應與(若干)電極15直接電接觸或電流接觸或(若適用)電容式接觸，使得可以可靠地執行心電圖KG之記錄。
在步驟S2中，較佳自動地檢驗爪2是否以適當方式擱置於感測器器件4上或與感測器器件4接觸，使得檢查、尤其光學檢查及/或心電圖KG之記錄成為可能。
一方面，可規定，評估由(若干)感測器7量測之信號S。此可由簡單地判定信號S或若干信號S是否對應於光入射組成。以此方式，可判定動物T或爪2之陰影且因此可偵測爪2在感測器器件4上之位置。
尤其有利的是，由(若干)偵測器6量測由(若干)發射器5發射之電磁輻射R。當啟動(若干)發射器5時，亦可藉由評估來自(若干)偵測器6之一或多個信號S來判定物件及尤其動物T之爪2是否經配置使得由(若干)發射器5發射之輻射R到達(若干)偵測器6。在此情況下，或取決於強度，可推斷爪2存在於感測器器件4上。
較佳地藉由比較由感測器器件4之感測器7量測之信號S來完成爪2在感測器器件4上方之存在及/或位置之判定。
利用感測器7及/或偵測器6量測之信號S之比較較佳地利用啟動式或接通式或發射式發射器5來完成，但亦可利用關斷式發射器5來完成。
藉由比較來自不同感測器7及/或偵測器6之信號S，可較佳的是判定爪2特別地相對於感測器器件4及/或不同感測器7及/或偵測器6定位於哪個位置中。特定言之，可判定爪2定位於感測器器件4之感測器7及/或偵測器6之哪一者上方及因此哪個感測器7及/或偵測器6可執行檢查、尤其血壓BP之判定。特定言之，可較佳地模型化爪2之形狀及/或定位。
若爪2定位於感測器器件4上，則較佳地感測器器件4之一些區域及/或一些感測器7由爪2覆蓋且其他區域及/或感測器7未由爪2覆蓋。特定言之，此導致由個別感測器7量測之亮度及/或輻射R之差異。為了憑藉感測器器件4進行檢查，較佳的是意欲將爪2定位於感測器器件4上方使得感測器7或至少一個感測器7完全由爪2覆蓋。以此方式，環境光不可到達感測器7或其偵測器6，但僅由發射器5或感測器7之發射器5之一者發射之輻射R在爪2中朝向偵測器6散射。
不同感測器7及/或利用感測器7量測之信號S之比較較佳地藉由在不同感測器7之信號S之間形成差異來完成。
替代地或另外，憑藉感測器器件4之位置或存在判定可藉由檢查憑藉感測器器件4量測之信號S以查看其是否超過或下降至低於臨限值、尤其絕對信號強度來實行。
較佳地，臨限值表示絕對亮度。以此方式，特別地可判定動物T之爪2及/或任何其他身體部位是否定位於感測器器件4之感測器7上方及/或爪2或任何其他身體部位定位於感測器器件4之哪些感測器7上方。
特定言之，超過臨限值係動物T之身體部位不在感測器器件4或感測器7上方之指示及/或下降至低於臨限值係動物T之爪2或另一身體部位以可記錄曲線K之方式定位於感測器器件4及/或感測器7上方之指示。
替代地或另外，可規定，分析由偵測器6或感測器7量測之輻射R之波長。較佳地，發射器5經設計以發射特定波長或在窄波長范圍內之輻射R。換言之，發射器5較佳地具有窄光譜。相比之下，環境光，諸如太陽光及/或用於室內照明之人造光通常具有寬光譜，即，複數個不同波長，其等在由發射器5發射之波長范圍之外。因此，藉由偵測器6或感測器7偵測之輻射R之光譜分析，可較佳的是判定感測器7是否由爪2覆蓋或是否量測環境光。
若判定爪2僅定位於感測器器件4之一些感測器7上方、尤其因此不在感測器器件4之所有感測器7上方，則可選擇此等感測器7以執行檢查及/或記錄包括關於動脈血流BF之資訊之曲線K。
為了憑藉感測器器件4進行存在及/或位置判定，特別地可憑藉感測器7執行掃描或搜尋運行，其中接連地啟動或接通不同感測器7及/或發射器5。特定言之，由此及/或藉由比較利用接通的發射器5量測之信號S與利用關斷的發射器5量測之信號S，可判定環境光之影響。
為了判定爪2在感測器器件4上方及/或相對於感測器器件4之位置，特別地計算或判定由感測器7及/或偵測器6量測之信號S之質心或重心。信號S較佳地與由各自感測器7及/或偵測器6量測之輻射R之強度成比例。
經量測信號S之質心或重心之判定特別地如下般完成：
首先，較佳地各發射器5、偵測器6及/或感測器7被指派位置，較佳地其中該位置由兩個座標x、y來表示。各發射器5、偵測器6及/或感測器7之位置因此可由一對座標(
,
)來指定或界定，其中索引i對發射器5、偵測器6及/或感測器7進行計數。此特別地亦在圖4中展示。
爪2之位置或信號S之質心或重心由座標對(
,
)給出，其中
且
。
在此，
係分別對應於各自座標或
處量測之信號S之信號強度
之值或分別在各自座標或處量測之信號強度之總和。因子
係標準化因子且必要時可被省略。較佳地，
。
信號強度
較佳地係由感測器7及/或偵測器6量測之信號S之值，例如電壓、電流或類似物、尤其由感測器7及/或偵測器6量測之DC值。
對應於信號強度之值較佳地係直接連結至信號強度之值，例如信號強度自身之值(
)。尤其較佳地，值係信號強度與信號強度之平均值或中值
之間的差(
)或其絕對值(
)。
在判定爪2之位置或質心或重心(,)之後，較佳地基於經判定位置或經判定質心或重心而選擇或使用一個或較佳地若干感測器7、發射器5及/或偵測器6以供醫學檢查、尤其光電體積描記法。較佳地，選擇或使用最靠近經判定位置及/或定位於經判定位置周圍之特定區域中之感測器7、發射器5及/或偵測器6。例如，選擇圍繞質心或重心(,)展現為正方形、矩形、(規則)六邊形、(規則)八邊形或類似物之感測器7、發射器5及/或偵測器6。
較佳的是在光學檢查期間及/或在後續步驟之一或多者期間、尤其在步驟S3及/或S4之一者期間，檢驗爪2之位置是否已改變，尤其在量測期間及/或在初始位置判定及/或重複爪2之位置之判定之後。此位置檢驗較佳自動地、連續地及/或以規則間隔，較佳以小於兩秒或小於一秒之間隔來完成。
為了檢驗爪2之位置在初始位置判定之後是否已改變，比較由感測器7、發射器5及/或偵測器6量測之信號S、尤其經選擇用於或用於檢查之信號S或自此等信號S判定之控制值
與參考值
。
參考值較佳地係在檢驗之前爪2之位置之初始判定期間量測及/或判定且較佳地被儲存之值。
控制值較佳地以相同於參考值之方式及/或基於利用相同於用來判定參考值之信號S之感測器7、發射器5及/或偵測器6量測之信號S來判定。換言之，控制值與參考值之間的唯一差異係，其等係在不同時間記錄或判定，即，在初始判定爪2之位置時或在醫學檢查之前記錄或判定參考值且在初始判定爪2之位置之後或在醫學檢查、尤其光電體積描記法期間記錄或判定控制值。
較佳地，參考值係，基於由選定感測器7、發射器5及/或偵測器6量測之信號S或信號強度判定之值。尤其較佳地，參考值係(選定)感測器7、發射器5及/或偵測器6之值之總和(
)或(選定)感測器7、發射器5及/或偵測器6之值之平均值(
)，其中係上文所解釋之值，索引i遍歷較佳地選定感測器7、發射器5及/或偵測器6且n係(選定)感測器7、發射器5及/或偵測器6之數目。
當比較控制值與參考值時，較佳地判定或計算控制值與參考值之偏差、控制值與參考值之間的比率、控制值與參考值之間的差或類似物。
尤其較佳地，藉由判定控制值與參考值之間的商/來比較控制值與參考值。
進一步較佳地，為了獲得比較結果，檢驗在比較中判定之值、例如控制值與參考值之間的差及尤其較佳地商/是否大於或等於指定或可指定臨限值。
控制值與參考值之比較結果較佳地係爪2之位置已改變或爪2之位置尚未改變。
若在比較中判定之值、尤其商/大於或等於指定臨限值，則比較結果較佳地係爪2之位置尚未改變。該臨限值例如可為0.5。
若控制值與參考值之比較結果係爪2之位置已(自初始判定之位置) 改變，則較佳特別地憑藉上文所描述方法再次判定爪2之位置。
控制值與參考值之比較較佳地以規則(時間)間隔進行，例如每秒、每兩秒、每三秒或類似物。
若發現爪2之位置已改變及/或在參考值與控制值之比較中判定之值大於或等於臨限值，則較佳地再次執行、尤其自動地執行爪2之位置之判定、尤其搜尋運行或掃描。
替代憑藉感測器器件4進行存在及/或位置判定或除憑藉感測器器件4進行存在及/或位置判定外，亦可使用電極15之一或多者來偵測爪2在感測器器件4上之存在。在此情況下，較佳地執行量測以判定在爪2與指派給感測器器件4或配置為感測器器件4之部分或配置於感測器器件4上之電極15之間是否存在導電、尤其直接(電流)或電容式電連接。若存在電連接，則此指示爪2之存在。
可以尤其有利的方式組合該等措施。特定言之，若登記與(若干)電極15之接觸及一或多個偵測器6之遮蔽或利用(若干)偵測器6對來自(若干)發射器5之電磁輻射之識別兩者，則自動地偵測爪2之充分存在。
較佳的是存在偵測以節能方式進行。例如，爪2在感測器器件4上之存在偵測可以若干步驟來執行。
該等措施可構建於彼此之上。例如，可首先使用一種尤其間歇性及/或節能措施且若偵測動物T之(潛在)存在，則此可利用其他措施之一或多者來驗證。
在第一步驟中，可撤銷啟動發射器5以節省功率。若接著利用偵測器6偵測遮蔽及/或利用電極15偵測電接觸，則可在進一步步驟中藉由上述措施之另一者及/或藉由啟動(若干)發射器5來驗證爪2亦以使得可執行檢查之方式擱置於感測器器件4上或倚靠感測器器件4。
原則上，因此尤其可較佳的是使用由檢查裝置1提供之若干器件以除判定爪2在感測器器件4上之存在外亦執行檢查。
較佳地，僅在已相應地識別爪2在感測器器件4上或處之存在之情況下實行該方法之進一步步驟。否則，必須預期將消耗能量及運算功率而不會預期有意義的結果。
然而，原則上，所提出方法亦可在沒有步驟S2之情況下、尤其若在特定情況下接受可能不對應地承載資訊的信號之評估之額外工作量係可接受的及/或若基於評估，在所提出方法之稍後時間點，選擇合適信號S或其等部分及/或捨棄不合適信號或其等部分。
原則上，可由步驟S2補充或替換步驟S1。此係因為較佳地藉由動物T在檢查裝置1上之偵測來完成爪2在感測器器件4上之存在之識別或偵測。此意謂來自(若干)偵測器6之一或多者之一或多個信號S之評估及/或檢查裝置1之一或多個電極15用於判定與爪2之電接觸之用途亦可用來判定動物T在檢查裝置1上之存在。
步驟S2、尤其爪2在感測器器件4上方之位置之判定及/或檢驗爪2之位置是否已改變亦可被執行若干次及/或與心電圖KG及/或一或多個曲線K之量測或記錄同時執行及/或與該等量測或記錄之評估同時執行。尤其較佳地，自動地、連續地或規則地及/或以短間隔，例如以小於兩秒或一秒之間隔檢驗爪2是否已移動。特定言之，步驟S2因此可與步驟S4、S5、S6、S7、S8及/或S9之一或多者同時執行。
特定言之，此允許待檢查之動物T在檢查期間移動及/或爪2在檢查期間移動。由此引起之量測誤差及/或移動假影可藉由位置判定、尤其結合感測器7之選擇及/或無用曲線K或曲線區段KA之捨棄來補償。特定言之，可能的是在動物T或爪2之移動期間及/或之後，與移動之前相比，利用一或多個其他感測器7或感測器7之不同子集持續或繼續檢查。動物T可較佳地在檢查期間自由地移動之事實使檢查令動物T非常舒適且無壓力。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
步驟S3
非常尤其較佳地，選擇偵測器6及/或感測器7。特定言之，偵測器6之選擇或利用感測器7量測之信號S之選擇亦表示或構成感測器7之選擇或反之亦然。特定言之，進行感測器7之預選擇，使得在預期用於曲線特徵M及/或血壓BP之判定之資訊及/或可評估性之情況下執行進一步步驟及尤其由感測器7量測之信號S之評估。
感測器7之選擇因此特別地進行，其中利用此感測器7進行量測、尤其信號S及/或曲線K經記錄，且特別地經饋送至進一步評估。替代地或另外，亦可藉由操作及/或接通感測器7之(若干)發射器5及/或藉由記錄經量測信號S來進行感測器7之選擇。
感測器7之非選擇特別地進行，其中未量測信號S及/或未利用感測器7記錄曲線K及/或未在進一步評估中考量利用感測器7量測之信號S或記錄之曲線K。特定言之，因此拒斥來自未選定感測器7之信號S。
在圖11中示意性地展示偵測器6及/或感測器7之選擇，其中叉號表示未選擇各自偵測器6或感測器7且鉤表示選擇各自偵測器6或感測器7。在步驟S3中之實例中，選擇六個所展示偵測器6及/或感測器7之兩者且未選擇四個偵測器6及/或感測器7。
在此背景下，應考量，為了執行光學檢查、尤其光電體積描記法，應將爪2之至少具有一條動脈A之部位配置於感測器7之感測器區11中，使得可執行光學檢查及尤其光電體積描記法。此在圖7中示意性地展示。
為了進行光學檢查、尤其為了執行光電體積描記法，因此較佳的是將身體部位、尤其爪2放置於感測器器件4及/或蓋14上使得憑藉感測器器件4檢查動脈血流BF及/或信號S包括關於動脈血流BF之資訊，或反之亦然。換言之，身體部位、尤其爪2特別地經放置使得信號S包括關於動脈血流BF之資訊。
為了進行光學檢查、尤其為了執行光電體積描記法，尤其較佳的是將爪2之拇指球/爪墊安放於感測器器件4及/或蓋14上/倚靠感測器器件4及/或蓋14。特定言之，爪2之底側上之無毛區域稱為爪墊。已展示，在爪墊之區域中光學檢查係尤其可行的。已證實，在爪墊外部，定位於此處之毛髮使光學檢查或光電體積描記法難以執行。
據此，較佳的是偵測或判定感測器7及/或偵測器6之哪一者定位於爪2下方、尤其爪墊下方，且因此尤其適合於實行光學檢查。較佳地選擇此等偵測器6及/或感測器7或利用其等量測之信號S。以此方式，可將進一步評估分別限於信號S或感測器7，其等可能導致展示關於動脈血流BF之有用或可評估資訊之曲線K及/或可基於其等執行光電體積描記法及尤其可執行脈搏傳輸時間PTT及/或血壓BP之判定。此允許以尤其節能的方式來執行。
藉由信號S及/或感測器7之選擇，較佳地至少間接地執行感測器器件4之部分、感測器7及/或偵測器6之子集及/或感測區12或感測器區11及/或偵測區10之子集之選擇，使得較佳在進一步進程中僅記錄及/或評估及/或處理源自選定部分或區之資訊或信號S或曲線K。
資訊及/或信號S之選擇及/或選擇性評估係尤其有利的，因為可節省運算功率及能量消耗兩者且可減少待提供之運算功率，因此結果係節省資源。
可與步驟S2及/或步驟S1一起或同時執行步驟S3。特定言之，基於彼此之措施一方面可實現動物T在檢查裝置1上之存在及/或定位及爪2在感測器器件4上之存在及/或位置之判定且另一方面，較佳地基於彼此或同時或基於相同信號S，實現偵測器6及/或感測器7之選擇。然而，原則上，亦可在沒有此選擇之情況下及/或單獨地實現該方法之進一步步驟。
特別自動地及/或基於在步驟S2中執行之爪2之位置之判定、尤其憑藉搜尋運行或掃描而執行在步驟S3中選擇偵測器6及/或感測器7。因此，較佳地在步驟S3中選擇彼等偵測器6及/或感測器7，為此在步驟S2中判定爪2定位於此等偵測器6及/或感測器7上方或爪2覆蓋此等偵測器6及/或感測器7。
步驟S3亦可重複地執行，尤其在步驟S2中或透過新位置判定發現爪2在感測器器件4上之位置已例如透過爪2在曲線K之量測及/或檢查及/或記錄期間之移動而改變。在此情況下，與以前相比，較佳地選擇一或多個其他感測器7或感測器7之不同子集。特定言之，此允許待檢查之動物T在檢查期間移動或爪2在檢查期間移動。可藉由再次選擇感測器7及/或藉由感測器7之不同選擇、尤其結合判定位置(再次)及/或捨棄無用曲線K或曲線區段KA來補償由此所引起之量測誤差及/或移動假影。特定言之，可能的是與在移動之前相比，在動物T或爪2之移動期間或之後，利用一或多個其他感測器7或感測器7之不同子集持續或繼續檢查。動物T可較佳地在檢查期間自由地移動之事實使檢查令動物T非常舒適且無壓力。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
此外，步驟S3或步驟S3中實行之措施亦可獨立於進一步步驟S4至S9而實現且係有利的。
步驟S4
在步驟S4中，較佳地、尤其憑藉感測器器件4執行一或多次量測。特定言之，記錄含有關於動脈血流BF之資訊之一或多個曲線K、尤其光電體積描記圖。
此可利用一或多個偵測器6及/或感測器7來完成。據此，(若干)曲線K較佳地對應於由(若干)偵測器6偵測之電磁輻射R、尤其此輻射之強度。
電磁輻射R較佳地源自(若干)發射器5。在此內容脈絡中，曲線K藉由經偵測電磁輻射R、尤其其強度隨動脈血流BF而變動之事實而展示較佳地包括關於動脈血流BF之資訊。
由發射器5發射之輻射R在爪2之檢查期間在爪2內散射及/或反射且因此可到達偵測器6。此在圖7中作為實例而展示。由偵測器6量測之信號S因此對應於由發射器5發射之輻射R在爪2內之散射、反射及/或吸收。在此，散射、反射及/或吸收尤其取決於爪2中運行之血管之血液量及/或取決於血液之氧飽和度。
