УСТРОЙСТВО ДЛЯ ОТСЛЕЖИВАНИЯ МЕТАБОЛИЗМА ПОСРЕДСТВОМ MOS ДАТЧИКА И СООТВЕТСТВУЮЩИЙ СПОСОБ
APPARATUS FOR MONITORING THE METABOLISM BY MEANS OF A MOS SENSOR AND CORRESPONDING METHOD

Область техники
Настоящее решение относится к ультра-компактному недорогому устройству для измерения, отслеживания и анализа изменений в выдыхаемом воздухе, ассоциированных с метаболизмом, физической активностью и/или потреблением еды человеком, и соответствующему способу. Предложенное решение предназначено для личной гигиены, отслеживания физической формы и диетического питания пользователя.
Уровень техники
В настоящее время предпринимаются попытки измерения и анализа выдыхаемого воздуха и изменений в составе выдыхаемого воздуха, которые могут быть связаны с метаболизмом, с физической активностью или рационом питания пользователя.
Одним из известных способов оценки параметров метаболизма является непрямая (косвенная) калориметрия, при которой измеряется соотношение между концентрацией кислорода, потребленного человеком, и концентрацией углекислого газа, произведенного в процессе метаболизма. Однако, для непрямой калориметрии, как правило, используются громоздкие и дорогостоящие устройства.
2
2
2
Например, известно устройство, описанное в документе US 2009227887 (2009). Данное устройство представляет собой переносной преобразователь-анализатор метаболизма, содержащий корпус, в котором содержится множество аналоговых датчиков, аналого-цифровой конвертер, микроконтроллер и источник питания, оперативно подключенный к нему, при этом микроконтроллер запрограммирован для вычисления минутной вентиляции, поглощения кислорода (O) и производства углекислого газа (CO) субъектом. Данное устройство имеет достаточно большие размеры, потребляет много энергии и ввиду этого не подходит для использования в портативных устройствах. В устройстве используется NDIR датчик (недиспергирующая инфракрасная спектроскопия) в качестве датчика CO. NDIR датчик - это оптический датчик, представляющий собой одну или несколько оптопар, при этом элементы NDIR датчика разнесены друг от друга, что является недостатком в связи с чувствительностью данного датчика к их расположению, поскольку NDIR датчик является, по существу, многопроходной кюветой, и любые деформации, которые неизбежны при эксплуатации данного датчика, приводят к снижению производительности устройства. Кроме того, устройства на основе NDIR датчиков ограничены в размерах, поскольку уменьшить их размеры невозможно ввиду размеров самого NDIR датчика.
Также известно устройство, описанное в US10078074 (2018). Данное устройство представляет собой колориметрический датчик газа, являющийся оптическим датчиком. Устройство имеет источник и приемник, которые расположены по разные стороны трубки, по которой проходит анализируемый воздух. При этом на одну из сторон трубки нанесено химическое покрытие, изменяющее свой цвет при контакте с анализируемым газом. Недостатком этого решения является то, что химическое покрытие неустойчиво, деградирует со временем, загрязняется и качество работы данного устройства может ухудшаться.
Еще одно решение описано в WO 200789328 (2007). Данное решение обеспечивает систему и способ для мониторинга концентрации эндогенного соединения в крови посредством обнаружения маркеров, таких как запахи, при выдохе пациента, при этом маркеры представляют собой само эндогенное соединение или являются продуктом этого эндогенного соединения. Данная система имеет большой размер и является неудобной для применения в мобильных устройствах для рынка массового потребления.
В еще одном устройстве, описанном в документе US7108659 (2006) используется флуоресцентный датчик кислорода. Однако, флуоресцентные датчики нестабильны, подвержены влиянию температуры, влажности и т.д.
В настоящее время имеется необходимость обеспечить недорогие и энергоэффективные устройства для отслеживания метаболизма пользователя, обеспечивающие помощь в планировании физической нагрузки и рациона питания для балансирования и оптимизации потребляемой энергии и расхода этой энергии в процессе жизнедеятельности пользователя.
Из уровня техники известно определение концентрации газов при помощи оксидных полупроводниковых датчиков, которое сводится к измерению изменения электрического сопротивления поликристаллического элемента сенсорного устройства, произошедшего в результате его взаимодействия с определяемым газом.
Для решения описанной выше проблемы предлагается настоящее изобретение, которое предназначено для оценки индивидуальных параметров метаболизма пользователя посредством метало-оксидного полупроводникового (MOS) датчика.
Сущность изобретения
Основные и дополнительные аспекты будут изложены частично в последующем описании, а частично будут очевидны из описания или могут быть изучены при помощи применения представленных примерных вариантов осуществления.
В соответствии с одним аспектом примерного варианта осуществления, обеспечена система отслеживания метаболизма, содержащая: метало-оксидный полупроводниковый (MOS) датчик для отслеживания отношения концентрации углекислого газа к концентрации кислорода в выдыхаемом воздухе; и блок обработки, выполненный с возможностью обработки считанного сигнала MOS датчика. Блок обработки может быть заключен в единый корпус совместно с MOS-датчиком, а может быть реализован во внешнем по отношению к MOS-датчику устройстве.
При этом блок обработки выполнен с возможностью выделения из сигнала по меньшей мере одного признака, затем, при помощи алгоритма или на основании калибровочной кривой, сопоставления упомянутого признака с определенным значением RER, или отношением объема произведенного углекислого газа к объему потребленного кислорода.
В соответствии с аспектом другого примерного варианта осуществления обеспечен способ отслеживания метаболизма, содержащий этапы, на которых помещают MOS датчик в поток выдыхаемого воздуха; считывают сигнал MOS датчика; определяют коэффициент дыхательного газообмена (RER); и выдают результат отслеживания метаболизма пользователя на основе определенного RER.
Полученные значения RER или временная динамика изменения RER в процессе физической нагрузки или после приема определенного типа пищи, например, содержащей преимущественно жиры или углеводы, затем используются для вычисления дополнительных параметров метаболизма блоком обработки (аппаратным, программным или программно-аппаратным и т.п.), входящим в состав предложенного устройства.
В соответствии с аспектом другого примерного варианта осуществления способ содержит отслеживание метаболизма при использовании нескольких MOS датчиков.
В соответствии с аспектом другого примерного варианта осуществления способ содержит отслеживание метаболизма с использованием дополнительных датчика давления и/или датчика потока.
В соответствии с аспектом другого примерного варианта осуществления способ содержит отслеживание метаболизма с использованием дополнительных параметров, например, расхода энергии в покое, скорости сжигания жиров, скорости сжигания углеводов для вычисления параметра RER метаболизма.
В соответствии с аспектом другого примерного варианта осуществления способ содержит отслеживание метаболизма с использованием преконцентратора для предварительного накопления выдыхаемого воздуха.
В соответствии с аспектом другого примерного варианта осуществления способ содержит отслеживание метаболизма с использованием методов машинного обучения.
В соответствии с аспектом другого примерного варианта осуществления способ содержит отслеживание метаболизма с использованием предварительно введенных пользователем данных, используя интеллектуальное устройство.
Краткое описание чертежей
Эти и другие аспекты станут более очевидными и более понятными из нижеследующего описания примерных вариантов осуществления, в сочетании с прилагаемыми чертежами, на которых:
Фиг. 1 иллюстрирует типы кривых, отображающих скорость сжигания (окисления) жиров в зависимости от типа метаболизма пользователя.
Фиг. 2. иллюстрирует принцип работы MOS датчика.
2
2
Фиг. 3 иллюстрирует идеальную реакцию MOS датчика на изменение концентраций CO и O в одном выдохе.
Фиг. 4. иллюстрирует искаженный реальный сигнал MOS датчика, состоящий из нескольких перекрывающихся импульсов, каждый из которых соответствует отдельному выдоху при свободном непрерывном дыхании.
Фиг. 5. иллюстрирует временную зависимость параметра RER, вычисленного для каждого импульса из импульсов, полученных в результате разбиения сигнала MOS датчика.
Фиг. 6. иллюстрирует зависимость скорости сжигания жиров от интенсивности физических упражнений.
Подробное описание изобретения
Примерные варианты осуществления будут более подробно описаны ниже со ссылкой на прилагаемые чертежи. Одинаковые ссылочные номера на чертежах обозначают одинаковые компоненты или элементы, которые выполняют одинаковые функции.
Следует понимать, что термины «первый», «второй», и т.д., могут быть использованы в настоящем документе, чтобы описать различные элементы, эти элементы не должны быть ограничены этими терминами. Эти термины используются только для того, чтобы отличить один элемент из другого. К примеру, первый элемент может быть назван вторым элементом, и, таким же образом, второй элемент может быть назван первым элементом, не ограничивая объем примерных вариантов осуществления. В целях настоящего документа, термин "и/или", включает в себя любые и все сочетания одного или нескольких соответствующих перечисленных элементов.
Терминология, используемая здесь, предназначена только для описания примерных вариантов осуществления и не предназначена для ограничения примерных вариантов осуществления. Кроме того, следует понимать, что термины "содержит", "содержащий", "включает в себя" и/или "включающий в себя", при использовании в целях настоящего документа, оговаривают наличие указанных признаков, чисел, этапов, действий, элементов, компонентов, и/или их групп, но не исключают наличие или добавление одного или нескольких других признаков, чисел, этапов, действий, элементов, компонентов, и/или их групп.