散射、反射及/或吸收及因此由偵測器6及/或感測器7量測之曲線K由時間上至少近似恆定的分量及時間上變動的分量組成。
由偵測器6或感測器7記錄之信號S之時間上恆定的時間進程特別地由包圍血管之組織，諸如肌肉、神經、腱、骨骼及/或皮膚所引起，因為藉由此組織之散射及/或吸收較佳地不改變或僅很小程度地改變。特定言之，此時間上至少近似恆定的分量與動物T之心跳不相關。流動通過靜脈之血液亦可促成此至少近似恆定的分量。
時間上變動的分量較佳地至少本質上由動脈血流BF (即，流動通過動脈A之血液)之時間變化所引起。動脈A係通過其將血液帶離心臟之血管。通過動脈A之血容量或容量流及動脈A中之血液之氧飽和度以依與心跳相關之方式改變。特定言之，動脈A中之血液之吸收及/或散射不僅取決於動脈A中之血容量或血流，而且取決於動脈A中之血液之氧含量或氧飽和度。
在此內容脈絡中，相干及/或連續記錄之信號S之時間進程被表示為曲線K。在信號S之圖形表示中，如圖9中所展示，曲線K係該圖中之對應圖表。
然而，曲線K亦可由信號S之圖表或進程之等效物、尤其資料等效物形成或表示。即使曲線K較佳地係連續進程，其亦可由認為藉由向量鏈或類似物連接之單個點或資料點表示或形成。曲線K可為或具有源自(若干)偵測器6及/或(若干)感測器7之數位化類比信號S。
尤其較佳地，曲線K係具有呈個別資料點之形式之數位信號S及/或將曲線K轉換成個別資料點以在獲取之後進行進一步評估。
較佳地，曲線K起始於信號S之量測之開始或信號S之記錄之開始。較佳地，曲線K終止於信號S之量測或記錄之結束或中斷。
信號S或曲線K之「記錄」特定言之係信號S或曲線K之較佳暫時性儲存或中間儲存。特定言之，術語「記錄」意謂信號S或曲線K之量測及同時儲存或中間儲存。術語「記錄」因此亦包含量測、尤其光電體積描記法。
不同曲線K可藉由實行不同量測(記錄其等之各者)或藉由僅部分地或逐區段地記錄、儲存及/或使用(連續地)經量測信號S來產生。
較佳地，同時、尤其憑藉感測器器件4之不同感測器7及/或偵測器6記錄若干曲線K。替代地或另外，可利用相同感測器7及/或偵測器6接連地記錄若干曲線K及/或可利用不同感測器7及/或偵測器6接連地記錄若干曲線K。
根據尤其較佳態樣，因此同時、尤其利用不同感測器7記錄若干曲線K。在此，如上文所解釋，不同感測器7較佳對應於感測器器件4或爪2之不同區域，使得因此記錄來自感測器器件4或爪2之不同區域之曲線K。較佳地，僅利用在步驟S3中選擇之偵測器6及/或感測器7記錄曲線K。然而，此並非強制性的。
根據另一態樣，利用一個偵測器6及/或感測器7接連地記錄若干曲線K。然而，同時及/或在利用此感測器7記錄曲線K之時間延遲之情況下，可藉由其他感測器7記錄進一步曲線K。
換言之，感測器7 (即使如上文所描述，一些發射器5較佳地形成若干感測器7之部分)較佳彼此分離使得利用各感測器7，可記錄或接連地記錄若干曲線K且獨立於此，可利用其他感測器7記錄或同時記錄一或多個曲線K。
然而，感測器7尤其較佳地同步化，使得利用感測器7同時記錄曲線K。
尤其較佳的是，儘管並非強制性，但同時記錄心電圖KG、尤其心電圖及/或阻抗心電圖與曲線K或若干曲線K。心電圖KG特別地憑藉電極15記錄。然而，原則上，心電圖KG亦可利用另一偵測元件(例如麥克風或類似物)來記錄，或可為心音圖。
為了記錄心電圖KG，尤其較佳地使用電極15，電極15接觸爪2，在該爪2處亦執行憑藉感測器器件4之光學檢查。較佳地，出於此目的而使用指派給感測器器件4之電極15A或(第一)電極15A，其中(第一)電極15A較佳地經設計及配置使得當將爪2放置於感測器器件4上時光電體積描記法成為可能且同時進行爪2與電極15A之電耦合。在圖解實例中，第一電極15A經配置或經形成於感測器器件4上或附近。
較佳地，特別自動地或以自動方式檢驗心電圖KG之有用性。有用性檢驗可在心電圖KG之記錄期間或之後執行。
為了記錄心電圖KG，較佳地使用若干電極15，其中一個電極15A可為但無需係指派給感測器器件4之電極15A。此外，檢查裝置1具有一或多個電極15，使得動物T或其不同爪2或其他身體部位較佳地藉由不同電極15電耦合或接觸。
此處，電極15之一者、尤其第三電極15C可用作一或多個其他電極15之收集電極或參考電極。較佳地，使用單極及/或雙極引線、尤其根據1934年Frank Norman Wilson之引線系統、根據1942年Emanuel Goldberger之引線系統及/或根據1913年Willem Einthoven之引線系統。然而，在此，其他方法亦係可能的。
可使用收集電極或參考電極15C，以便補償DC電壓或設定電位，以將電流引入至動物T中或設定電壓。收集電極或參考電極15C較佳地用於形成利用其他電極15量測之電位之參考點之平均電位或參考電位之量測。
原則上，單通道心電圖KG及/或兩個電極15已足夠。使用至少第三電極15係尤其較佳的，此允許記錄若干心電圖KG、尤其ECG通道。此外，此等可彼此替代或組合使用。
較佳地，特別地利用預處理器件27預處理心電圖KG。特定言之，可對心電圖KG進行濾波、尤其較佳地帶通濾波。在此，衰減與中頻範圍相鄰之低頻頻率範圍及高頻頻率範圍。替代地或另外，可使用陷波濾波器及/或帶阻濾波器來對心電圖KG進行濾波。在此，衰減或抑制特定頻率或頻率頻帶。尤其可抑制來自電網之干擾，例如具有50 Hz頻率之干擾。
若心電圖KG無用，即，不符合有用性檢驗準則，則較佳地捨棄心電圖KG。特定言之，若心電圖KG無用，則亦將捨棄在相同於心電圖KG之時間記錄之(若干)任何曲線K''。較佳地，僅僅對尚未捨棄之曲線K及/或心電圖KG執行進一步評估。
尤其較佳地，若心電圖KG無用，則記錄新心電圖KG且較佳地在記錄新心電圖KG的同時較佳地記錄對應於新心電圖KG之一或多個新曲線K。
較佳地對心電圖KG或心電圖KG之區段(其具有或對應於大於2、較佳地大於4及/或小於20、較佳地小於15、尤其小於10、最佳地約6至8次心跳及/或QRS複合波)執行有用性檢驗。
由此或替代地或另外，較佳地對心電圖KG或心電圖KG之區段(其長度係或對應於大於0.5 s、較佳地大於1 s及/或小於10 s、尤其小於5 s、尤其較佳地小於3 s)執行有用性檢驗。最佳地，心電圖KG或區段之長度分別係約2 s。心電圖KG或區段之長度特定言之係心電圖KG或區段之量測之持續時間。
較佳地，在檢驗心電圖KG之有用性時檢驗一或多個準則。若滿足下文所解釋之所有準則，則心電圖KG較佳地係有用的。然而，原則上，其他方法亦係可能的，其中僅檢驗下文所解釋之一些準則及/或若滿足僅一個準則或準則之子集，則認為心電圖KG亦係有用的。替代地或另外，亦可提供不同於下文所描述之準則之準則。
根據第一準則，較佳地判定心電圖KG之峰值至峰值振幅。出於此目的，較佳地使用經濾波及/或經預處理心電圖KG。峰值至峰值振幅係心電圖KG之絕對最大值與絕對最小值之間的差。若峰值至峰值振幅大於或等於指定或可指定臨限值，則認為滿足該準則。否則，認為不滿足該準則。
根據第二準則，較佳地判定心電圖KG之功率頻譜密度或功率分佈。特定言之，檢驗第一間隔內之功率密度頻譜之積分與第二間隔內之功率密度頻譜之積分之商是否大於或等於下臨限值及/或小於或等於上臨限值。若該商大於或等於下臨限值及/或小於或等於上臨限值，則認為滿足該準則。否則，認為不滿足該準則。
根據第三準則，較佳地檢查心電圖KG之振幅分佈函數之偏斜度及/或峰值度。若峰值度及/或偏斜度大於或等於指定或可指定臨限值，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。
根據第四及第五準則，較佳地檢查心電圖KG之Pan-Tompkins曲線圖。
Pan-Tompkins演算法係一種用於心電圖KG、尤其心電圖中之QRS複合波之偵測之演算法。根據Pan-Tompkins演算法，對心電圖KG進行濾波、導出、求平方且接著進行卷積及/或積分。源自此等步驟或將Pan-Tompkins演算法應用於心電圖KG之曲線稱為Pan-Tompkins曲線圖。心電圖KG之QRS複合波及/或R波峰值可自Pan-Tompkins曲線圖可靠地判定。
在本發明之內容脈絡中，已證實，亦可憑藉Pan-Tompkins曲線圖檢驗心電圖KG之有用性。
根據第四準則，檢查Pan-Tompkins曲線圖之峰值之最小及/或平均振幅。若Pan-Tompkins曲線圖之最小及/或平均振幅大於或等於指定或可指定臨限值，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。可針對最小振幅及平均振幅提供不同臨限值。
根據第五準則，檢查Pan-Tompkins曲線圖之峰值之最小、最大及/或平均距離。若Pan-Tompkins曲線圖之峰值之最小、最大及/或平均距離大於或等於下臨限值及/或小於或等於上臨限值，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。可針對最小距離、最大距離及平均距離提供不同臨限值。
根據第六準則，檢查心電圖KG或由電極15量測之信號之飽和度。當信號在利用電極15量測信號時可能取最大值或最小值之情況下，存在信號或心電圖KG之飽和。較佳地，使用第六準則來判定利用電極量測之飽和信號或心電圖KG之比例、尤其時間比例。若該比例小於或等於指定或可指定臨限值，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。例如，臨限值可為0.15或15%，使得若大於15%之心電圖KG飽和，則不滿足該準則。
替代檢驗心電圖KG之有用性或除檢驗心電圖KG之有用性外，亦可檢驗曲線K之有用性。可較佳地在量測或記錄曲線K之後，尤其基於個別曲線區段KA且較佳地在心電圖KG滿足其有用性準則之情況下，執行曲線K之有用性之此檢驗。
曲線K之有用性檢驗較佳地在步驟S6中執行且因此下文結合步驟S6更詳細地描述。然而，原則上，亦可能的是，曲線K之(基本)有用性檢驗亦或另外形成步驟S4之部分及/或在曲線K之記錄期間執行有用性檢驗。為了檢驗曲線K之有用性，較佳相對於例如預期基本形狀、預期頻譜、預期振幅或類似物的準則對其進行評定。
較佳地在曲線K之量測或記錄之後，尤其基於個別曲線區段KA且較佳地在心電圖KG符合其有用性準則之情況下，執行曲線K之有用性檢驗。
原則上，檢驗心電圖KG及/或曲線K之有用性並非強制性的。然而，已證明，對動物T、尤其家狗或家貓之檢驗尤其有利，因為藉此無用量測(即，不含有任何有用資訊及/或未促成評估之可靠結果之量測)可以簡單及/或快速方式被選出及/或被忽略或保持不納入考量以供進一步評估。特定言之，有用性檢驗較佳地促成以下事實：可執行動物T之醫學檢查、尤其血壓判定，即使在檢查期間動物T未相對於檢查裝置1、尤其相對於感測器器件4及/或電極15固定，或相對於檢查裝置1、尤其相對於感測器器件4及/或電極15移動或可移動。特定言之，藉由有用性檢驗，動物T在其期間已移動之量測可經偵測且較佳地選出或在進一步評估中未納入考量。以此方式，檢查可令動物T尤其舒適且無壓力。此有利於可靠且準確的檢查、尤其血壓BP之判定。
較佳地，曲線K之量測或記錄之持續時間大於30秒及/或小於60秒、尤其約45秒。在此，較佳地同時記錄若干曲線K及/或心電圖KG。
尤其較佳地，判定動物T、尤其爪2在曲線K及/或心電圖KG之記錄期間是否及/或何時移動，此較佳地憑藉步驟S2中已解釋之爪2之位置檢查來進行。較佳地自(若干)曲線K及/或心電圖KG移除或切出其中動物T及/或爪2移動之(若干)曲線K及/或心電圖KG之段。較佳地亦自曲線K及/或心電圖KG切出其中未發生或未偵測到動物T或爪2之移動且具有小於或至多5秒之長度之段。
曲線K及/或心電圖KG之剩餘段，即，其中未偵測到動物T或爪2之移動及/或未被移除之段較佳地接合在一起，特定言之以形成新曲線K。
較佳地，曲線K及/或以此方式組合之心電圖KG形成進一步評估或醫學檢查、尤其血壓之判定之基礎。換言之，進一步步驟S5至S9較佳地利用(若干)曲線K及/或心電圖KG執行，已自該(等)曲線K及/或心電圖KG移除其中動物T及/或爪2已移動之段。
除心電圖KG之有用性檢驗外及/或在心電圖KG之有用性檢驗之後，較佳地執行其中動物T及/或爪2已移動之段之移除。
較佳的是以此方式組合之曲線K及/或心電圖KG具有至少20秒、尤其較佳地至少30秒之長度，及/或僅僅由具有大於3秒、較佳地大於5秒之長度之段組成。若在切出其中已發生移動之段之後不滿足此等要求，則較佳地重新起始或重複(若干)曲線K及/或心電圖KG之記錄。
此外，可能的是，曲線K由利用不同偵測器6及/或感測器7、尤其若在記錄若干曲線K期間量測或記錄之若干曲線K之段組成，爪2之位置改變及/或歸因於爪2之位置之此變化，利用不同偵測器6及/或感測器7記錄曲線K。
尤其較佳的是，在步驟S4期間或在(若干)曲線K及/或心電圖KG之記錄期間，執行特別地在步驟S1中執行或描述之存在判定、特別地在步驟S2中所描述之位置判定或尤其在步驟S2中所描述之位置檢驗。此尤其自動地、連續地及/或以規則間隔、較佳地以小於2秒或小於1秒之間隔來執行。特定言之，可以此方式判定動物T是否被移動或移動或一或多個爪2之位置是否改變。當發現動物T或(若干)其爪2移動時，較佳地、尤其應自動地重複存在及/或位置判定，且較佳地應選擇新感測器7及/或偵測器6且應利用此等新選定感測器7及/或偵測器6繼續(若干)曲線K之量測或記錄或應特別地自動地記錄(若干)進一步或新曲線K。此在下文針對可在動物T之檢查期間發生之不同情境或階段P1至P7進行解釋。
在圖14中，示意性地且以實例方式展示在心電圖KG及/或曲線K之量測或記錄期間之各種可能階段P1至P7。階段P1至P7之序列因此出於圖解目的而僅係實例性的且不表示階段P1至P7之強制性序列。實情係，在(若干)曲線K及/或心電圖KG之檢查或記錄期間，階段P1至P7可以任何順序發生且階段P1至P7可發生若干次及/或根本不發生。
在階段P1至P7之以下解釋中，假定檢查裝置1具有(至少)兩個電極15、尤其用於動物T之左(前)爪之電極15A及右(前)爪之電極15B。進一步假定檢查裝置1具有僅或確切一個感測器器件4，其中感測器器件4在檢查期間指派給動物T之左(前)爪或定位於動物T之左(前)爪下方。較佳地，憑藉電極15A、15B判定動物T之存在且利用感測器器件4判定及檢驗爪2、尤其左前爪之位置並記錄曲線K。當然，檢查裝置1之其他版本亦係可能的，在該情況下，以下解釋相應地適用。
圖14在四個列R1至R4中展示在P1至P7階段期間執行之不同動作或動作結果。圖14中之圖之橫座標或X軸特別地表示時間軸。
在列R1中，特別地展示存在判定之結果，其特別地在步驟S1中執行。在存在判定期間，較佳的是如所描述般判定動物T之爪2、尤其右前爪是否以使得可記錄心電圖KG之方式放置於經指派電極15A、15B上。在此，值「1」意謂存在判定係成功的或正確地放置右前爪(肯定結果)。值「0」意謂無法判定存在或未正確地放置右前爪(否定結果)。
在列R2中，展示爪2、尤其左前爪之位置之判定之實行。位置判定特別地如上文在步驟S2中描述般實行，較佳地藉由利用感測器7實行搜尋運行或掃描及/或藉由判定經量測信號S之質心或重心。值「1」意謂實行位置判定及/或搜尋運行或掃描。值「0」意謂不實行位置判定、搜尋運行或掃描。
在列R3中，展示爪2、尤其左前爪之位置之檢驗結果，其較佳地如上文在步驟S2中所解釋般執行。特定言之，如所描述，與最初或先前判定之位置相比，連續地及/或規則地檢驗左前爪之位置是否已改變。值「1」意謂該位置已經成功偵測或未自最初或先前判定之位置改變(肯定結果)。值「0」意謂未偵測位置或與最初或先前偵測之位置相比該位置已改變(否定結果)。
在列R4中，展示量測或檢查、尤其曲線K及心電圖KG之記錄之執行。曲線K之記錄特別地憑藉動物T之左前爪上之感測器器件4來執行。心電圖KG之記錄憑藉電極15A、15B來執行，其中一個電極15A接觸動物T之左前爪且一個電極15B接觸右前爪。值「1」意謂正在記錄曲線K及心電圖KG。值「0」意謂未記錄曲線K及/或心電圖KG。
階段P1特定言之係起始階段。在階段P1中，將動物T放置於檢查裝置1上以供檢查。在階段P1中，較佳地首先執行動物T或爪2之存在判定。當已成功地判定或偵測到動物T之存在時(R1中之值自0跳至1)，較佳地利用感測器7執行搜尋運行及/或位置判定以判定左前爪之位置(R2自0跳至1)。當已成功地判定左前爪之位置且因此完成搜尋運行及/或位置判定時(R2中之值自1跳至0且R3中之值自0跳至1)，量測開始及/或記錄至少一個曲線K及心電圖KG (R4中之值自0跳至1)。
在階段P2中，改變左前爪之位置而不將左前爪自感測器器件4移除或抬起。在此期間，右前爪保持與經指派電極15B接觸。在整個階段P2期間存在偵測之結果係存在動物之爪2 (R1中之值係1)。在位置檢驗期間，判定左前爪之位置與最初判定之位置相比已改變(R3中之值自1跳至0)。據此，中斷或終止曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自1跳至0)且執行新位置判定(R2中之值自0跳至1)。在已成功地判定左前爪之(新)位置時(R2中之值自1跳至0且R3中之值自0跳至1)，起始曲線K及心電圖KG之新記錄或繼續曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自0跳至1)。
在階段P3中，首先將右前爪抬離經指派電極15B且接著放回於電極15B上。在此期間，左前爪之位置不會改變。據此，在抬起右前爪時或之後(R1中之值自1跳至0)，存在偵測之結果為否定。由於左前爪之位置未改變，故位置檢驗之結果為肯定且不執行新位置判定(R3中之值係常數1且R2值係常數0)。由於將右前爪抬離電極15B，故無法記錄心電圖KG，使得中斷或終止曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自1跳至0)。在已將右前爪放回於電極15B上之後，存在偵測之結果再次為肯定(R1中之值自0跳至1)。據此，繼續曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自0跳至1)。
在階段P4中，將左前爪抬離感測器器件4及經指派電極15A且接著再次放置於感測器器件4及經指派電極15A上之相同位置中。在抬起左前爪時或之後，存在偵測之結果為否定(R1中之值自1跳至0)。另外，位置檢驗之結果為否定(R3中之值自1跳至0)。據此，中斷或停止曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自1跳至0)。當將左前爪再次放置於經指派電極15A及感測器器件4上時(在相同於以前之位置中)，存在偵測之結果再次為肯定(R1中之值自0跳至1)且位置檢驗之結果亦為肯定(R3中之值自0跳至3)。由於與左前爪之先前判定之位置或最後保存之位置相比無變化，故未執行新位置判定(R2中之值係常數0)。在再次安放左前爪2之後，起始曲線K及心電圖KG之新記錄或繼續曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自0跳至1)。
在階段P5中，將左前爪抬離電極15A及/或感測器器件4且接著再次放置於感測器器件4及經指派電極15A上之經改變位置中。在抬起左前爪之後，存在偵測及位置檢驗之結果為否定(R1及R3中之值自1跳至0)，使得中斷或終止曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自1跳至0)。一旦將爪放回，則存在偵測之結果為肯定(R1中之值自0跳至1)。由於該位置已改變，故位置檢驗之結果首先保持為否定(R3中之值仍係0)，因此再次判定左前爪之位置(R2中之值自0跳至1)。當已成功地判定左前爪之新位置且已完成位置判定(R2中之值自1跳至0且R3中之值自0跳至1)時，開始曲線K及心電圖KG之新記錄或繼續曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自0跳至1)。
在階段P6中，自經指派電極15A、15B移除動物T或兩隻前爪。據此，存在偵測及位置檢驗之結果為否定(R1及R3中之值自1跳至0)且中斷或終止曲線K及心電圖KG之記錄(R4中之值自1跳至0)。R2中之值始終係0，因為未偵測到動物T之重新存在。
在階段P7中，使前爪與經指派電極15A、15B接觸，但以使得無法判定位置及/或無法進行有意義量測之方式放置左前爪。據此，存在偵測之結果為肯定(R1中之值自0跳至1)。重複地執行位置判定，但此不會導致成功結果(R2中之值在0與1之間交替，R3中之值係0)。據此，未記錄曲線K及心電圖KG (R4中之值係0)。
亦可實行若干次或相繼地實行若干次步驟S4或一或多個心電圖KG及/或曲線K之記錄及/或有用性檢驗，尤其甚至在已特別地根據步驟S5、S6、S7、S8及/或S9之一者實行曲線K評估或部分評估之後。例如，評估可揭露不存在足夠有用的曲線區段KA，使得必須包含進一步曲線K。例如，此可由動物T或爪2之移動所引起。
特定言之，心電圖KG及/或曲線K之多次記錄或步驟S4之重複允許動物T在檢查期間移動及/或爪2在檢查期間移動。由此所引起之量測誤差及/或移動假影可憑藉心電圖KG及/或曲線K之多次記錄、尤其結合感測器7之多次存在偵測及/或選擇及/或無用曲線K或曲線區段KA之捨棄來補償。特定言之，可能的是，在動物T或爪2之移動期間或之後，與移動之前相比，利用一或多個其他感測器7或感測器7之不同子集持續或繼續檢查。動物T較佳可在檢查期間自由地移動之事實使檢查令動物T非常舒適且無壓力。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
步驟S5
在步驟S5中，較佳地將(若干)曲線K切割成曲線區段KA、尤其以使得曲線區段KA各對應一次心跳之方式。尤其較佳地，各曲線區段KA對應於確切一次心跳。
在本發明之意義上，曲線K之切割或切片較佳地被理解為曲線K沿著時間軸之劃分或分割。曲線K因此經劃分成時間區段。此可藉由資料處理實現使得識別及/或標記曲線區段KA之起點及/或終點。原則上，可將曲線區段KA彼此分離。在進一步處理中，亦較佳地單獨處理曲線區段KA。然而，在此背景下，「切片」或「切割」並不一定暗示所得曲線區段KA彼此之實體分離。
自在圖9作為實例而展示之曲線K可見，其對應於通常實際上對貓量測之光電體積描記圖且特別地與心電圖KG相比，無法直接看見曲線K、尤其與心跳相關之規律性或週期性。因此，有利的是憑藉來自心電圖KG之資訊切割曲線K且接著基於個別曲線區段KA執行進一步評估。
在下文中，使用單個曲線K之實例解釋曲線K之切割或切片。較佳地，所有經記錄曲線K以相同方式切割成曲線區段KA。
將曲線K切割成曲線區段KA較佳地係自動的或以自動方式進行。
尤其較佳地，使用來自在相同於曲線K之時間記錄之心電圖KG之資訊將曲線K切割成曲線區段KA。然而，原則上，在此亦可設想其他方法。
使用心電圖KG來將曲線K切片/切割成曲線區段KA係尤其有利的，因為可在心電圖KG中尤其容易地及可靠地判定心跳之時間TH且可在此等時間TH或基於此等時間TH切割曲線K。
較佳地，基於心電圖KG而判定心跳之時間TH且將在此等時間TH之曲線K切割成曲線區段KA。較佳地，各曲線區段KA起始於一次心跳之時間TH且結束於緊接的下一次心跳之時間TH。
然而，通常，曲線區段KA之終點之確切判定並非決定性的，因為曲線區段KA特別地用於曲線特徵M之確切或可靠判定。出於此目的，最重要的是儘可能確切地選取心跳之時間TH作為曲線區段KA之起點及/或儘可能確切地相對於心跳之時間TH為各曲線區段KA選取相同點。
較佳地，曲線區段KA具有相等長度及/或曲線K經切割成各具有相同長度之曲線區段KA。較佳地，曲線區段KA之長度對應於平均心率或對應於在此心率下之兩次(緊密)連貫心跳之時間TH之間的持續時間或對應於此心率。已展示，此簡化曲線K或曲線區段KA之有用性或品質之判定且可以更高準確性執行血壓BP之判定。
平均心率較佳地係心率之平均數及/或中值、尤其算術平均數及/或中值，特別地其中心率憑藉心電圖KG來判定。術語「心率」特別地意謂每單位時間、尤其每分鐘之心跳之(平均)次數。例如，若平均心率係120 bpm，則此對應於0.5 s之(平均)心跳持續時間或兩次心跳之間的0.5 s之(平均)間隔。
曲線區段KA之長度L較佳地由公式L = dHB
• a判定，其中dHB
係心跳之平均持續時間、尤其基於平均心率判定，且a係較佳地具有大於或等於1之值之因子。憑藉因子a，曲線區段KA之長度L亦可被選擇為大於心跳之平均持續時間。此已被證明有利於判定曲線K或曲線區段KA之有用性或品質及判定血壓BP。
曲線區段KA之長度因此可獨立於兩次連貫心跳之時間TH之間的具體/各自持續時間或獨立於其而選擇。
如所描述，由於曲線區段KA較佳地各起始於心跳之時間TH且具有相等長度，所以可能的是曲線區段KA重疊及/或在若干曲線區段KA中含有曲線K之段。若曲線區段KA之長度大於兩次相鄰心跳之間的距離，則情況尤其如此。
尤其較佳地，心電圖KG係心電圖。特別地基於心電圖，可識別可指派給心臟活動之不同階段或源自心臟活動之不同階段之各種特性結構。針對本方法，所謂的QRS複合波係尤其重要的。
在圖9中，標記心電圖KG之不同QRS複合波。一個QRS複合波較佳地表示一次心跳。
較佳地，使用心電圖KG之QRS複合波之一或多者之位置來將曲線K切割成曲線區段KA。特定言之，使用心電圖KG之QRS複合波來判定心跳之時間TH，較佳地其中在憑藉QRS複合波判定之時間TH將曲線K切割成曲線區段KA。換言之，QRS複合波或其部分係將曲線K切割成區段KA所憑藉之資訊。
QRS複合波較佳地具有三個峰值，尤其Q波峰值、R波峰值及S波峰值。
Q波峰值被表示為QRS複合波之第一、尤其負或向下指向，偏轉或峰值。
R波峰值被表示為Q波峰值之後的QRS複合波之偏轉或峰值、尤其負或向下指向之偏轉或峰值。
S波峰值被表示為R波峰值之後的QRS複合波之偏轉或峰值、尤其正或向上指向之偏轉或峰值。
特定言之，R波峰值或R波峰值之最大值之位置可用作心跳之時間TH。此在圖9中以實例方式展示。
替代將R波峰值用作心跳之時間TH，亦可設想使用心電圖KG之另一結構或另一特性點作為心跳之時間TH，例如Q波峰值、S波峰值、兩個峰值、尤其R波峰值與S波峰值之間的中點或拐點或類似物。
R波峰值或其等位置之判定較佳地憑藉心電圖KG之Pan-Tompkins曲線圖來完成，特別地如下文詳細地解釋。
為了判定R波峰值，較佳地首先判定所有局部峰值、尤其Pan-Tompkins曲線圖之所有局部極大值。
如上文所解釋，心電圖KG及因此Pan-Tompkins曲線圖較佳地亦呈現為一組離散資料點di
，其中d係位置i處之Pan-Tompkins曲線圖之值。索引i對資料點di
進行計數且較佳地對應於量測各自資料點di
之時間。特定言之，Pan-Tompkins曲線圖之局部最大值因此由資料點di
來表示及/或一些資料點di
表示Pan-Tompkins曲線圖之局部極大值。
資料點di
表示局部最大值，尤其在
及
適用之情況下，即，在資料點di
之值大於鄰近資料點之值之情況下。
自表示局部極大值之資料點di
，在下一步驟中，較佳地僅選擇在資料點di
周圍之特定間隔內不存在具有較高值之資料點。該間隔較佳地具有大於200 ms、尤其大於300 ms及/或小於600 ms、較佳地小於500 ms、尤其小於400 ms之寬度。尤其較佳地，該間隔具有在300 ms與400 ms之間、例如約372 ms之寬度。
針對以此方式判定或選擇之Pan-Tompkins曲線圖之峰值或資料點di
，較佳地判定斜隙高度或突出度。
較佳地，僅將彼等峰值或資料點di
選擇或判定為其等自主高度或突出度大於或等於指定或可指定臨限值之Pan-Tompkins曲線圖之R波峰值。
該臨限值較佳地係自適應臨限值。在本發明之意義上，自適應臨限值較佳地係並非對於所有資料點di
相同或對於不同資料點di
不同之臨限值。例如，可針對各時間點i或各資料點di
判定個別臨限值ti
。較佳地，藉由特別地針對各點i判定及/或計算Pan-Tompkins曲線圖與窗函數之間的捲積來判定(若干)自適應臨限值ti
。臨限值ti
接著特別地係在位置i處具有窗函數之Pan-Tompkins曲線圖之捲積值。
原則上，可使用任何窗函數。尤其較佳地，窗函數係Blackman-Nuttall窗。較佳地，使用0.6 s之窗寬度及/或3之增益因子。然而，在此，其他值亦係可能的。
較佳地，仍校正以此方式判定之R波峰值之位置。即，可能的是與原始心電圖KG中之R波峰值之位置相比，Pan-Tompkins曲線圖中之R波峰值之位置略有移位及/或該等峰值之移位源自與窗函數之捲積。由Pan-Tompkins曲線圖判定之R波峰值之位置因此可係「不正確」的或可能不同於心電圖KG及/或經濾波心電圖KG之原始信號中之R波峰值之位置。
藉由校正R波峰值之位置，防止藉由應用濾波器以產生Pan-Tompkins曲線圖及/或無意中使用Q波峰值代替R波峰值所引起之潛在移位。校正R波峰值之位置因此有利於心跳之準確判定，因此實現動物T之可靠或準確檢查、尤其血壓。
R波峰值之位置之校正較佳地基於經濾波及/或經預處理心電圖KG進行，但亦可基於未經處理心電圖KG或換言之，基於心電圖KG之「原始信號」進行。
較佳地，為了校正R波峰值之位置，自憑藉Pan-Tompkins曲線圖判定之位置起始，較佳地在心電圖KG中、尤其在經濾波及/或經預處理心電圖KG中搜尋或判定此R波峰值之位置。接著較佳地將心電圖KG中、尤其經濾波及/或經預處理心電圖KG中之此位置用作R波峰值之位置且特別地替換由Pan-Tompkins曲線圖判定之R波峰值之位置。
尤其較佳地，在心電圖KG中判定憑藉Pan-Tompkins曲線圖判定之R波峰值之位置處之心電圖KG之梯度或斜率或導數且在此基礎上搜尋及/或判定心電圖KG之下一最大值。較佳地，若梯度或斜率或導數為正，則較佳前往心電圖KG右側及/或檢查心電圖KG中之下一資料點。若梯度或斜率或導數為負，則較佳前往心電圖KG左側及/或檢查先前資料點。此時，尤其在下一或先前資料點處，較佳地再次判定心電圖KG之梯度或斜率或導數且特別地與梯度或斜率或導數之先前值進行比較。較佳地重複此等步驟直至找到其中梯度或斜率或導數具有最小值或量之位置。此位置接著係R波峰值之位置。
因此，在更描述性解釋中，基於梯度，在最大值之方向上對心電圖KG進行取樣或掃描直至梯度或其絕對值達到值零及/或最小值且因此找到心電圖KG之最大值。
用於判定心電圖KG中之最大值及/或R波峰值之位置之此方法具有可迅速地計算位置且容易地實施對應演算法同時可靠地判定位置之優點。
然而，亦可設想用於判定及/或校正心電圖KG中之最大值及/或R波峰值之位置之其他方法或演算法。
例如，可在由Pan-Tompkins曲線圖判定之R波峰值之位置周圍之間隔內判定心電圖KG之最大值。
替代地或另外，可在由Pan-Tompkins曲線圖判定之R波峰值之位置周圍之間隔內判定三個最高峰值且可檢驗此等峰值之第一者及第三者是否指向不同於第二或中間峰值之方向，即，第一及第三峰值表示最大值且第二峰值表示最小值或反之亦然(第一及第三峰值表示最小值且第二峰值表示最大值)。肯定地，第二或中間峰值表示R波峰值，使得其位置被判定為R波峰值之經搜尋或經校正位置。
通常，因此可設想用於判定心電圖KG中之最大值或R波峰值之不同方法以便校正由Pan-Tompkins曲線圖判定之R波峰值之位置。
較佳地在步驟S4之後執行心電圖KG之R波峰值之判定。然而，替代地或另外，亦可在步驟S4尤其心電圖KG之有用性檢驗之前及/或期間執行R波峰值之判定。
較佳地，移除心電圖KG之飽和區段，尤其出於判定血壓BP及/或脈搏傳輸時間PTT之目的。若區段中之信號採取理論上可能的最大或最小信號值，則該區段尤其飽和。例如，若在量測期間移動及/或移除爪2，則可出現飽和信號。
較佳地，若心電圖KG之飽和區段達到或超過特定最小長度，則移除該區段。最小長度較佳地大於10 ms及/或小於20 ms，例如12 ms或15 ms。
另外，較佳地自心電圖KG移除下降至低於距飽和區段之最小時間距離、例如小於在飽和區段之前或之後200 ms或100 ms之(已判定)R波峰值。
若自心電圖KG移除飽和區段，則較佳地亦移除對應於心電圖KG之飽和區段之曲線K之區段。在此意義上，對應區段特別地意謂在相同於心電圖KG之飽和區段之時間記錄或量測之曲線K之區段。
較佳地自心電圖KG移除低於距相鄰R波峰值之最小時間距離之(已判定)R波峰值。在此，較佳的是自心電圖KG移除具有小於最小距離之兩個R波峰值。
最小距離較佳地係基於心電圖KG之R波峰值之分佈之分散量度，例如基於四分位距或標準偏差而判定或界定。特定言之，最小距離經判定使得移除遠低於R波峰值之平均數或平均值距離之該等R波峰值。