В целях настоящего документа термин "и/или" включает в себя любые и все сочетания одного или нескольких соответствующих перечисленных элементов. Такие выражения, как "по меньшей мере, одно из", когда они предшествуют списку элементов, изменяют весь список элементов и не изменяют отдельные элементы списка.
В примерном варианте осуществления настоящего изобретения "модуль" или "блок" выполняют по меньшей мере одну функцию или действие, и могут быть реализованы в аппаратном обеспечении, программном обеспечении, или сочетании аппаратного и программного обеспечений. Кроме того, множество "модулей" или множество "блоков" может быть интегрировано, по меньшей мере, в один модуль, за исключением "модуля" или "блока", который должен быть реализован специальным аппаратным обеспечением, и может быть реализован по меньшей мере одним процессором.
Описание предложенного изобретения представлено ниже со ссылкой на прилагаемые чертежи.
Планирование физической нагрузки и рациона питания пользователя сводится к обеспечению балансирования и оптимизации потребляемой энергии и расхода этой энергии в процессе жизнедеятельности пользователя. Этот баланс зависит от ряда факторов, а именно от питания, активности и от такого параметра, как индивидуальный метаболизм каждого пользователя.
2
2
Один вариант осуществления предложенного изобретения основан на использовании метало-оксидного полупроводникового датчика (MOS), который позволяет выполнять функцию непрямой калориметрии. Предложенное решение основано на том факте, что сигнал MOS датчика пропорционален соотношению между окисляющими и восстанавливающими газами, находящимися в непосредственной близости от этого MOS датчика, и при помещении MOS датчика в некоторые условия в поток выдыхаемого воздуха, в котором присутствуют углекислый газ и кислород, концентрация которых превалирует над всеми остальными газами, выходной сигнал MOS датчика, находящегося в выдыхаемом воздухе, по существу, пропорционален соотношению концентрации кислорода O и углекислого газа CO.
В данном изобретении рассматривается следующий подход.
2
2
В типичном составе выдыхаемого воздуха наибольшую концентрацию имеет кислород и углекислый газ. Два других газа в составе выдыхаемого воздуха, а именно азот и водород, имеют, по существу, несущую функцию, и их концентрация существенно не меняется в процессе метаболизма, поэтому их концентрацию можно принять за постоянную величину (константу). Это позволяет сделать предположение, на котором основано предложенное решение, а именно, в настоящем изобретении считается, что все изменения в выдыхаемом воздухе, которые воспринимаются с помощью MOS датчика, связаны в первую очередь с изменением концентрации CO и O.
Кроме того, ввиду малых размеров MOS датчиков, изготовленных по MEMS технологии, размеры которых типично не превышают 2 мм х 2 мм х 1 мм, существенно упрощается их монтаж в какое-либо портативное устройство, например, маску, телефон, часы. При этом предложенное устройство в типичной реализации содержит только MOS датчик и блок обработки, который выдает на выходе исходный сигнал MOS датчика, или выделенные из сигнала MOS датчика признаки, или сразу искомые параметры метаболизма.
В дополнительном варианте осуществления изобретение реализуется в виде системы, в которой MOS датчик передает свой выходной сигнал на конечное устройство, имеющее блок обработки и являющееся внешним по отношению к MOS датчику, например, мобильный телефон, который в соответствующем блоке выполняет обработку исходного сигнала MOS датчика. При этом между MOS датчиком и внешним устройством осуществляют беспроводную и/или проводную связь.
Примеры использования непрямой калориметрии
В упрощенном виде метаболический процесс может быть описан формулой
Очевидно, что метаболический процесс может быть проанализирован посредством прямого измерения тепла, выделяющегося в процессе окисления еды (прямая калориметрия), этот способ широко используется, однако, является ресурсозатратным. Второй способ - это способ непрямой калориметрии, который измеряет соотношение между кислородом, который потрачен на окисление пищи, и углекислым газом, который выделился в результате этого окисления. Для этой цели используется предложенное решение на основе MOS датчика, которое позволяет выполнять функцию непрямой калориметрии.
Одним из основных индикаторов метаболизма является коэффициент дыхательного газообмена (Respiratory Exchange Ratio) (RER), который описывается следующим соотношением.