例如，最小距離由公式MA = Q1 - f • IQR來界定或判定，其中MA係最小距離，Q1係下四分位數(0.25四分位數)之值，IQR係四分位距，即，上四分位數(0.75四分位數)與下四分位數之間的差，且f係較佳地具有大於或等於1之值、例如1.5之因子。
若自心電圖KG移除R波峰值或具有R波峰值之區段，則較佳地亦移除對應於其之曲線K之區段。在此意義上，對應區段特別地應被理解為在相同於自心電圖KG移除之心電圖KG之區段之時間記錄或量測之曲線K之區段。
可多次及/或重複地執行步驟S5，尤其在多次執行及/或重複先前步驟S1、S2、S3及/或S4之一或多者之情況下。尤其在檢查期間移動動物T或爪2之情況下，此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
步驟S6
較佳地對曲線K進行濾波。此較佳地至少已部分地在指派給偵測器6及/或感測器7之預處理器件30中完成。替代地或另外地，濾波亦可在形成曲線區段KA之前或之後完成。藉由濾波，可以有利方式消除位於頻率範圍內但不歸因於由脈波所引起之效應之干擾影響，藉此選擇包括關於動脈血流BF之資訊之曲線K或曲線區段KA之部分。濾波可結合目前步驟S6或甚至提前執行，但並非強制性的。
在進一步評估、尤其憑藉曲線區段KA判定曲線特徵M之前，較佳地選擇一些曲線區段KA或曲線區段KA之子集且特別地捨棄未選定曲線區段KA。
通常，不可能的是直接自曲線區段KA之進程得知曲線區段KA是否有用。此特別地自圖9中所展示之曲線顯而易見，該曲線第一眼可能看似混亂且可能看似不含有任何有用資訊。在此，應強調的是，圖9中所描繪之曲線K並非隨機選取之曲線K而是對應於對貓實際上量測之光電體積描記圖。
然而，在本發明之內容脈絡中，已以令人驚訝的方式證實，仍可藉由所提出措施，較佳地組合地達成曲線特徵M之可靠判定。特定言之，藉由曲線區段KA之選擇及/或拒斥，可補償運動假影使得可實行檢查及尤其可以可靠地判定血壓BP，即使動物T或爪2在利用感測器器件4進行檢查期間特別地相對於感測器器件4移動。
尤其較佳地，執行基於下文更詳細地解釋之特定準則選擇曲線區段KA。特定言之，可評定曲線K或曲線區段KA之有用性且可藉由捨棄無用曲線區段KA來改良評估結果。
特定言之，若選出或捨棄或不再考量無用曲線區段KA，則可達成曲線特徵M之更精確判定。
較佳地，特別地憑藉檢驗準則檢驗曲線區段KA之有用性。較佳地，選擇有用曲線區段KA及/或捨棄無用曲線區段KA。經捨棄曲線區段KA不用於進一步評估。
較佳地，選擇(可用)曲線區段KA之子集以供進一步評估且捨棄(無用)曲線區段KA之子集。
曲線區段KA之有用性檢驗特別地構成自其產生曲線區段KA之曲線K之有用性檢驗。曲線K之個別曲線區段KA之拒斥或曲線K之曲線區段KA之子集之拒斥因此特別地構成曲線K之部分拒斥。類似地，曲線K之所有曲線區段KA之拒斥構成(完整)曲線K之拒斥。
替代地或另外，基於曲線區段KA之有用性檢驗而選擇或選取潛在合適的曲線區段KA。選定或選取曲線區段KA用於進一步評估。然而，未選定或選取曲線區段KA不用作進一步評估之基礎，即，其等被捨棄。
經有用性檢驗且經選擇或捨棄之曲線區段KA可源自不同曲線K。在此情況下，可能的是曲線區段KA源自利用相同感測器7及/或偵測器6連續地記錄之不同曲線K。
替代地或另外，可能的是曲線區段KA源自利用不同感測器7及/或偵測器6同時或相繼地記錄之曲線K。
較佳地，在曲線區段KA之有用性檢驗期間檢驗一或多個準則。若滿足下文所解釋之一個、若干或所有準則，則曲線區段KA較佳地係有用的。
根據第一準則，較佳地判定曲線區段KA之第一極值之振幅、尤其絕對最大值之振幅。若第一極值之振幅或其絕對值大於或等於指定或可指定臨限值，則較佳地視為滿足該準則。否則，較佳地視為不滿足該準則。
替代第一極值之振幅或除第一極值之振幅外，根據第一準則，可判定曲線區段KA之峰值至峰值振幅且較佳地與指定或可指定臨限值進行比較。峰值至峰值振幅係曲線區段KA之絕對最大值與絕對最小值之間的差。若峰值至峰值振幅或其絕對值大於或等於指定或可指定臨限值，則較佳地視為滿足該準則。否則，較佳地視為不滿足該準則。
透過第一準則，可特別地捨棄具有尤其平坦的進程之曲線區段KA。已展示，此等曲線區段KA不含有任何有用資訊且特別地最大值及因此脈搏傳輸時間PTT及/或其他曲線特徵M之確切或可靠判定係尤其困難的。因此，若捨棄此等曲線區段KA，則可改良評估之準確性及/或可靠性。
根據第二準則，較佳的是檢驗曲線特徵M之合理值、尤其脈搏傳輸時間PTT是否源自或可源自曲線區段KA。特定言之，為此，判定曲線區段KA之第一、較佳地絕對、最大值之位置，該位置較佳地對應於脈搏傳輸時間PTT。若此位置大於或等於下指定或可指定臨限值及/或小於或等於上指定或可指定臨限值，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。
在此，下臨限值較佳地對應於最小脈搏傳輸時間PTT及/或上臨限值對應於最大脈搏傳輸時間PTT。
以此方式，可拒斥導致生物學上、實體上或解剖學上不現實、尤其過低及/或過高的脈搏傳輸時間PTT之曲線區段KA。由於生物學、實體或解剖學原理，脈搏傳輸時間PTT僅可在特定間隔內。例如，在心跳與由心跳所引起之脈波到達動脈A中之特定位置處之間存在特定最小時間。因此，低於下臨限值之非常小脈搏傳輸時間PTT係不現實的。另一方面，可使用上臨限值，其對應於不現實地達到或超過之脈搏傳輸時間PTT。
例如，針對在(前)爪2處進行檢查之家貓，可將下臨限值界定為20 ms及/或將上臨限值界定為175 ms。然而，針對其他動物物種或身體部位，其他臨限值及/或最小及/或最大脈搏傳輸時間PTT可係合理的或可指定的。
根據第三準則，較佳地檢查或檢驗曲線區段KA中之曲線K之進程。出於此目的，特別地平滑化曲線K且計算較佳地平滑化之曲線K之一階導數以及一階導數之零點。若曲線K、較佳地平滑化之曲線K之一階導數之零點之數目係至少2及/或至多4且曲線K之一階導數或曲線K之二階導數在一階導數之第一零點之第一位置處之斜率為負，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。
藉由第三準則，特別地檢驗曲線K是否本質上具有帶有相異最大值及相異最小值之波狀進程，其中首先採取最大值及接著最小值。此「最佳」進程在圖12右側中作為實例而展示。
第一、第二及第三準則較佳地係絕對準則，即，孤立地考量或分析或檢驗曲線區段KA之有用性之準則，尤其在此檢驗中不考量其他曲線區段KA之情況下。
下文所解釋之進一步準則較佳地係相對準則，即，藉由將其他曲線區段KA納入考量及/或藉由與其他曲線區段KA或基於其他曲線區段KA判定之結果(諸如平均值)進行比較來檢驗曲線區段KA之有用性之準則。
根據第四、第五及/或第六準則，較佳檢驗該曲線區段KA或特定曲線區段KA是否與其他曲線區段KA偏離過大。特定言之，第四至第六準則用來選出或捨棄極端離群值。
較佳地針對各曲線K及/或針對各感測器7及/或偵測器6單獨地檢驗第四、第五及/或第六準則。特定言之，當檢驗第四、第五及/或第六準則之曲線區段KA時，僅考量或使用指派給相同曲線K及/或相同感測器7及/或偵測器6之曲線區段KA。
在第四、第五及/或第六準則中，較佳地按比例縮放、尤其標準化曲線區段KA。此允許曲線區段KA、尤其在步驟S5中選擇之曲線區段KA具有相同振幅、平均值、極大值及極小值及/或峰-谷值。此可更容易比較曲線區段KA。
隨後，較佳地自曲線區段KA判定曲線平均值KM，即，曲線區段KA之進程之平均值。曲線平均值KM特定言之係曲線區段KA或曲線區段KA中之曲線K之平均數或平均值進程。特定言之，藉由計算在曲線區段KA之各自時間點或在此時間點之曲線區段KA之平均值來判定曲線平均值KM。此平均值較佳地係算術平均數或中值，但亦可為另一平均值。
作為圖解，曲線區段KA之平均化或曲線平均值KM之判定較佳地對應於曲線區段KA之疊加及經疊加曲線區段KA之平均進程之後續判定。
在此意義上，基於若干曲線區段KA之平均化在圖12中以圖形方式作為實例而展示，其中在圖12左側展示不同曲線區段KA，在圖12中間疊加曲線區段KA，且在圖12右側展示自曲線區段KA判定之曲線平均值KM。
在另一視圖中，曲線平均值KM係曲線K或曲線區段KA之總和或疊加。
曲線區段KA較佳地各以個別資料點(
,
)之形式呈現。較佳地，第j曲線區段KA因此由資料點(,)來表示或由其組成。在此，i
係對資料點進行計數之索引。
在此，特定言之係第i資料點(,)之x座標。x座標或量在下文中稱為第i資料點之位置。位置較佳地對應於資料點(,)之時間，特別地因此對應於資料點(,)距曲線區段KA之起點之(時間)距離。
此外，特定言之係第i資料點之y座標，即，特別地曲線區段KA在位置處之值或經量測值。y座標或量在下文中稱為第i資料點之值。
為了形成曲線平均值KM，將針對特定位置或特定時間點呈現之值加在一起。較佳地標準化結果。曲線平均值KM因此較佳地由資料點(
,
)組成，特別地其中係曲線區段KA在該位置處或在時間之值
之算數平均值。較佳地，因此
，其中m
係曲線區段KA之數目。
類似於曲線區段KA之資料點之量、之指定，較佳地量稱為曲線平均值KM之第i資料點之位置且量稱為曲線平均值KM之第i資料點之值。
在曲線平均值KM之判定之後，針對待檢驗之曲線區段KA計算利用平均曲線區段檢驗有用性之曲線區段KA之相關係數、尤其根據經驗判定之相關係數(亦稱為積差相關係數)、尤其皮爾遜(Pearson)相關係數或Pearson積差相關係數。若該相關係數達到或超過指定或可指定臨限值，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。例如，該臨限值可為0.5。
該相關係數較佳地使用以下公式來計算：
其中
且
。
在此，
係第j曲線區段KA之相關係數，
係曲線平均值KM之值之平均值、尤其算術平均數，
係第j曲線區段KA之值之平均值、尤其算術平均數，且n
係曲線區段KA之資料點之數目。
在第四準則中，較佳地檢查曲線區段KA之兩個極值之間的距離相較於剩餘曲線區段KA之極值之間的距離之偏差。兩個極限之間的距離或峰值至峰值距離在此特別地被理解為時間距離或極值、尤其絕對極值之位置之距離、尤其因此極值在x軸上之距離。如例如自圖12可看見，曲線區段KA較佳地各具有兩個絕對極值、尤其絕對最大值及絕對最小值。極值之間的距離特定言之係最小值之位置PM2與最大值之位置PM1之間的差或此差之絕對值。
特定言之，在第四準則中，針對各曲線區段KA，極值之距離(峰值至峰值距離)及下四分位數(0.25四分位數)、上四分位數(0.75四分位數)及四分位距，即，上四分位數與下四分位數之間的差、峰值至峰值距離或峰值至峰值距離之分佈。若待檢查之曲線區段KA之峰值至峰值距離達到或超過上指定或可指定臨限值及/或達到或下降至低於下指定或可指定限臨限值，則較佳地視為滿足該準則。上臨限值較佳地係上四分位數或其位置與因子f及四分位距之乘積之總和，即，UTV = Q3 + f • IQR，其中UTV係上臨限值，Q3係上四分位數或其位置且IQR係四分位距。下臨限值較佳地係下四分位數或其位置與因子f及四分位距之乘積之間的差，即，LTV = Q1 - f • IQR，其中LTV係下臨限值，Q1係下四分位數或其位置且IQR係四分位距。因子f較佳地大於1且尤其較佳地具有值1.5。
根據第四準則，特別地可選出或捨棄具有尤其大及/或尤其小的峰值至峰值距離之曲線區段KA (與其他曲線區段KA相比)。
在第五準則中，較佳地檢查曲線區段KA之值之方差或樣本方差相較於其他曲線區段KA之值之方差之偏差。
特定言之，在第五準則中，針對每個曲線區段KA計算值之方差或樣本方差以及該等方差或該等方差之分佈之下四分位數(0.25四分位數)、上四分位數(0.75四分位數)及四分位距，即，上四分位數與下四分位數之間的差。
第j曲線區段KA之值之方差較佳地藉由以下公式來計算
其中，
其中V表示方差。在V之公式中，亦可使用因子
代替總和之前的因子
。
若待檢查之曲線區段KA之值之方差達到或超過上指定或可指定臨限值及/或達到或下降至低於下指定或可指定限臨限值，則較佳地視為滿足第五準則。上臨限值較佳地係上四分位數或其位置與因子f及四分位距之乘積之總和。下臨限值較佳地係下四分位數或其位置與因子f及四分位距之乘積之間的差。因子f較佳地大於1且具有值1.5，此係尤其較佳的。
根據第五準則，特別地可選出或拒斥曲線區段KA，其等曲線值展示尤其大及/或尤其小的方差。
在第六準則中，較佳地計算曲線區段KA與曲線平均值KM之間的差，特別地因此針對各位置係差
。隨後，針對所得曲線或差曲線計算指定或可指定頻率範圍(例如15 Hz至40 Hz)之頻譜功率密度。若在此頻率範圍內之頻譜功率密度之積分小於或等於指定或可指定臨限值，則視為滿足該準則。否則，視為不滿足該準則。
藉由基於所描述準則選擇曲線區段KA，較佳地可基於200次心跳或曲線區段KA之最大值、較佳地100次心跳或曲線區段KA之最大值、尤其60次心跳或曲線區段KA之最大值、尤其較佳地45次心跳或曲線區段KA之最大值、尤其較佳地30次心跳或曲線區段KA之最大值而判定曲線特徵M。繼而，此可將量測或記錄(若干)曲線K及/或心電圖KG所需之時間保持儘可能短。
可應用全部或部分準則。替代地或另外，可使用其他準則來檢驗曲線K或曲線區段KA之有用性。
若不滿足該所解釋準則或該等所解釋準則之一者，則曲線區段KA較佳地被捨棄及/或不用於進一步評估。若曲線區段KA滿足所有準則或所有所應用準則，則曲線區段KA較佳地經選擇或用於進一步評估。
較佳地，僅在曲線區段KA符合所有所解釋準則之情況下選擇曲線區段KA。然而，原則上，其他方法亦係可能的，其中檢驗僅一個或一些所解釋準則及/或選擇曲線區段KA，即使滿足僅一個或一些準則。替代地或另外，可提供不同於所描述準則之準則。
替代地或另外，可考量利用力感測器18A及/或秤18之量測結果以用於曲線區段KA之有用性評估或用於有用性檢驗。例如，低量測值可為動物T或爪2未正確地定位於感測器器件4上且相應地捨棄曲線區段KA之指示。
藉由檢驗曲線區段KA之有用性及/或藉由選擇有用曲線區段KA及/或捨棄無用曲線區段KA，可減少或最小化評估所需之曲線區段KA之數目及因此量測時間。此有利於使檢查儘可能快速及舒適且因此令動物T無壓力。此對於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定係尤其有益的。再者，增加在動物T之移動之間的有意義量測之概率。
特別地由於藉由捨棄無用曲線區段KA來減少曲線區段KA之變動或分散之事實而減少所需曲線區段KA之數目。特定言之，此改良統計資料。
若量測存在大變動或分散，即，若量測結果迥然不同，則需要尤其大量之量測來判定可靠平均值或類似物。據此，量測愈佳，良好統計資料所需之量測便愈少。以此方式，以協同方式選出無用曲線區段KA導致從一開始便需要較少曲線區段KA用於評估。
可多次及/或重複地執行步驟S6，尤其在多次及/或重複地執行前述步驟S1、S2、S3、S4及/或S5之一或多者之情況下。尤其在檢查期間移動動物T或爪2之情況下，此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
特定言之，可能的是若在步驟S6中發現一或多個感測器7之過多曲線區段KA及/或總共過多曲線區段無用或不符合/滿足有用性準則或過少曲線區段有用或符合/滿足有用性準則，則可返回至步驟S1、S2、S3及/或S4之一者。
藉由返回至先前步驟，特定言之動物T可在檢查期間移動或爪2可在檢查期間移動。由此產生之量測誤差及/或移動假影可藉由捨棄無用曲線K或曲線區段KA、尤其結合感測器7之多次存在偵測及/或選擇及/或心電圖KG及/或曲線K之多次記錄來補償。特定言之，可能的是在動物T或爪2之移動期間或之後，與移動之前相比，利用一或多個其他感測器7或感測器7之不同子集持續或繼續檢查。動物T可較佳地在檢查期間自由地移動之事實使檢查令動物T非常舒適且無壓力。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
步驟S7
在步驟S7中，較佳地基於若干曲線區段KA執行平均化。特定言之，僅將在步驟S6中選擇或未捨棄之曲線區段KA用於此平均化。
在此意義上，「平均化」特定言之係在心跳期間一組若干曲線區段KA之平均值或平均數進程或曲線K之平均值或平均數進程之判定。
在平均化期間，特別地判定曲線平均值KM。較佳地如上文在步驟S6中已描述般實行來自曲線區段KA之曲線平均值KM之平均化或判定。為了判定曲線平均值KM，較佳地因此將針對曲線區段KA之特定位置或特定時間點呈現之值加在一起。較佳地標準化結果。曲線平均值KM因此較佳地由資料點(,)組成，特別地其中係曲線區段KA在該位置處或在時間之值之算數平均數。較佳地，因此，其中m
係曲線區段KA之數目。
特定言之，在步驟S7中，僅使用在步驟S6中為了判定曲線平均值KM而選擇或未捨棄之該等曲線區段KA或使用曲線平均值KM。雖然用於自曲線區段KA判定曲線平均值KM之方法因此較佳地在步驟S6及S7中相同，但在步驟S6中判定之(若干)曲線平均值KM及在步驟S7中判定之(若干)曲線平均值KM不同之處在於，使用或採取不同量之曲線區段KA作為判定曲線平均值KM之基礎。
為了判定曲線平均值KM，較佳地按比例縮放及/或標準化曲線區段KA，特別地使得用來判定曲線平均值KM之所有曲線區段KA具有例如自-1至1之相同值範圍或類似物。
較佳地，在步驟S7中使用重新取樣方法。出於此目的，較佳地自曲線區段KA產生所謂的子樣本。
在重新取樣方法中，可基於自初始樣本重複抽取子樣本而判定樣本統計之統計性質，諸如平均值、方差、分散量度或類似物。
重新取樣方法可例如為自助抽樣方法、折刀方法、交叉驗證或置換測試或隨機化測試。然而，尤其較佳地，在本發明中重新取樣方法係自助抽樣方法。在下文中，更詳細地解釋自助抽樣方法。
當使用自助抽樣方法時，子樣本亦可稱為自助抽樣樣本。特定言之，下文結合自助抽樣方法所使用之術語「子樣本」亦可與術語「自助抽樣樣本」互換。
在本方法中，初始樣本較佳地由曲線區段KA之整體(可能在步驟S6中選擇)尤其由一或多個曲線K及/或感測器7形成。特定言之，初始樣本具有N
個曲線區段KA。N
因此係初始樣本中之曲線區段KA之數目。
初始樣本較佳地僅具有相同曲線K或相同感測器7之曲線區段KA。
所提出自助抽樣方法之基本原理係藉由「替換抽取」自初始樣本(即，在此情況下，曲線區段KA)產生一或多個子樣本。
藉由自初始樣本之N
個曲線區段KA選擇M
個曲線區段KA來產生子樣本。
子樣本之曲線區段KA之數目M
較佳地對應於初始樣本之曲線區段KA之數目N
(M
=N
)。
特定言之，M
個曲線區段KA之選擇係隨機的。較佳地彼此獨立地選擇針對子樣本選擇之曲線區段KA。此意謂自初始樣本之N
個曲線區段KA隨機地選擇用於產生子樣本之M
個曲線區段KA之第一者。接著，自初始樣本之N
個曲線區段KA選擇進一步曲線區段KA。特定言之，自相同於第一曲線區段KA之一組曲線區段KA選擇進一步曲線區段KA。此後，以相同方式自相同組曲線區段KA選擇進一步曲線區段KA直至已選擇M
個曲線區段KA。
換言之，當選擇進一步曲線區段KA時，再次考量已自初始樣本選擇一次以產生子樣本之曲線區段KA，使得子樣本可若干次含有相同曲線區段KA。此意謂亦可再次選擇已為了產生子樣本而選擇一次之曲線區段KA以隨後自初始樣本抽取曲線區段KA。
自統計或概率理論觀點來看，此對應於「替換取樣」，其中作為圖解，曲線區段KA自一組曲線區段KA接連地「抽取」且在抽取下一曲線區段KA之前再次「放回」。因此始終自相同組曲線區段KA抽取曲線區段KA。此意謂相同曲線區段KA可在若干抽取期間抽取若干次且曲線區段KA根本無法抽取。
利用本方法，因此原則上在極端情況下，子樣本可M
次包括相同曲線區段KA。原則上亦可能的是，子樣本不會兩次具有相同曲線區段KA，使得子樣本確切對應於初始樣本。
然而，通常，子樣本將若干次含有初始樣本之一些曲線區段KA且根本不會含有初始樣本之一些曲線區段KA。
較佳地，產生小於1000個、較佳地小於500個、尤其小於250個、尤其較佳地小於100個、非常尤其較佳地小於75個及/或大於10個、較佳地大於30個、尤其較佳地約50個子樣本。
通常，當使用重新取樣方法或自助抽樣方法時，產生非常大量之子樣本，例如1000個或更多子樣本。通常，可藉由增加經產生子樣本之數目來增加取樣函數之準確性及/或可靠性。
然而，產生及評估曲線K或曲線區段KA所需之運算工作量亦隨子樣本之數目而增加。此一方面對用於執行該方法之系統、尤其檢查裝置1之能量消耗具有負面效應，另一方面對執行該方法所需之運算能力及/或運算時間具有負面效應。因此有利的是將經產生子樣本之數目保持儘可能低。
在本發明之內容脈絡中，已以令人驚訝的方式展示，利用前述相對少量之子樣本，已可達成或判定足夠可靠及/或精確的結果、尤其曲線特徵M。
然而，若非常少運算能力可用，則亦可或較佳產生甚至更少量之子樣本，例如小於30個子樣本、尤其僅15個子樣本。測試已展示，可已利用如此少量之子樣本達成有意義結果。
經產生或待產生之子樣本之數目較佳地係固定的。特定言之，因此針對曲線K或曲線區段KA之各分析、例如針對相繼地記錄之曲線K及/或利用不同感測器7量測之曲線K，產生相同數目個子樣本。
在步驟S7中，較佳地憑藉初始樣本之曲線區段KA判定曲線平均值KM。
較佳地，如上文在步驟S6下所描述，判定曲線區段KA之曲線平均值KM，其中在曲線平均值KM之計算中確切一次包含初始樣本之各曲線區段KA。
較佳地，亦自子樣本(各)判定曲線平均值KM、尤其以相同於初始樣本之方式。出於此目的，當計算自助抽樣樣本之曲線平均值KM時，確切一次考量子樣本之M
個曲線區段KA之各者。在此意義上，子樣本之M
個曲線區段KA表示不同曲線區段KA，即使一些M
個曲線區段KA (歸因於在產生子樣本時自初始樣本多次選擇此等曲線區段KA)亦應相同。
換言之，特別地可考量子樣本而執行基於若干曲線區段KA之平均化。特定言之，針對該等子樣本之各者且較佳地亦針對初始樣本判定曲線平均值KM。
如上文所提及，初始樣本較佳地僅具有源自相同曲線K及/或利用相同感測器7及/或偵測器6量測之曲線區段KA。然而，亦可能的是初始樣本可具有利用不同感測器7及/或偵測器6 (尤其相繼地及/或時移地)量測之曲線區段KA。特別地若在一或多個曲線K之檢查或記錄期間移動動物T或移動爪2及/或隨後再次選擇一或多個感測器7、尤其感測器7之另一子集，則情況便可如此。
基本上，有利的是使用重新取樣方法或自助抽樣方法，但並非強制性的。
步驟S8
在步驟S8中，較佳地判定曲線特徵M。曲線特徵M之判定特別地基於在步驟S7中判定之(若干)曲線平均值KM。
較佳地，曲線特徵M因此基於曲線區段KA及/或子樣本而判定。
出於此目的，可首先判定較佳具有相同種類之若干曲線特徵M，其中在步驟S8結束時形成或選擇曲線特徵M。在步驟S8結束時選擇及/或形成之此曲線特徵M稱為在步驟S8中判定之曲線特徵M。
可針對各曲線K或各感測器7及/或偵測器6單獨地完成曲線特徵M之判定。特定言之，僅考量源自相同感測器7及/或偵測器6之相同曲線K或不同曲線K之曲線區段KA用於判定曲線特徵M。然而，在此，其他方法亦係可能的。
尤其較佳地，針對初始樣本及針對各子樣本、尤其針對曲線K及/或感測器7及/或偵測器6之初始樣本及各子樣本判定曲線特徵M。
因此尤其較佳的是，特別地在步驟S7中，針對先前判定之曲線平均值KM之各者判定相同曲線特徵M。自原則上可針對各曲線平均值KM採取不同值之此等相同曲線特徵M，較佳地計算曲線特徵平均值、尤其曲線特徵M之算術平均數。
由於較佳地針對各感測器7及/或偵測器6單獨地判定曲線平均值KM，即，當計算曲線平均值時，較佳地僅使用利用相同感測器7及/或偵測器6量測之曲線區段KA，較佳地針對各感測器7及/或偵測器6單獨地執行曲線特徵平均值之計算。以此方式，曲線特徵平均值較佳地可用於各感測器7及/或偵測器6。較佳地，(在步驟S8結束時)選擇此等曲線特徵平均值之一者，藉此特別地選擇感測器7及/或偵測器6。此選定曲線特徵平均值稱為在步驟S8中判定之曲線特徵M。
然而，原則上亦可能的是利用不同感測器7及/或偵測器6量測之曲線K之曲線區段KA用來計算曲線平均值KM。在此，利用不同感測器7及/或偵測器6量測之曲線區段KA可取自同時量測之曲線K，或替代地或另外取自相繼地量測及/或具有時間延遲之曲線K。
曲線特徵M較佳地係曲線K或曲線區段KA之特徵。曲線特徵M較佳地係與脈搏波形延遲PTT及/或血壓BP有關之特徵及/或與脈搏波形延遲PTT及/或血壓BP相關。替代地或另外，曲線特徵M可對應於曲線平均值之進程。特定言之，曲線特徵M係可用來判定血壓BP之特徵。
在下文中，以實例方式解釋可表示曲線特徵M之曲線K或曲線區段KA之一些特性。然而，進一步特性或除下文所解釋之特性之外的特性亦可表示曲線特徵M。
此外，下文藉助曲線平均值KM解釋曲線特徵M之判定。然而，原則上亦可能的是不用判定曲線平均值KM或若干曲線平均值KM而是直接使用曲線區段KA判定曲線特徵M。在此情況下，較佳地針對各曲線區段KA單獨地判定曲線特徵M且較佳隨後自此判定曲線特徵平均值。
尤其較佳地，曲線特徵M係或對應於脈搏傳輸時間PTT。
較佳地，脈搏傳輸時間PTT對應於曲線平均值KM之極值、尤其最大值之時間或位置PM1。
圖12展示曲線平均值KM或其進程之實例。曲線平均值KM較佳地係波狀的。特定言之，曲線平均值KM具有兩個相繼極值、尤其(絕對)最大值及(絕對)最小值、尤其較佳地其中首先採取最大值及接著最小值。
曲線平均值KM之最大值之時間或位置PM1較佳地對應於脈搏傳輸時間PTT。曲線特徵M因此較佳地係曲線平均值KM之最大值之位置PM1。
特定言之，若曲線區段起始點對應於心跳之時間TH，則曲線平均值KM之最大值之時間或位置PM1對應於脈搏傳輸時間PTT。如起初所解釋，若已在對應於心跳之時間TH之時間基於心電圖KG而切割曲線K，則可因此直接讀出脈搏傳輸時間PTT。否則，可基於曲線之起點與心跳之間的時間差進行校正，或可基於相對脈搏傳輸時間PTT進行稍後預期血壓判定。因此，脈搏傳輸時間PTT不一定係心跳與脈波到達量測位置處之間的時間差之絕對值，而是亦可僅(直接)對應於該絕對值。
替代脈搏傳輸時間PTT之判定或除脈搏傳輸時間PTT之判定外，亦可判定脈波速度。脈波速度係脈波行進之距離與行進此距離所需之脈搏傳輸時間PTT之商。特定言之，可使用脈波速度代替脈搏傳輸時間PTT作為相關函數F中之變數以自脈搏傳輸時間PTT判定血壓BP及/或除脈搏傳輸時間PTT外亦可在相關函數F中加以考量。
替代地或另外，曲線特徵M係曲線平均值KM之第一及/或絕對最小值之時間或位置PM2。
替代地或另外，曲線特徵M係曲線平均值KM之極大負斜率之時間或位置。在此情況下，較佳地首先平滑化曲線平均值KM且使用此經平滑化曲線平均值KM判定曲線特徵M或極大負斜率之位置。較佳地，使用諸如von-Hann窗之平滑化濾波器來平滑化曲線平均值KM。在根據圖12之圖解實例中，極大負斜率之位置在絕對最大值與絕對最小值之間。
替代地或另外(較佳地代替極大負斜率之位置)，使用極大負斜率之絕對值。在此情況下，較佳地首先平滑化曲線平均值KM且使用此經平滑化曲線平均值KM判定曲線特徵M或極大負斜率之值或絕對值。較佳地，使用諸如von-Hann窗之平滑化濾波器來平滑化曲線平均值KM。
替代地或另外，曲線特徵M係絕對最大值之PM1之位置與絕對最小值之位置PM2之間的距離或時間差。
替代地或另外，曲線特徵M係在各情況下曲線平均值KM之二階導數採取(局部)最大值之位置之間的距離。此距離對應於其中曲線平均值KM具有最強曲率之位置之間的距離。
替代地或另外，曲線特徵M係瞬時諧波相移。此較佳地如下般判定：將傅立葉變換、較佳地離散傅立葉變換應用於曲線平均值KM。隨後，特別地藉由計算曲線平均值KM之傅立葉變換之反正切之實部及虛部來計算一次諧波振盪之相位及二次諧波振盪之相位。一次諧波振盪之相位與二次諧波振盪之相位之間的差稱為瞬時諧波相移。
替代地或另外，曲線特徵M係區段比率。區段比率係曲線平均值KM之不同區段之長度之間的比率。出於此目的，首先判定曲線平均值KM之第一及第二區段。較佳地，第一區段起始於曲線平均值KM之一階導數之第一零點之位置且第一區段結束於曲線平均值KM之一階導數之第二零點之位置。較佳地，第二區段分別起始於曲線平均值KM之二階導數之第一零點之位置或曲線平均值KM之一階導數之第一最大值之位置，且第二區段結束於曲線平均值KM之一階導數之第二零點之位置。較佳地，形成第一段之長度與第二段之長度之商。
替代地或另外，曲線特徵M係曲線K或曲線區段KA之彎曲度。此特別地在圖15中展示。
曲線K之彎曲度特定言之係曲線K自曲線區段KA中之直線、尤其在第一最大值之位置PM1與第一最小值之位置PM2之間之偏差之量度。
為了判定彎曲度，較佳地判定曲線K在第一最大值之位置PM1與第一最小值之位置PM2之間包含具有自第一最大值伸展至第一最小值之直線之表面之面積。如圖15中所展示，該表面可由若干未連接區段組成，其中該表面由兩個區段組成，即，直線上方之單影線區段及直線下方之雙影線區段。此經圍封表面較佳經標準化為矩形區域或由矩形區域劃分，該矩形區域自第一最大值延伸至第一最小值及/或其中曲線K之第一最大值及第一最小值形成兩個相對角點，如特別地在圖15中展示。自第一最大值至第一最小值之線較佳地形成矩形之對角線。矩形之邊平行於x軸及y軸伸展。
彎曲度因此特定言之係曲線在第一最大值與第一最小值之間用自第一最大值伸展至第一最小值之直線圍封之表面或區域與其邊平行於x軸及y軸且其中自第一最大值至第一最小值之直線形成對角線之矩形區域之商。
為了判定彎曲度，可對位於帶有正號之直線上方之區域或表面(圖15中之單影線)進行計數且對位於帶有負號之直線下方之區域或表面(圖15中之雙影線)進行計數。在此情況下，例如，若直線上方及下方之經圍封表面各具有相同面積，則彎曲度將具有值0。
然而，替代地或另外，可判定絕對彎曲度，其係曲線K與直線之偏差之量度。為了判定絕對彎曲度，較佳地將圍封於曲線K與自第一最大值伸展至第一最小值之直線之間之所有表面之面積之絕對值加在一起以便判定圍封於直線與曲線K之間之表面或區域。換言之，此等區域較佳地以相同符號鍵入。因此，當計算絕對彎曲度時，較佳地不考量表面是否在直線上方或下方。
絕對彎曲度之判定係尤其較佳的。
替代地或另外，曲線特徵M係通過具有零斜率之第一最大值之水平或直線與通過第一最大值和第一最小值之間的最大梯度點之直線或切線之間的相交點之位置或x座標，該切線在彼點處具有曲線K或曲線區段KA之斜率。此相交點亦簡稱為切線相交點。
總之，曲線特徵M因此較佳地係曲線平均值KM之以下值之一者或若干者之組合：
第一最大值之位置PM1或脈搏傳輸時間PTT，
第一最小值之位置PM2，
第一最大值之位置PM1與第一最小值之位置PM2之間的距離，
極大負斜率之位置，
其中二階導數採取局部極大值之位置之距離，
極大負梯度之值或絕對值，
瞬時諧波相移，
區段比率，
曲線K之曲率，
切線相交點。
較佳地檢驗曲線特徵M之合理性。特定言之，檢驗曲線特徵M是否超過指定或可指定上臨限值及/或下降至低於指定或可指定下臨限值。此在上文使用脈搏傳輸時間PTT之實例更詳細地解釋，其歸因於解剖學條件而僅位於特定間隔內。類似地，針對除脈搏傳輸時間PTT之外的曲線特徵M，可指定對應臨限值，例如歸因於解剖學、生物學及/或物理定律下降至低於或超過該臨限值係不合理的。
曲線特徵M之此合理性檢驗特別地包含第一最大值之位置PM1及/或經判定脈搏傳輸時間PTT之合理性之檢驗。若第一最大值之位置PM1及/或脈搏傳輸時間PTT之分散量度、尤其四分位距達到或超過指定或可指定上臨限值，則較佳地捨棄或不選擇曲線K或利用其記錄曲線K之感測器7及/或偵測器6。例如，該臨限值可為5 ms或對應於5 ms之脈搏傳輸時間PTT之分散量度、尤其四分位距。以此方式，可特別地捨棄或不選擇曲線K或感測器7及/或偵測器6，針對該等曲線K或感測器7及/或偵測器6無法基於曲線區段KA而判定一致或均勻脈搏傳輸時間PTT。
較佳地，上文所解釋之各種曲線特徵M之僅單單一者特別地針對各曲線平均值KM而判定，且較佳地用於血壓BP之判定。然而，亦可能的是判定若干曲線特徵M(特別地針對各曲線平均值KM)且較佳地用於血壓BP之判定。
較佳地，自初始樣本及子樣本之曲線特徵M判定曲線特徵M之曲線特徵平均值、尤其算術平均數。曲線特徵平均值因此特定言之係初始樣本之曲線特徵M及子樣本之曲線特徵M之平均值、較佳地算術平均數。
因此，尤其較佳地，針對初始樣本以及針對該等子樣本之各者判定先前解釋之曲線特徵M之一者且隨後判定此等曲線特徵M之平均值。
較佳地，亦判定曲線特徵M之分散量度、尤其四分位距、標準偏差及/或(經驗)方差。分散量度及/或四分位距、標準偏差及/或(經驗)方差值經指派給曲線特徵平均值。
分散量度特定言之係表示值之分散、在此情況下尤其初始樣本及子樣本之曲線特徵M之分散之量度。