, (1)
)
где величины  и  - это объемы, соответственно, произведенного в процессе метаболизма углекислого газа и потребленного кислорода. Эти объемы связаны в свою очередь с концентрациями соответствующих газов и общими объемами выдыхаемого и вдыхаемого воздуха следующим образом:
, (2)
где  и  - это объемы выдыхаемого и вдыхаемого воздуха соответственно,  и  - концентрации углекислого газа в выдыхаемом и вдыхаемом воздухе соответственно,  и  - концентрации кислорода в выдыхаемом и вдыхаемом воздухе соответственно. В то же время преобразование Халдейна позволяет связать между собой общие объемы выдыхаемого и вдыхаемого воздуха  и  через соответствующие концентрации углекислого газа и кислорода , ,  и  следующим образом:
, (3)
Полагая, что суммарная концентрация углекислого газа и кислорода остается постоянной, , уравнения (2) и (3) позволяют выразить коэффициент дыхательного газообмена RER в терминах концентраций:
(4)
Поскольку концентрация углекислого газа в выдыхаемом воздухе намного выше концентрации углекислого газа во вдыхаемом воздухе, << , а концентрация кислорода во вдыхаемом воздухе меняется незначительно, уравнение (4) можно редуцировать:
, (5)
где  - некоторая константа, пропорциональная концентрации кислорода в окружающем воздухе. Таким образом, уравнение (5) позволяет оценить коэффициент дыхательного газообмена RER как отношение концентраций углекислого газа и кислорода в выдыхаемом воздухе без необходимости непосредственно измерять объемы выдыхаемого углекислого газа и вдыхаемого кислорода.
В зависимости от того, сжигает ли человек жиры или углеводы в процессе жизнедеятельности, энергия выделяется по-разному, в результате чего получаются разные продукты реакции (Jeukendrup A. E., Wallis G. A. Int J Sports Med 2005, 26, S28-S37):
2
2
2
2
Таким образом, при преимущественном сжигании углеводов соотношение объема углекислого газа, произведенного в процессе жизнедеятельности, к объему потребленного кислорода близко к 1, а при преимущественном сжигании жиров это соотношение близко к 0.7. Значения 1 и 0.7 - это теоретические пределы, которые выводятся из самих уравнений реакции: 6СО/6О=1; 16СО/23О=0.7.
Реально измеренные значения стремятся к этим пределам, но могут быть не равны им. Могут также иметь место значения ниже 0.7 или больше 1, что может говорить о каких-либо нестандартных состояниях, или патологиях, которые уже не описываются приведенными уравнениями. Подробнее ситуации, при которых RER может выходить за указанные пределы, рассмотрены, например, в Schutz Y., Ravussin E. The American Journal of Clinical Nutrition 1980, 33(6), 1317-1319; Jeukendrup A. E., Wallis G. A. Int J Sports Med 2005, 26, S28-S37; или Triathlon Science, Joe Friel.
Соответственно, если измерять параметр RER, можно сделать вывод о том, что именно является основным источником энергии для пользователя - углеводы или жиры. Полученные значения RER используются для выработки рекомендаций по планированию и дозированию физической нагрузки и питания пользователю. Выдача рекомендаций пользователю может производиться, например, в цифровом либо текстовом виде.
Другой важный параметр, характеризующий метаболизм пользователя, - скорость сжигания жиров (Fat oxidation rate или просто ). Цель любых занятий фитнесом - сжигание жиров. Соответственно, необходимо подбирать физическую нагрузку таким образом, чтобы процесс сжигания жиров был эффективен, чтобы максимально стимулировать сжигание жиров в процессе выполнения физических упражнений. Параметр  (окисление жиров) показывает скорость сжигания (окисления) жиров. Этот параметр можно приблизительно вывести в зависимости от интенсивности нагрузки в виде:
(6)
CO2
O2
где V и V - объем выработанного (произведенного) углекислого газа и объем потребленного кислорода, соответственно (Jeukendrup A. E., Wallis G. A. Int J Sports Med 2005, 26, S28-S37).
При этом формула (6) является лишь одним из примеров вычисления параметра Fat oxidation.
На Фиг. 1 показано шесть типов кривых, отражающих сжигание (окисление) жиров в зависимости от типа метаболизма. По осям абсцисс на этих графиках отображена интенсивность нагрузки, которая оценивается по частоте сердцебиений, по осям ординат - скорость сжигания жиров. В процессе физических упражнений целесообразно достичь состояния расхода энергии, которое характеризуется максимально интенсивным сжиганием жиров и которое соответствует точке с максимальным значением, показанной на каждом из графиков. Для разных людей и при разных уровнях нагрузки это состояние будет различным. При этом, если нагрузка ниже некоторого уровня, человек не сжигает жиры в достаточной степени для поддержания своей физической формы, и, аналогично, если нагрузка слишком велика, то сжигание жиров не увеличивается, а уменьшается. Тот факт, что при неразумном увеличении нагрузки сжигание жиров уменьшается, в то время как сжигание углеводов увеличивается, является общеизвестным в фитнесе. При высокой интенсивности физических упражнений скорость окисления жирных кислот в плазме крови уменьшается, так как кровяного потока становится недостаточно для переноса жирных кислот от жировой ткани в системную циркуляцию. Углеводы обладают вдвое большей скоростью передачи энергии по сравнению с жирными кислотами, поэтому при интенсивных нагрузках их окисление в большей степени замещает процесс окисления жиров. (Lorber B., Fischer F., Bailly M., Roy H., Kern D. Biochemistry and molecular biology education, 2012, 40(6), 372-382; Hodgetts V., Coppack S. W., Frayn K.N., Hockaday T.D., J Appl Physiol, 1991, 71(2), 445-51). Поэтому характер зависимости скорости сжигания жиров от физической нагрузки необходимо учитывать для дозирования нагрузки в фитнесе.