曲線特徵M之四分位距特定言之係下四分位數(0.25四分位數)與上四分位數(0.75四分位數)之間的距離。四分位距因此較佳地係其中經判定曲線特徵M之中間50%所處之間隔之寬度。然而，原則上，亦可使用不同四分位距。
替代四分位距，分散量度亦可為方差、尤其經驗方差及/或標準偏差。然而，四分位距之使用已被證明非常穩健且因此係尤其有利的。
較佳地，針對各曲線K或各感測器7及/或偵測器6，單獨地判定指派給此曲線K或此感測器7及/或偵測器6之分散量度。因此，特定言之，在判定指派給相同曲線K或相同感測器7及/或偵測器6之初始樣本及子樣本之分散量度時，僅考量彼等曲線特徵M。
較佳地針對各感測器7及/或偵測器6單獨地判定曲線特徵M。特定言之，因此，僅單個感測器7及/或偵測器6之曲線平均值KM用於曲線特徵M之判定。
因此，針對各感測器7及/或偵測器6，因此可單獨地判定指派給此感測器7及/或偵測器6之曲線特徵平均值。
特定言之，不同感測器7及/或偵測器6之曲線特徵M及/或曲線特徵平均值之經判定值可不同。
較佳地，隨後選擇曲線特徵平均值之一者。特定言之，由此選擇感測器7及/或偵測器6之一者及/或曲線K之一者。
曲線特徵平均值及/或曲線K及/或感測器7及/或偵測器6之選擇較佳地基於或考量經判定分散量度(在步驟S8中)、尤其四分位距、(經驗)方差及/或標準偏差。
選擇曲線特徵平均值及/或曲線K及/或感測器7及/或偵測器6之一種可能性係選擇具有最低分散量度、尤其最低四分位距、最低(經驗)方差及/或最低標準偏差之曲線特徵平均值。
已被證明在本發明之內容脈絡中尤其較佳之進一步可能性係除分散量度或四分位距外，亦使用初始樣本/或子取樣之曲線平均值KM之極大值之振幅以便選擇曲線特徵平均值。
在此情況下，較佳的是如下般進行，特別地單獨地針對各感測器7及/或偵測器6：
首先，如上文所描述，針對各子樣本且較佳地針對各初始樣本，判定曲線特徵M、尤其脈搏傳輸時間PTT及可能一或多個進一步曲線特徵M。接著，檢驗(若干)曲線特徵M之合理性，如上文所描述，單獨地針對各子樣本及較佳地初始樣本。若曲線特徵M係合理的或若所有經測試曲線特徵M係合理的，則認為各自樣本係總體上合理的。另外，判定各自樣本之曲線平均值KM之振幅、尤其第一最大值之值。
此外，較佳地判定針對個別樣本或子樣本判定之曲線特徵M之四分位距、尤其脈搏傳輸時間PTT (「IQR」)。另外，判定個別樣本或子樣本之振幅之平均值或中值或曲線平均值KM之第一最大值之值(「meanA」)。此外，判定認為總體上合理之樣本或子樣本之數目(「num_S_plausible」)。
自此等值IQR、meanA及num_S_plausible，值
，即，特別地針對評估其曲線之各偵測器6及/或感測器7較佳地判定四分位距IQR與合理樣本之振幅平均值或中值meanA及數目num_S_plausible之乘積之商。
以此方式，可將值L單獨地指派給各感測器7及/或偵測器6。
較佳地，接著選擇對應於最小值L之曲線特徵平均值。由於較佳地基於單個感測器7之曲線K或曲線區段KA而判定曲線特徵平均值，因此此選擇較佳地對應於感測器7之選擇。
若振幅平均值或振幅中值meanA小於或等於指定或可指定臨限值，則較佳地捨棄及/或不選擇曲線K及/或利用其量測曲線K之感測器7及/或偵測器6。例如，該臨限值例如可具有值0.2。如上文所解釋，標準化曲線區段較佳地用來判定曲線特徵M及/或曲線平均值KM，使得各曲線區段KA中之第一最大值之振幅或值係1。據此，振幅平均值或振幅中值meanA係曲線區段KA之第一最大值之位置及/或進程或形狀在(合理)樣本中匹配程度之量度，因為若第一最大值之位置及/或進程或形狀將完美地匹配，則振幅平均值或中值meanA將具有值1且該值愈低，第一最大值之位置及/或進程或形狀變動便愈大。
若曲線特徵M之判定導致現實脈搏傳輸時間PTT之子樣本比例小於或等於指定或可指定臨限值，則較佳地捨棄及/或不選擇曲線K及/或利用其量測曲線K之感測器7及/或偵測器6。現實脈搏傳輸時間PTT較佳地係大於或等於下臨限值(例如20 ms)及/或小於或等於上臨限值(例如175 ms)之脈搏傳輸時間PTT，如上文所解釋。其中曲線特徵M之判定導致現實脈搏傳輸時間PTT之子樣本比例之臨限值例如可具有值0.8。特定言之，此意謂若導致現實脈搏傳輸時間PTT之子樣本比例小於或等於80%，則捨棄及/或不選擇曲線K及/或感測器7及/或偵測器6。
較佳地考量初始樣本及/或子樣本之曲線平均值KM之分散量度及/或最大值或極大值之振幅而選擇之曲線特徵平均值較佳地係在步驟S8中判定之曲線特徵M。
因此，較佳的是自若干先前(較佳地針對不同感測器7)判定之曲線特徵M或曲線特徵平均值(曲線特徵M或曲線特徵平均值特別地具有相同種類)選擇待用於血壓BP之判定之曲線特徵M、尤其曲線特徵平均值。
可自各對應於一個偵測器6及/或感測器7之曲線特徵M或曲線特徵平均值進行選擇。替代地或另外，可自已結合先前步驟S7藉由使用子樣本判定之曲線特徵M或曲線特徵平均值進行選擇。
替代地或另外，可自已藉由組合不同感測器7及/或偵測器6之曲線區段KA而形成之曲線特徵M或曲線特徵平均值進行選擇。然而，亦可能的是判定僅一個曲線特徵或曲線特徵平均值並在下文中使用。
在步驟S8中之曲線特徵M或曲線特徵平均值之選擇因此特別地構成感測器7及/或偵測器6之選擇。此在圖11中作為實例而展示。為了清楚起見，在圖11中僅展示S3及S8，其中進行或可進行感測器7及/或偵測器6之選擇。然而，此並非意謂必需省略步驟S4至S7。如圖11中所展示，較佳地在步驟S3中之感測器7及/或偵測器6之預選擇及在步驟S8中之曲線K或曲線特徵M或曲線特徵平均值之選擇構成感測器7及/或偵測器6之選擇。
感測器7之選擇因此較佳地在若干步驟中、尤其在步驟S3及步驟S8中完成。較佳地，(特別地在步驟S3中)在光學檢查、尤其光電體積描記法及/或利用感測器器件4記錄(若干)曲線K之前進行感測器7之(第一)選擇。此外較佳地(替代地或另外，特別地在步驟S3中)，在光學檢查、尤其光電體積描記法及/或利用感測器器件4記錄(若干)曲線K之後進行感測器7之(進一步)選擇。若在步驟S6中應捨棄感測器7之(若干)曲線K之所有曲線區段KA，則此較佳地亦係感測器7之選擇，尤其即在此情況下僅選擇不完全捨棄其等曲線區段KA之該等感測器7。
較佳地，若在步驟S6中所解釋之曲線區段KA之有用性檢驗之後，捨棄及/或不選擇曲線K及/或利用其記錄曲線K之感測器7及/或偵測器6，則曲線K之剩餘及/或未捨棄的曲線區段KA之數目小於或等於指定或可指定臨限值。該臨限值例如可為30，例如使得拒斥及/或不選擇具有30或更少有用曲線區段KA之曲線K。拒斥及/或不選擇具有過少有用曲線區段KA之曲線K之此步驟不一定僅在步驟S8中進行，而是亦可在步驟S6之後及/或在步驟S7之前進行或作為步驟S6及S7之一者之部分步驟進行。較佳地，僅在具有足夠有用曲線區段KA或其中有用曲線區段KA之數目大於或等於上述臨限值之曲線K之情況下實行步驟S7中之平均化。
特定言之，可在步驟S8中發現經判定曲線特徵M或若干或所有經判定曲線特徵M太不正確或太不可靠，則返回至步驟S1、S2、S3及/或S4之一者，例如因為經判定值L過小或指派給(若干)曲線特徵M之分散量度過大。
特定言之，藉由返回至先前步驟，可使動物T在檢查期間移動或在檢查期間移動爪2。由此產生之量測誤差及/或移動假影可藉由捨棄無用曲線K或曲線區段KA、尤其結合感測器7之多次存在偵測及/或選擇及/或心電圖KG及/或曲線K之多次記錄來補償。特定言之，可能的是在動物T或爪2之移動期間或之後，與移動之前相比，利用一或多個其他感測器7或感測器7之不同子集持續或繼續檢查。動物T可較佳地在檢查期間自由地移動之事實使檢查令動物T非常舒適且無壓力。此有利於準確且可靠的檢查、尤其血壓判定。
步驟S9
在步驟S9中，較佳地，特別地自在步驟S8中判定之曲線特徵M判定血壓BP、尤其收縮壓、舒張壓及/或平均血壓。血壓BP較佳地使用較佳地根據經驗判定之相關函數F來判定。
相關函數F因此較佳地表示特別地在步驟S8中判定之(若干)曲線特徵M與血壓BP之間的連結或將血壓BP指派給曲線特徵M。
特定言之，相關函數F較佳不明確地考量爪2與動物T之心臟之間的臂長或腿長。換言之，較佳的是不一定明確地判定臂長或腿長。
實情係，在本發明之內容脈絡中，已以令人驚訝的方式展示，針對相同物種或品種之不同動物T、尤其針對不同家貓，相同相關函數F可經使用且導致有意義結果。然而，較佳地不同相關函數F用於不同動物物種或品種。
較佳地憑藉其中血壓BP憑藉用於判定血壓BP之既定方法來判定且經指派給憑藉根據本發明之方法判定之曲線特徵M之研究而判定相關函數F。接著藉由以使得憑藉根據本發明之方法判定之血壓BP至少實質上對應於憑藉既定方法判定之血壓BP之方式調適相關函數F之參數來判定相關函數F。
相關函數F較佳地係取決於至少兩個變數之標量場。
較佳地，曲線特徵M、尤其脈搏傳輸時間PTT構成相關函數F之變數。
較佳的是除曲線特徵M、尤其脈搏傳輸時間PTT外，心率亦構成相關函數F之變數。心率描述特定時間間隔內之心跳之次數且較佳地自心電圖KG、尤其自QRS複合波或R波峰值之距離判定。
相關函數F可因此例如採取以下函數形式
其中x表示曲線特徵M、尤其脈搏傳輸時間PTT及/或第一最大值之位置PM1，y表示心率且a、b及c係待判定之參數。
此外，相關函數F可取決於進一步變數。尤其較佳地，曲線區段KA或曲線平均值KM之第一最大值之位置PM1與第一最小值之位置PM2之間的距離構成相關函數F之進一步變數。
相關函數F亦可因此採取以下函數形式
其中x表示曲線特徵M、尤其脈搏傳輸時間PTT及/或第一最大值之位置PM1，y表示心率，z表示第一最大值之位置PM1與第一最小值之位置PM2之間的距離，且a、b、c及d係待判定之參數。
此外，相關函數F較佳地係非線性函數。相關函數F可因此以非線性方式取決於曲線特徵M及/或心率、尤其其因此可在x、y及/或z上具有更高階項(諸如x2
、x3
、y2
、y3
、z2
、z3
等)。
此外，相關函數F可取決於進一步變數或大於三個變數x、y、z。
特定言之，可在判定血壓BP時或作為相關函數F中之變數，替代已提及之量或除已提及之量外，亦考量曲線K之彎曲度。
已展示，特別地來自貓亞科之動物T、例如貓，可能的是替代脈搏傳輸時間PTT或除脈搏傳輸時間PTT外，血壓BP之變化亦引起曲線K之彎曲度改變。換言之，在一些情況下，血壓BP可反映於曲線K之彎曲度中、尤其在改變的血壓BP未導致改變的脈搏傳輸時間PTT之情況下，使得可能重要的是在相關函數F中或在判定血壓BP時，替代脈搏傳輸時間PTT或除脈搏傳輸時間PTT外，亦可考量曲線K之彎曲度。
在M.Sharma 等人 之 Cuff-Less and Continuous Blood Pressure Monitoring: A Methodological Review, Technologies 2017, 5(2), 21
中描述用於自脈搏傳輸時間及/或心率判定血壓之各種相關函數F。本發明之相關函數F可具有其第3章及第4章中、尤其根據方程式(6)至(10)之一者或根據表3所描述之數學模型之一者之函數形式。
在相關函數F、尤其其參數中，可替代地或另外考量動物T之各種其他特性，例如大小、重量、性別、年齡及/或(若干)爪2之著色及/或爪2之爪墊。
原則上，相關函數F亦可取決於各自動物T之解剖學特質。例如，可規定，在相關函數F中考量動物T之大小及/或對應於動物T之大小之量度，例如體長、肩膀高度、腿長或臂長或對應於心臟與爪2之間的距離之任何其他參數，尤其以參數a、b、c或d之一者之形式。在此內容脈絡中，較佳參數亦可為動物T之重量，因為在諸多情況下，此允許得出關於心臟與爪2之間的距離之足夠準確結論。在此方面，相關函數F因此可使動物T之重量作為參數或可藉由參數a、b、c或d之一者考量動物T之重量。
作為補充，可考量對應於體脂百分比之參數，諸如生物阻抗。可使用用於判定心電圖KG及/或秤18之電極15來進行各自量測。尤其可在相關函數F中藉由關於相對於心臟與爪2之間的距離之動物T之解剖學特質之隱式或實際結論而考量之生物阻抗與動物T之重量之組合使自曲線特徵M更可靠地判定血壓BP成為可能。
考量動物T之性質，諸如身高、重量、體脂百分比或類似物，較佳地在相關函數F中以參數(a、b、c、d)而非變數(x、y、z)之形式完成。換言之，各自性質並非作為變數直接鍵入相關函數F，而是較佳地僅作為參數或間接鍵入。
較佳地，以離散參數之形式考量動物T之性質。在此意義上，離散參數特定言之係可採取固定數目個不同值(例如兩個、三個或四個不同值)之參數。此可在相關函數F中考量待檢查之動物之性質，而無需將此性質明確地作為變數包含於相關函數F中。
特定言之，可根據諸如身高、重量、體脂百分比或類似物之性質將動物T分類成不同群組，其中在相關函數F中憑藉使用離散參數來考量該性質，該參數之不同值之各者對應於不同群組之一者。
可規定，動物T之分類及隨之而來的可能離散參數值之間的選擇係自動地完成。替代地或另外，可藉由手動輸入或類似物、尤其藉由檢查裝置1處之輸入及/或在執行檢查或量測之前，完成動物T之分類。
尤其較佳地，在相關函數F之參數之一者(尤其連結至曲線特徵M之參數a)中，考量動物T、尤其貓之大小及/或重量。較佳地，此以二進位參數之形式完成。二進位參數特定言之係僅可採取兩個不同值之參數。換言之，較佳地最大參數a提供兩個不同值a1及a2，其中針對大型及/或重型動物T，使用值a1作為相關函數F中之參數a且針對小型及/或輕型動物T，使用值a2作為相關函數F中之參數a。細分成大型動物及/或重型動物T及小型動物及/或輕型動物T較佳地憑藉極限值完成，其中若超過極限值，則將動物T分類為大型及/或重型動物且若下降至低於極限值，則將動物T分類為小型及/或輕型動物。在此，極限值較佳地係對應於動物T之大小及/或重量之值，諸如舉例而言臂長及/或腿長、肩膀高度、動物T之總長度、動物T之重量或類似物。
較佳地，判定收縮壓及/或舒張壓BP。較佳地將不同相關函數F用於收縮壓及舒張壓BP，其中不同相關函數F較佳地具有相同函數形式或取決於相同變數及/或僅在參數(a、b、c、d)之值上不同。
明確地指出，根據本發明之方法及/或檢查裝置亦可特別地用於舒張壓之判定。此在本發明之開發期間之研究中展示。
可輸出或傳輸憑藉相關函數F自(若干)曲線特徵M判定之血壓BP，例如輸出或傳輸至外部器件23，例如至行動器件、智慧型電話、伺服器或資料庫或類似物。替代地或另外，可使用檢查裝置1、尤其顯示器件19來顯示經判定血壓BP。
概要
在圖13中，再次以圖形方式概述根據提議之方法或根據提議之方法之一些步驟。
較佳地，記錄心電圖KG。特定言之，心電圖KG係心電圖及/或使用檢查裝置1之電極15來記錄心電圖KG。
較佳地，在任何進一步量測及/或評估之前執行心電圖KG之有用性檢驗。特定言之，在此檢驗在心電圖KG中是否可以可靠地識別心跳及/或心電圖KG是否含有有用資訊。心電圖KG之有用性檢驗較佳地基於具有幾秒之長度之心電圖KG及/或基於具有或表示若干心跳(例如在5次與10次心跳之間)的心電圖KG而實行。
若心電圖KG無用或不滿足/不符合有用性檢驗之準則，則較佳地記錄新心電圖KG。此在圖13中由箭頭P1來表示。
另外，較佳地記錄包括關於動物T之動脈血流BF之資訊之曲線K。此特別地利用感測器器件4來完成。較佳地同時記錄曲線K與心電圖KG。
較佳地，檢驗曲線K之有用性。若曲線K無用，則較佳地記錄新曲線K。此在圖13中由箭頭P2來表示。替代地或另外，可記錄新心電圖KG或可再次起始心電圖KG及/或曲線K之量測。此特別地由箭頭P3來表示。
隨後，較佳地評估曲線K、尤其考量來自心電圖KG之資訊。出於此目的，較佳地在時間TH將曲線K切割成曲線區段KA，其中時間TH係基於心電圖KG而判定且特別地對應於來自其QRS複合波之位置、較佳地R波峰值。
自心電圖KG及/或曲線K，較佳地判定血壓BP。此較佳地藉由自曲線K判定至少一個曲線特徵M且憑藉較佳地經驗相關函數F自曲線特徵M判定血壓BP來完成。
可預設相關函數F，尤其將其儲存於檢查裝置1之儲存媒體26中或儲存於外部器件23中。
可特別地利用顯示器件19及/或外部器件23輸出血壓BP。
可獨立地或組合上文所描述之態樣及特徵實現之本發明之進一步態樣特定言之係：
1.一種用於動物T、尤其具有爪2之動物T、尤其較佳地來自貓亞科之動物T之醫學檢查、尤其血壓BP之判定之方法，其中記錄包括關於該動物T之動脈血流BF之資訊、尤其光電體積描記圖，
其特征在於
將該曲線K切割成若干曲線區段KA使得各曲線區段KA對應於心跳。
2.如態樣1之方法，其中為了評估，基於若干曲線區段KA而實行平均化及/或自若干曲線區段KA判定曲線平均值KM。