Для измерения перечисленных выше параметров необходимо соответствующее клиническое устройство. В настоящее время помимо больших установок, требующих участия медицинского персонала, существуют попытки предложить устройство, подходящее для потребительского рынка, но такие устройства, как правило, используют определенного типа газовые датчики для измерения концентраций (или объемных долей) кислорода и углекислого газа в выдыхаемом воздухе и последующего расчета коэффициента дыхательного газообмена RER на базе уравнения (5). Например, для измерения концентрации углекислого газа могут использоваться датчики на основе недиспергирующей инфракрасной спектроскопии (NDIR) или датчики на основе фотоакустической спектроскопии (PA). Оба типа датчиков используют источники излучения достаточно большой интенсивности, что может приводить к большому потреблению энергии и нагреву устройства. Электрохимический датчик, который можно использовать для измерения концентрации кислорода, деградирует со временем (типичный срок жизни электрохимического датчика не превышает 1-1.5 года), и имеет высокую стоимость. Все перечисленные типы датчиков ограничены в размерах, их нельзя сделать меньше ввиду их конструктивных особенностей. Кроме того, использование селективных датчиков, предназначенных для измерения концентрации конкретного газа, подразумевает, что для измерения RER потребуются два отдельных газовых датчика: один для измерения концентрации углекислого газа и один для измерения кислорода.
Для решения вышеупомянутой проблемы предложено изобретение, основанное на использовании MOS датчика.
Предлагаемый MOS датчик содержит полупроводниковый слой с интегрированными в него электродами, изолированный от нагревателя некоторой подложкой, и сам нагреватель (см. Фиг. 2). В условно чистом воздухе без каких-либо примесей или газов молекулы кислорода связываются с свободными носителями (электронами) на поверхности и внутри полупроводникового слоя, при этом сопротивление полупроводникового слоя возрастает, и сила тока через полупроводниковый слой снижается. Когда в воздухе появляются молекулы другого газа, который способен связываться с кислородом, то есть молекулы восстанавливающего газа, который сам окисляется, его молекулы связываются с кислородом, свободные носители (электроны) освобождаются, появляются носители зарядов в полупроводниковом слое, его сопротивление падает, и сила тока через полупроводник увеличивается. Таким образом, количество зарядов, сопротивление и величина тока, который течет через полупроводниковый слой, связаны напрямую с соотношением между концентрациями восстанавливающих и окисляющих газов.
Типичные размеры MOS датчика, изготовленного по MEMS технологии, составляют примерно 2 мм × 2 мм ×1 мм, что упрощает его монтаж в какое-либо портативное устройство, например, в маску, любое мобильное устройство, например, телефон, часы. То есть он может быть встроен в практически любое устройство даже малых размеров.
Принцип работы предложенного устройства
Принцип работы MOS датчика можно описать двумя уравнениями (7) и (8) ниже, см. также Фиг. 2.
, (7)
, (8)
-
где α, β - стехиометрические коэффициенты уравнения химической реакции на активной поверхности MOS датчика. Индекс (ad) помечает адсорбированный на поверхности элемент. е - свободный электрон в полупроводниковом материале датчика.
2
В чистом воздухе электроны в полупроводниковом слое связаны с кислородом (уравнение (7)), следовательно, отсутствуют свободные носители заряда, поэтому в полупроводниковом слое отсутствует ток, а сопротивление полупроводникового слоя является высоким. В присутствии восстановительных газов (уравнение (8)) кислород связан с его молекулами, и электроны могут свободно перемещаться, следовательно, сопротивление полупроводникового слоя падает, и через него начинает течь ток. В общем случае сопротивление MOS-датчика пропорционально балансу между восстановительными газами и кислородом. При этом в выдыхаемом воздухе концентрация CO преобладает над таковой всех других восстановительных газов.
Фактически в предложенном решении измеряется сопротивление полупроводникового слоя, при этом аналитически можно записать сигнал MOS датчика, то есть значение сопротивления, при помощи двух уравнений (9) и (10):
(9)
(10), где
baseline
2
i
R - исходное сопротивление полупроводникового слоя датчика при нулевой концентрации CO. k - коэффициент адсорбции i-й компоненты газовой смеси, изменение концентрации  которой имеет значимое влияние на сопротивление датчика. RH, T - соответственно относительная влажность и температура анализируемой газовой смеси. a, b, c - коэффициенты аппроксимации реальной зависимости сопротивления полупроводникового слоя датчика от влажности и температуры газовой смеси (N. Yamazoe et al. Sensors and Actuators B: Chemical, 163(1), 2012; R. Huerta et al. Chemometrics and Intelligent Laboratory Systems, 157(15), 2016).
2
2
2
2
2
На фиг. 2 проиллюстрирован график зависимости сопротивления полупроводникового слоя от баланса между CO и O. На левой половине графика Фиг. 2 показано, что, когда электроны захватываются молекулами O, сопротивление R датчика высокое, а когда молекулы CO реагируют с молекулами O(на правой стороне графика Фиг.2), электроны высвобождаются, и сопротивление R датчика падает.
2
Данный процесс зависит от концентрации не только CO, любой газ, способный связываться с кислородом и восстанавливать полупроводниковый слой, будет приводить к изменению сопротивления полупроводника. Вышеупомянутый принцип действия является общим для всех полупроводниковых датчиков.
В соответствии с предложенным решением, MOS датчик устанавливается в какое-либо местоположение в непосредственной близости от потока (среды) выдыхаемого воздуха. Предложенное решение основано на нескольких ключевых особенностях.
2
2
2
2
2
2
Одной особенностью предложенного решения является учет того факта, что вычисленное значение RER согласно уравнению (5) пропорционально соотношению концентраций CO и O. В то же время и сигнал MOS датчика также пропорционален соотношению концентраций CO и O. Следовательно, сигнал MOS датчика позволяет напрямую получать значение RER без необходимости измерения объемов CO в выдыхаемом воздухе и O во вдыхаемом воздухе по-отдельности, как это требует определение коэффициента дыхательного газообмена согласно уравнению (1). То есть выходной сигнал MOS датчика сразу позволяет получить значение RER.
Следовательно, значение RER можно определить с использованием одного сигнала от одного датчика, и нет необходимости в использовании двух датчиков и измерении отдельно концентрации двух газов.
Уравнения (9) и (10), аналитически описывающие сопротивление MOS датчика, могут быть объединены в одно уравнение (11):
(11), где
baseline
2
R - исходное сопротивление полупроводникового слоя датчика при нулевой концентрации CO; RH, T - соответственно относительная влажность и температура анализируемой газовой смеси; a, c - коэффициенты аппроксимации реальной зависимости сопротивления полупроводникового слоя датчика от влажности и температуры газовой смеси;  и  - коэффициенты аппроксимации, пропорциональные коэффициентам адсорбции  в уравнении (3). Вследствие перехода от суммирования по нескольким газам к одному окисляющему () и одному восстанавливающему газу (), в уравнении (5) участвуют соответственно концентрации только этих газов,  и , выраженные в любых принятых единицах измерения концентрации, например parts per million, parts per billion, parts per trillion и т.д. (ppm, ppb, ppt).
2
2
2
2
2
2
2
2
Поскольку сопротивление датчика пропорционально соотношению восстанавливающих и окисляющих газов, и концентрация CO и Oявляется наибольшей из всех присутствующих восстанавливающих и окисляющих газов в потоке выдыхаемого воздуха, то в производимых измерениях из всех газов в данном уравнении учитываются только CO и O, поскольку измеренное сопротивление 𝑅 датчика пропорционально соотношению CO/O, и параметр RER пропорционален отношению концентраций CO/O. Следовательно, сопротивление R для MOS датчика пропорционально параметру RER. В общем случае для определения RER по измеренному сигналу MOS датчика можно использовать калибровочную кривую, уравнение, описывающее эту кривую, или модель машинного обучения с соответствующими коэффициентами, ставящие в соответствие признаки, выделенные из сигнала MOS датчика, конкретным значениям RER. В простейшем случае в качестве признака выступает измеренное сопротивление R MOS датчика.
В общем случае, когда сигнал MOS датчика представляет собой последовательность импульсов, как показано на Фиг. 4, признаки могут включать в себя как сопротивление R MOS датчика, измеренное в определенных точках импульса (например, максимум или минимум импульса), так и производные величины, например, скорость нарастания или затухания фронтов импульса. Коэффициенты уравнения или модели машинного обучения имеют размерность, необходимую для перевода соответствующего признака в безразмерную величину RER. Операция по переводу признаков, выделенных из сигнала MOS датчика, в значение RER может выполняться как блоком обработки, входящим в состав предлагаемого решения, так и внешним устройством при условии, что устройство имеет доступ к выходным данным MOS датчика (сопротивление).