3.如態樣1或2之方法，其中選擇該等曲線區段KA之子集以供評估，特別地其中捨棄一或多個曲線區段KA。
4.如前述態樣中一態樣之方法，其中重新取樣方法、尤其自助抽樣方法用於評估，其中自該等曲線區段KA產生子樣本、尤其自助抽樣樣本。
5.如態樣4之方法，其中子樣本具有小於200、較佳地小於100、尤其小於60及/或大於15、較佳地大於30、尤其較佳地約45個曲線區段KA。
6.如態樣4或5之方法，其中產生小於1000、較佳地小於500、尤其小於250、尤其較佳地小於100、非常尤其較佳地小於75及/或大於10、較佳地大於30、尤其較佳地約50個自助抽樣樣本。
7.如前述態樣中一態樣之方法，其中自該等曲線區段KA及/或子樣本判定一或多個曲線特徵M、尤其脈搏傳輸時間PTT及/或對應於其或與其相關之值。
8.如態樣7之方法，其中針對各子樣本，判定該曲線特徵M、尤其該脈搏傳輸時間PTT及/或特別地針對各子樣本及較佳地初始樣本自曲線特徵M、尤其脈搏傳輸時間PTT計算平均值及/或曲線特徵平均值。
9.如態樣7或8之方法，其中判定該曲線特徵M及/或曲線特徵平均值之分散量度、尤其該脈搏傳輸時間PTT、尤其四分位距。
10.如前述態樣中一態樣之方法，其中同時及/或相繼地記錄若干曲線K，針對該等曲線K之各者判定分散量度且基於該分散量度而選擇該等曲線K之一者以供進一步評估、尤其該血壓BP之判定。
11.如態樣7至10中一態樣之方法，其中憑藉較佳地根據經驗判定之相關函數F自該曲線特徵M、尤其該脈搏傳輸時間PTT判定該血壓BP。
12.如前述態樣中一態樣之方法，其中同時記錄心電圖KG與該曲線K。
13.如態樣12之方法，其中憑藉來自該心電圖KG之資訊將該曲線K切割成曲線區段KA。
14.如態樣12或13之方法，其中該心電圖KG之QRS複合波、尤其QRS複合波之R波峰值之位置用來判定心跳之時間TH，較佳地其中在憑藉該等QRS複合波判定之該等時間TH將該曲線K切割成曲線區段KA。
15.如態樣12至14中一態樣之方法，其中自動地檢驗該心電圖KG之有用性，其中若該心電圖KG無用，則捨棄該心電圖KG及該曲線K且記錄新心電圖KG及新曲線K。
16.如前述態樣中一態樣之方法，其中自動地檢驗該曲線K或其曲線區段KA之有用性，其中若該曲線K無用，則捨棄該曲線K且記錄新曲線K。
17.如前述態樣中一態樣之方法，其中記錄若干曲線K且使用來自該等若干經記錄曲線K之不同者之曲線區段KA以供評估。
18.一種用於動物T、尤其具有爪2之動物T、尤其較佳地來自貓亞科之動物T之醫學檢查、尤其血壓BP之判定之方法，
較佳地其中該方法係根據上述態樣中一態樣般設計，
其中利用感測器器件4光學地檢查該動物T之動脈血流BF，尤其執行光電體積描記圖，
其中該感測器構件4具有用於發射電磁輻射R之相同種類之一或多個發射器5及用於偵測由該發射器5發射之輻射之相同種類之複數個偵測器6，使得該發射器/該等發射器5及該等偵測器6形成相同種類之複數個感測器7，
其特徵在於
選擇感測器7或感測器7之子集。
19.如態樣18之方法，其中該等感測器7各具有感測器區11，該等感測器7之該等感測器區11各經定位於不同位置處且一起形成感測區12，使得利用各感測器7感測該感測區12之不同部分區，選擇該感測區12之特定部分區以供該醫學檢查。
20.如態樣18或19之方法，其中實行存在判定，特別地其中檢驗動物T或爪2是否定位於用於實行該方法之檢查裝置1上及/或感測器器件4上方使得可憑藉該檢查裝置1及/或感測器器件4實行該光學檢查。
21.如態樣18至20中一態樣之方法，其中實行位置判定，特別地其中檢驗及/或判定該爪2、尤其爪墊定位於該感測器器件4之哪些感測器7上方及/或可利用該等感測器7之哪一者實行該光學檢查。
22.如態樣18至21中一態樣之方法，其中檢驗爪2是否定位於感測器7之感測器區11中，其中為了進行此檢驗而分析利用該感測器7量測之信號S、尤其檢查絕對信號強度是否超過或下降至低於臨限值。
23.如態樣18至22中一態樣之方法，其中在利用該感測器器件4實行該光學檢查之前及/或在利用該感測器器件4記錄曲線K之前進行感測器7或感測器7之子集之選擇。
24.如態樣18至23中一態樣之方法，其中在利用該感測器器件4實行該光學檢查之後及/或在已利用該感測器器件4記錄曲線K之後，特別地藉由選擇利用不同感測器7記錄之曲線K之子集進行感測器7或感測器7之子集之選擇。
25.如前述態樣中一態樣之方法，其中利用該等感測器7記錄包括關於動脈血流BF之資訊之曲線K、尤其光電體積描記圖，其中選擇該等曲線K之至少一者以供評估，較佳地其中憑藉統計分析判定該等經記錄曲線K之品質且選擇具有最高品質之曲線K以供評估。
26.如前述態樣中一態樣之方法，其中將經選擇以供評估之曲線K劃分成曲線區段KA，其中該選定曲線K之該等曲線區段KA之子集用於評估。
27.如前述態樣中一態樣之方法，其中相繼地記錄若干曲線K且將該等曲線K劃分成曲線區段KA，其中利用相同感測器7相繼地記錄之曲線K之曲線區段KA用於評估。
28.如前述態樣中一態樣之方法，其中同時記錄若干曲線K且將該等曲線K劃分成曲線區段KA，其中利用不同感測器7同時記錄之曲線K之曲線區段KA用於評估。
29.如前述態樣中一態樣之方法，其中憑藉該曲線K判定曲線特徵M及/或曲線特徵平均值、尤其脈搏傳輸時間PTT或對應於其或與其相關之值。
30.如前述態樣中一態樣之方法，其中憑藉該曲線K，判定若干不同曲線特徵M及/或曲線特徵平均值，較佳地其中該等不同曲線特徵M及/或曲線特徵平均值係或表示相同曲線K之不同特徵。
31.如態樣29或30之方法，其中憑藉較佳地根據經驗判定之相關函數F，自該(等)曲線特徵M及/或該(等)曲線特徵平均值、尤其該脈搏傳輸時間PTT判定該血壓BP。
32.如前述態樣中一態樣之方法，其中將該等曲線K各切割成對應於心跳之曲線區段KA，其中自若干曲線區段KA計算平均值，較佳地其中同時記錄心電圖KG與該等曲線K，其中憑藉來自該心電圖KG之資訊將該等曲線K切割成曲線區段KA。
33.如前述態樣中一態樣之方法，其中判定舒張壓BP。
34.一種用於動物T、尤其具有爪2之動物T、尤其較佳地來自貓亞科之動物T之醫學檢查、尤其血壓BP之判定之檢查裝置1，
該檢查裝置1具有感測器器件4，該感測器器件4用於該動物T之動脈血流BF之光學檢查、尤其用於執行光電體積描記法，
其中該感測器構件4具有用於發射電磁輻射R之相同種類之一或多個發射器5及用於偵測由該(等)發射器5發射之該輻射R之相同種類之複數個偵測器6，使得該(等)發射器5及該等偵測器6形成相同種類之複數個感測器7，
其特徵在於
該檢查裝置1具有控制器件25，該控制器件25經設計以選擇感測器7或該等感測器7之子集。
35.如態樣34之檢查裝置，其中該等感測器7各具有若干發射器5。
36.如態樣34或35之檢查裝置，其中該等發射器5各係若干感測器7之部分。
37.如態樣34至36中一態樣之檢查裝置，其中各感測器7具有感測器區11，該等感測器7之該等感測器區11各經定位於不同位置處且一起形成感測區12，使得各感測器區11形成該感測區12之不同部分區且可憑藉該控制器或控制器件25選擇該感測區12之不同部分區。
38.如態樣34至37中一態樣之檢查裝置，其中該檢查裝置1及/或該控制器件25經設計以實行如態樣1至33中一態樣之方法及/或該檢查裝置1及/或該控制器件25經設計以判定舒張壓。
39.一種用於實行醫學檢查、尤其光電體積描記法之檢查裝置1，
較佳地其中該檢查裝置1係根據態樣35至38中一態樣般設計，
該檢查裝置1具有用於發射電磁輻射R之至少一個發射器5及用於偵測由該發射器5發射之該輻射R之至少一個偵測器6，
其中該檢查裝置1具有適於執行如態樣1至33中任一態樣之方法之步驟之構件。
40.一種電腦程式，其包括在經執行時引起檢查裝置1執行如態樣34至39中任一態樣之方法之步驟之指令。
41.一種電腦可讀儲存媒體26，其上儲存有如態樣40之電腦程式或其上儲存有指令，該等指令在經執行時引起如態樣34至39中一態樣之檢查裝置1執行如態樣1至33中一態樣之方法之步驟。
1:檢查裝置
2:爪
3:擱置表面
4:感測器器件
5:發射器
6:偵測器
7:感測器
8:限制器件
9:發射區
9A:發射角度
10:偵測區
10A:偵測角度
11:感測器區
12:感測區
13:障壁
13A:透明區域(障壁)
13B:屏蔽區段
13C:孔徑區段
13D:障壁元件
14:蓋
15:電極
15:第一電極
15B:第二電極
15C:第三電極
16:透明區域(電極)
17:電路板
18:秤
18A:力感測器
19:顯示器件
20:輸入器件
21:電力供應器件
22:介面器件
23:外部器件
24:定位輔助裝置
25:控制器件
26:儲存媒體
27:預處理器件
28:共模抑制器件
29:A/D轉換器
29A:檢驗器件
30:預處理器件
31:放大器
32:濾波器器件
A:動脈
B:寬度(檢查裝置)
BB:寬度(障壁)
BF:血流
BP:血壓
D:距離(發射器至偵測器)
DB:距離(障壁至發射器/偵測器)
DE:距離(電極)
DM:距離(極值)
F:相關函數
G:邊界
HB:高度(障壁)
K:曲線
KA:曲線區段
KG:心電圖
KM:曲線平均值
L:長度
M:曲線特徵
P:處理器
P1至P7:相位
PM1:位置最大值
PM2:位置最小值
PTT:脈搏傳輸時間
R:輻射
R1至R4:列
S:信號
S1至S9:步驟
T:動物
TH:心跳時間
X:距離
本發明之進一步優點、特徵、性質及態樣源自發明申請專利範圍及基於圖式之較佳實施例之以下描述。圖式展示：
圖1係根據本發明之檢查裝置之示意性俯視圖；
圖2係根據本發明之其上放置有動物之檢查裝置之示意性透視圖；
圖3係根據第一實施例之感測器器件之示意性俯視圖；
圖4係根據第二實施例之感測器器件之示意性俯視圖；
圖5係通過感測器器件之示意性截面視圖；
圖6係其上配置有電極之感測器器件之示意性分解視圖；
圖7係其上放置有爪之感測器器件之示意性截面視圖；
圖8係檢查裝置之示意性、類方塊圖表示；及
圖9係心電圖及包括關於動脈血流之資訊之曲線之示意性表示；
圖10係根據本發明之方法之序列之示意性表示；
圖11係感測器及/或曲線之選擇之示意性表示；
圖12係曲線區段之平均化之示意性表示；
圖13係根據本發明之方法之序列之進一步示意性表示；
圖14係動物之醫學檢查之不同階段之示意性表示；及
圖15係用於解釋曲線之彎曲度之計算之圖解。
在部分不完全按比例繪製、僅示意性的圖中，相同元件符號用於相同或類似部件，其中可達成對應或可比較特性及優點，即使重複描述被省略。
3:擱置表面
4:感測器器件
15:第一電極
15B:第二電極
15C:第三電極
18:秤
18A:力感測器
19:顯示器件
20:輸入器件
21:電力供應器件
22:介面器件
23:外部器件
24:定位輔助裝置
25:控制器件
26:儲存媒體
B:寬度(檢查裝置)
BP:血壓
DE:距離(電極)
KG:心電圖
L:長度
P:處理器
Claims (37)
- 一種用於動物(T)、尤其具有爪(2)之動物(T)、尤其較佳地來自貓亞科之動物(T)之醫學檢查、尤其血壓(BP)之判定之方法，其中記錄包括關於該動物(T)之動脈血流(BF)之資訊之曲線(K)、尤其光電體積描記圖， 其特徵在於 將該曲線(K)切割成若干曲線區段(KA)使得各曲線區段(KA)對應於心跳。
- 如請求項1之方法，其中為了評估而實行基於若干曲線區段(KA)之平均化。
- 如請求項1或2之方法，其中選擇該等曲線區段(KA)之子集以供評估。
- 如前述請求項中一項之方法，其中基於平均心率而判定該等曲線區段(KA)之長度。
- 如前述請求項中一項之方法，其中重新取樣方法、尤其自助抽樣方法用於該評估，其中自該等曲線區段(KA)產生子樣本、尤其自助抽樣樣本。
- 如請求項5之方法，其中子樣本具有小於200、較佳地小於100、尤其小於60及/或大於15、較佳地大於30、尤其較佳地約45個曲線區段(KA)。
- 如請求項5或6之方法，其中產生小於1000、較佳地小於500、尤其小於250、尤其較佳地小於100、非常尤其較佳地小於75及/或大於10、較佳地大於30、尤其較佳地約50個子樣本。
- 如前述請求項中一項之方法，其中自該等曲線區段(KA)及/或子樣本判定曲線特徵(M)，較佳地其中針對各子樣本判定該曲線特徵(M)及/或自若干曲線特徵(M)判定平均值。
- 如請求項8之方法，其中判定該曲線特徵(M)之分散量度、尤其四分位距及/或標準偏差，較佳地其中特別地同時記錄若干曲線(K)，且基於該分散量度而選擇該等曲線(K)之一者以供進一步評估。
- 如請求項8或9之方法，其中憑藉較佳地根據經驗判定之相關函數(F)基於該曲線特徵(M)而判定該血壓(BP)。
- 如前述請求項中一項之方法，其中同時記錄心電圖(KG)與該曲線(K)，較佳地其中該曲線(K)憑藉來自該心電圖(KG)之資訊切割成曲線區段(KA)。
- 如請求項11之方法，其中該心電圖(KG)之QRS複合波、尤其QRS複合波之R波峰值用來判定心跳之時間(TH)，較佳地其中該曲線(K)在憑藉該等QRS複合波判定之該等時間(TH)切割成曲線區段(KA)。
- 如請求項12之方法，其中該心電圖(KG)之Pan-Tompkins曲線圖及/或自適應臨限值用於判定該等R波峰值或其等位置，較佳地其中隨後校正憑藉該Pan-Tompkins曲線圖判定之該等R波峰值之該等位置。
- 如請求項11至13中一項之方法，其中自動地檢驗該心電圖(KG)之有用性，其中若該心電圖(KG)無用，則捨棄該心電圖(KG)及該曲線(K)且記錄新心電圖(KG)及新曲線(K)。
- 如前述請求項中一項之方法，其中自動地及/或重複地檢驗該曲線(K)之有用性，其中若該曲線(K)無用，則捨棄該曲線(K)或個別曲線區段(KA)且記錄新曲線(K)。
- 如前述請求項中一項之方法，其中記錄若干曲線(K)且來自該若干經記錄曲線(K)之不同者之曲線區段(KA)用於評估。
- 一種用於動物(T)、尤其具有爪(2)之動物(T)、尤其較佳地來自貓亞科之動物(T)之醫學檢查、尤其血壓(BP)之判定之方法，較佳地其中該方法係根據上述請求項中之一項而設計， 其中利用感測器器件(4)光學地檢查該動物(T)之動脈血流(BF)，尤其實行光電體積描記法， 其中該感測器器件(4)包括用於發射電磁輻射(R)之相同種類之一或多個發射器(5)及用於偵測由該發射器(5)發射之該輻射(R)之相同種類之若干偵測器(6)，使得該發射器/該等發射器(5)及該等偵測器(6)形成相同種類之若干感測器(7)， 其特徵在於 選擇感測器(7)或感測器(7)之子集。
- 如請求項17之方法，其中該等感測器(7)各具有感測器區(11)，該等感測器(7)之該等感測器區(11)各經定位於不同位置處且一起形成感測區(12)，使得利用各感測器(7)感測該感測區(12)之不同部分區，其中選擇該感測區(12)之特定部分區以供醫學檢查。
- 如請求項17或18之方法，其中檢驗爪(2)是否定位於感測器(7)之感測器區(11)中，其中為了進行此檢驗而分析利用該感測器(7)量測之信號(S)，尤其檢查絕對信號強度是否超過或下降至低於臨限值。
- 如請求項17至19中一項之方法，其中判定該動物(T)之爪(2)相對於該感測器器件(4)及/或該等感測器(7)定位於哪個位置中，較佳地其中選擇由該爪(2)覆蓋之感測器(7)。
- 如請求項20之方法，其中憑藉利用該等感測器(7)實行之搜尋運行或掃描判定該爪(2)之該位置，較佳地其中在該搜尋運行或掃描期間接連地啟動不同發射器(5)及/或感測器(7)。
- 如請求項20或21之方法，其中儲存該爪(2)之該經判定位置且在利用該選定感測器/該等選定感測器(7)記錄包括關於該動脈血流(BF)之資訊之至少一個曲線(K)期間，自動地、連續地及/或規則地檢驗該爪(2)之該位置是否已改變。
- 如請求項22之方法，其中當已判定該爪(2)之該位置已改變時，進行感測器(7)之新或重複位置判定及/或選擇。
- 如請求項17至23中一項之方法，其中利用該等感測器(7)記錄包括關於動脈血流(BF)之資訊之若干曲線(K)，其中選擇該等曲線(K)之至少一者以供評估，較佳地其中憑藉統計分析判定該等經記錄曲線(K)之品質且選擇具有最高品質之曲線(K)以供評估。
- 如前述請求項中一項之方法，其中將經選擇以供評估之曲線(K)劃分成曲線區段(KA)，其中該選定曲線(K)之該等曲線區段(KA)之子集用於評估。