2
2
2
2
2
2
Согласно известным из уровня техники решениям, получали два разных значения RER с использованием двух разных датчиков, где один датчик использовался для измерения концентрации CO и второй датчик использовался для измерения концентрации O, с последующим нахождением соотношения упомянутых концентраций. В данном изобретении с помощью только одного MOS датчика можно сразу получать соотношение CO/O для по меньшей мере двух случаев с различным соотношением CO и Oпри изменении концентрации этих газов в выдыхаемом воздухе. Таким образом, при изменении концентрации кислорода или углекислого газа при выдохе не требуется отдельный датчик для измерения концентрации каждого из них по-отдельности.
При получении RER возможно отслеживать его изменение с течением времени. Параметр RER зависит от многих условий, например, RER меняется в течении суток при приеме пищи. При приеме пищи организм пользователя начинает сжигать углеводы, прекращая сжигать жиры, что ведет к изменению параметра RER. То, насколько хорошо организм адаптируется к изменениям в рационе питания и/или физической активности, отслеживается с помощью параметра «метаболическая гибкость» (metabolic flexibility). С помощью параметра «метаболическая гибкость» можно оценить способность организма адаптировать окисление жиров или углеводов к наличию в организме. Кроме того, время переваривания пищи зависит от метаболической гибкости. Три типичных значения метаболической гибкости включают в себя высокую гибкость, нормальную гибкость и негибкость метаболизма пользователя в зависимости от изменения рациона питания. Чем лучше метаболическая гибкость, тем эффективнее и быстрее организм переключается между сжиганием жиров и сжиганием углеводов. Таким образом, измеряя параметр RER в течение некоторого времени после приема пищи, можно определить, что организм перешел от сжигания жиров к сжиганию углеводов. Степень метаболической гибкости можно определить по тому, на сколько (амплитуда) и за какое время (скорость) изменился параметр RER после некоторого воздействия на пищеварительную систему. Одна из основных проблем при измерении гибкости метаболизма является именно стандартизация этого воздействия, будь то внутривенное введение питательных веществ или стандартизованное питание с определенным соотношение белков, жиров и углеводов. При отсутствии установленных стандартов и протоколов, примеры возможных подходов можно найти в литературе, например (D.H. McDougal et al, Obesity, 2020, 28(11); J.E. Galgani et al, Am J Physiol Endocrinol Metab, 2008, 295).
Дополнительно, настоящее изобретение может использоваться, например, для определения анаэробного порога пользователя с помощью параметра RER. Анаэробный порог - это скорость метаболизма, при которой выработка лактата в активной мускулатуре превышает скорость системного клиренса лактата. Системный клиренс - это удаление лактата из крови путем его переработки в печени и почках. Определение анаэробного порога может использоваться для определения того, сжигает человек жиры или углеводы. Например, RER измеряют в процессе выполнения человеком физических упражнений при контролируемой физической нагрузке. Если значение RER начинает превышать 1, анаэробный порог достигнут. Соответственно, интенсивность и продолжительность нагрузки, при которой этот порог достигается, будет разной для людей с различной комплекцией. То есть для людей с разной комплекцией анаэробный порог разный и его превышение для пользователя с полным телосложением является желательным в процессе тренировок для похудения, тогда как превышение анаэробного порога для худощавого пользователя в данной ситуации является нежелательным, поскольку он начинает сжигать углеводы, а не жиры. Таким образом определение анаэробного порога необходимо для специалистов в фитнесе и при спортивных тренировках. Можно констатировать, что анаэробный порог - это объективное измерение, которое не зависит от комплекции человека, однако то, как интерпретировать это измерение, зависит от комплекции человека.
2
2
В идеальном случае используемая в настоящем изобретении кривая отношения концентраций CO и Oв выдыхаемом воздухе представляет собой импульс, показанный на Фиг. 3, где сигнал датчика представлен в относительных нормированных единицах, но может иметь, в зависимости от конкретного способа включения MOS датчика в электрическую цепь, размерность сопротивления, напряжения, или тока, протекающего через полупроводниковый слой. Импульс имеет передний фронт, так называемый dead space, возрастающий экспоненциально, пока пользователь выдыхает воздух из верхних дыхательных путей (переходный процесс), и доходящий до некоторого состояния насыщения, при котором выдыхается воздух преимущественно из нижних дыхательных путей, так называемый end tidal. Этот участок кривой соответствует некоторому установившемуся состоянию, при котором сопротивление датчика (максимальное значение или амплитуда импульса) с достаточно хорошим приближением дает искомое соотношение концентраций углекислого газа и кислорода в выдыхаемом воздухе пропорциональное RER. Когда выдох прекращается, концентрация газов снижается, и тогда MOS датчик сбрасывает свое состояние, что описывается следующим переходным процессом с затухающим экспоненциально задним фронтом импульса кривой отношения концентраций. Форма этого импульса может быть описана аналитически при помощи различных уравнений, например, при помощи уравнения (12)
(12)
В уравнении (12) представлены параметры, определяющие форму импульса: амплитуда , время задержки переднего фронта , время задержки заднего фронта  , скорость возрастания  , скорость затухания .