- 如前述請求項中一項之方法，其中相繼地記錄若干曲線(K)且將該等曲線(K)劃分成曲線區段(KA)，其中利用相同感測器(7)相繼地記錄之曲線(K)之曲線區段(KA)用於評估。
- 如前述請求項中一項之方法，其中同時記錄若干曲線(K)且將該等曲線(K)劃分成曲線區段(KA)，其中利用不同感測器(7)同時記錄之曲線(K)之曲線區段(KA)用於評估。
- 如前述請求項中一項之方法，其中憑藉該曲線(K)判定曲線特徵(M)、尤其脈搏傳輸時間(PTT)，且其中憑藉較佳地根據經驗判定之相關函數(F)，自該曲線特徵(M)、尤其該脈搏傳輸時間(PTT)判定該血壓(BP)。
- 如前述請求項中一項之方法，其中將該等曲線(K)各切割成對應於心跳之曲線區段(KA)，其中自若干曲線區段(KA)計算曲線平均值(KM)，較佳地其中同時記錄心電圖(KG)與該等曲線(K)，其中憑藉來自該心電圖(KG)之資訊將該等曲線(K)切割成曲線區段(KA)。
- 如前述請求項中一項之方法，其中判定舒張壓(BP)。
- 一種用於動物(T)、尤其具有爪(2)之動物(T)、尤其較佳地來自貓亞科之動物(T)之醫學檢查、尤其血壓(BP)之判定之檢查裝置(1)， 該檢查裝置(1)具有感測器器件(4)，該感測器器件(4)用於該動物(T)之動脈血流(BF)之光學檢查，尤其用於執行光電體積描記法， 其中該感測器構件(4)具有用於發射電磁輻射(R)之相同種類之一或多個發射器(5)及用於偵測由該發射器/該等發射器(5)發射之該輻射(R)之相同種類之若干偵測器(6)，使得該發射器/該等發射器(5)及該等偵測器(6)形成相同種類之若干感測器(7)， 其特徵在於 該檢查裝置(1)具有控制器件(25)，該控制器件(25)經設計以選擇感測器(7)或該等感測器(7)之子集。
- 如請求項31之檢查裝置，其中該等感測器(7)各具有若干發射器(5)，及/或該等發射器(5)各係若干感測器(7)之部分。
- 如請求項31或32之檢查裝置，其中各感測器(7)具有感測器區(11)，其中該等感測器(7)之該等感測器區(11)各經定位於不同位置處且一起形成感測區(12)，使得各感測器區(11)形成該感測區(12)之不同部分區且可憑藉該控制器件(25)選擇該感測區(12)之不同部分區。
- 如請求項31至33中一項之檢查裝置，其中該檢查裝置(1)及/或控制器或控制器件(25)經設計用於執行如請求項1至21中一項之方法及/或該檢查裝置(1)，該檢查裝置(1)包括適於執行如請求項1至30中一項之方法之步驟之構件。
- 一種用於執行醫學檢查、尤其光電體積描記法之檢查裝置(1)，其具有用於發射電磁輻射(R)之至少一個發射器(5)及用於偵測由該發射器(5)發射之該輻射(R)之至少一個偵測器(6)，較佳地其中該檢查裝置(1)係根據前述請求項中之一項而設計，其中該檢查裝置(1)具有適於執行如請求項1至30中一項之方法之步驟之構件。
- 一種電腦程式，其包括指令，該等指令在該電腦程式之執行時引起如請求項31至35中任一項之檢查裝置(1)執行如請求項1至30中任一項之方法之步驟。
- 一種電腦可讀儲存媒體(26)，其上儲存有如請求項36之電腦程式或其上儲存有指令，該等指令在經執行時引起如請求項31至35中一項之檢查裝置(1)執行如請求項1至30中一項之方法之步驟。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP19203849 | 2019-10-17 | ||
| EP19203849.5 | 2019-10-17 | ||
| EP19203861 | 2019-10-17 | ||
| EP19203861.0 | 2019-10-17 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| TW202128078A true TW202128078A (zh) | 2021-08-01 |
Family
ID=72885579
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| TW109135626A TW202128078A (zh) | 2019-10-17 | 2020-10-15 | 用於動物醫學檢查之方法及檢查裝置 |
Country Status (11)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20210113094A1 (zh) |
| EP (1) | EP4044912A1 (zh) |
| JP (1) | JP2022552987A (zh) |
| KR (1) | KR20220079963A (zh) |
| CN (1) | CN114554945A (zh) |
| AU (1) | AU2020368639A1 (zh) |
| BR (1) | BR112022007382A2 (zh) |
| CA (1) | CA3154680A1 (zh) |
| MX (1) | MX2022004479A (zh) |
| TW (1) | TW202128078A (zh) |
| WO (1) | WO2021074297A1 (zh) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2023209345A1 (en) * | 2022-04-27 | 2023-11-02 | Prevayl Innovations Limited | Electronics module and method |
| CN115153492A (zh) * | 2022-07-20 | 2022-10-11 | 梅拉宠物护理股份有限公司 | 一种具备宠物体形检测功能的模块化智能体脂秤 |
| KR20240015523A (ko) * | 2022-07-27 | 2024-02-05 | 재단법인대구경북과학기술원 | 하이브리드형 신경 전극 |
| JP2024117393A (ja) * | 2023-02-17 | 2024-08-29 | 日本光電工業株式会社 | 生体情報処理装置、生体情報処理方法および生体情報処理プログラム |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6331162B1 (en) * | 1999-02-01 | 2001-12-18 | Gary F. Mitchell | Pulse wave velocity measuring device |
| US20080183232A1 (en) * | 2007-01-30 | 2008-07-31 | Voss Gregory I | Method and system for determining cardiac function |
| WO2012103296A2 (en) * | 2011-01-27 | 2012-08-02 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Systems and methods for monitoring the circulatory system |
| CN106068097B (zh) * | 2014-02-20 | 2020-09-29 | 佛吉亚汽车座椅有限责任公司 | 整合有传感器的车辆座椅 |
| US20160045117A1 (en) * | 2014-08-14 | 2016-02-18 | Nehemiah T. Liu | Peak Detection System and Method for Calculation of Signal-Derived Metrics |
| WO2016141330A1 (en) * | 2015-03-05 | 2016-09-09 | Palo Alto Investors | Homeostatic capacity evaluation |
| US10292658B2 (en) * | 2015-06-23 | 2019-05-21 | Rochester Institute Of Technology | Apparatus, system and method for medical analyses of seated individual |
| JP6593176B2 (ja) * | 2016-01-04 | 2019-10-23 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧補正情報生成装置、血圧測定装置、血圧補正情報生成方法、血圧補正情報生成プログラム |
| WO2017142240A1 (en) * | 2016-02-18 | 2017-08-24 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Method and electronic device for cuff-less blood pressure(bp) measurement |
| CA3082253C (en) * | 2016-11-10 | 2023-10-03 | Auburn University | Method and system for evaluating blood vessel |
| WO2019206818A1 (en) * | 2018-04-23 | 2019-10-31 | Evonik Degussa Gmbh | Methods to estimate the blood pressure and the arterial stiffness based on photoplethysmographic (ppg) signals |
-
2020
- 2020-10-15 EP EP20792406.9A patent/EP4044912A1/en active Pending
- 2020-10-15 CN CN202080071166.6A patent/CN114554945A/zh active Pending
- 2020-10-15 WO PCT/EP2020/079045 patent/WO2021074297A1/en unknown
- 2020-10-15 US US17/070,973 patent/US20210113094A1/en active Pending
- 2020-10-15 BR BR112022007382A patent/BR112022007382A2/pt unknown
- 2020-10-15 AU AU2020368639A patent/AU2020368639A1/en active Pending
- 2020-10-15 MX MX2022004479A patent/MX2022004479A/es unknown
- 2020-10-15 TW TW109135626A patent/TW202128078A/zh unknown
- 2020-10-15 CA CA3154680A patent/CA3154680A1/en active Pending
- 2020-10-15 KR KR1020227015885A patent/KR20220079963A/ko unknown
- 2020-10-15 JP JP2022522868A patent/JP2022552987A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2021074297A1 (en) | 2021-04-22 |
| KR20220079963A (ko) | 2022-06-14 |
| MX2022004479A (es) | 2022-05-06 |
| CN114554945A (zh) | 2022-05-27 |
| EP4044912A1 (en) | 2022-08-24 |
| US20210113094A1 (en) | 2021-04-22 |
| BR112022007382A2 (pt) | 2022-07-05 |
| CA3154680A1 (en) | 2021-04-22 |
| AU2020368639A1 (en) | 2022-05-19 |
| JP2022552987A (ja) | 2022-12-21 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| TW202128078A (zh) | 用於動物醫學檢查之方法及檢查裝置 | |
| US8406865B2 (en) | Bioimpedance system and sensor and technique for using the same | |
| JP5377320B2 (ja) | 医療測定デバイス | |
| US20110112379A1 (en) | Systems and methods for providing sensor arrays for detecting physiological characteristics | |
| US20210113155A1 (en) | Examination apparatus for medical examination of an animal | |
| DE102009011381A1 (de) | Diagnostische Messvorrichtung | |
| US20150126865A1 (en) | Ultrasonic probe and ultrasonic measuring device | |
| JP2006158974A (ja) | 一体型生理学的信号評価装置 | |
| US20220039705A1 (en) | System and method for non-invasive monitoring of hematocrit concentration | |
| US20140316286A1 (en) | System and method for determining respiratory parameters from blood flow signals | |
| KR20190092691A (ko) | 맥파신호를 이용한 스트레스 분석 및 관리 시스템 | |
| WO2020160058A1 (en) | Systems and methods for computationally efficient non-invasive blood quality measurement | |
| US11219376B2 (en) | Identifying anomalous autoregulation state values | |
| US20240225496A9 (en) | System and method for robust pulse oximetry using asymmetric distance-dependent calibration | |
| US20140228654A1 (en) | Diagnostic measurement device | |
| US11771376B2 (en) | Determining changes to autoregulation | |
| WO2018167854A1 (ja) | 解析装置、解析プログラム | |
| JP2023518929A (ja) | 多光路光電容積脈波測定装置を用いて生物学的指標及び血管形状を測定するためのシステム及び方法 | |
| KR20230138599A (ko) | 생체신호 측정장치 및 이를 포함한 생체신호 측정시스템 | |
| Jagelka et al. | Implementation of pulse oximetry measurement to wireless biosignals probe | |
| KR20240117199A (ko) | 생체신호 측정장치 및 이를 포함한 생체신호 측정시스템 |