Иными словами, сигнал датчика или его сопротивление всегда пропорциональны соотношению концентраций углекислого газа и кислорода в окружении этого датчика, но параметр RER корректно измеряется только при достижении кривой уровня насыщения, показанного на фиг. 3 как «end tidal». Однако, идеальный случай не работает на практике ввиду того, что MOS-датчик имеет некоторую инерцию, то есть его реакция запаздывает, и кривая отношения может не успеть достигнуть уровня насыщения.
Поскольку в реальной жизни дыхание является нестабильным, поверхностным, то каждый вдох-выдох пользователя описывается неидеальной кривой в форме одиночного импульса, а процесс дыхания в действительности характеризуется последовательностью искаженных сигналов, состоящей из перекрывающихся импульсов, каждый из которых соответствует отдельному выдоху при свободном, непрерывном дыхании. Такая последовательность показана на фиг. 4.
I
2
2
Со ссылкой на Фиг. 3 для получения корректного значения RER из искаженного сигнала датчика, необходимо восстановить форму отдельного импульса и определить, какой максимальной амплитуды (величины сопротивления) относительно установившегося состояния после выдоха или до выдоха мог достигнуть сигнал датчика на участке насыщения. Для этого выполняется восстановление переднего фронта, показанного нарастающей пунктирной линией, заднего фронта, показанного спадающей пунктирной линией, по этим линиям восстанавливается корректно (более точно) измеренная амплитуда I. Подход, заключающийся в восстановлении переднего и заднего фронтов импульса и нахождении расстояния между базовым уровнем, показанным спадающей пунктирной линией, и уровнем насыщения, показанным нарастающей пунктирной линией, дает корректно измеренную амплитуду. При этом амплитуда  пропорциональна соотношению CO и O для конкретного импульса из последовательности импульсов. Точный коэффициент пропорциональности может быть определен на этапе калибровки датчика путем сравнения амплитуды I и значения RER, измеренного эталонным устройством. Для каждого из последующих импульсов данная операция коррекции амплитуды повторяется.
I
I
2
2
Таким образом, при вычислении скорости возрастания и скорости затухания и подстановки вычисленных результатов в уравнение (12) можно определить амплитуду  сигнала, при этом амплитуда  пропорциональна соотношению CO и Oи,следовательно, коэффициенту дыхательного газообмена RER.
Данные операции могут выполняться как блоком обработки предложенного устройства, так и программным обеспечением конечного устройства, например, мобильного телефона.
I
2
2
На следующем этапе полученная последовательность импульсов, показанная на Фиг. 4, может быть обработана двумя подходами. Первый подход состоит в нарезке сигнала MOS датчика на отдельные импульсы, при этом для каждого из импульсов выполняется вышеупомянутая процедура, описанная посредством уравнения (12), и вычисляется амплитуда . Для каждого из импульсов можно вычислить значение RER и соответственно построить временную зависимость вычисленных RER от времени, как показано на Фиг. 5, где по оси абсцисс указано время, а по оси ординат - значение RER. Каждая точка на кривой обозначает один импульс, который был обработан и для которого вычислен параметр RER. То есть, сигнал MOS датчика пропорционален отношению концентраций окисляющих и восстанавливающих газов (в нашем случае исключительно СО и О), и при этом от концентрации зависит как скорость нарастания сигнала (фронты), так и максимальное значение, которое может принять сигнал, (то есть амплитуду). Калибровка или алгоритм машинного обучения показывает, что некоторое сочетание фронтов и амплитуды соответствует некоторому RER.
В другой реализации исходный сигнал, принятый от MOS датчика, нарезается в блоке обработки или на конечном устройстве на импульсы, и вычисляется усредненный импульс за некоторый промежуток времени, затем для этого усредненного импульса выполняется процедура определения амплитуды, фронтов и т.д. и вычисляется средний RER за упомянутый некоторый промежуток времени, например, день, неделю и т.д.
e
a
*
RH
+
c
*
T
Следует обратить внимание, что сопротивление MOS датчика, описанное уравнением (5), имеет экспоненциальную часть , обозначенную T/RH (см уравнение ниже), которая ранее рассматривалась как некоторая константа, и все измерения выполнялись с точностью до этой константы.
(13)
baseline,
Поэтому в еще одном варианте осуществления предложенное изобретение на основе MOS датчика позволяет учесть этот множитель, поскольку предложенное устройство имеет нагревательный элемент, который может работать при разных температурах, что влияет на значение коэффициентов в уравнении (11), например, базовое сопротивление Rкалибровочныекоэффициенты A, B. Соответственно, при разной температуре (Th1 и Th2) нагревательного элемента значения сопротивления R будут отличаться, и от MOS датчика будут получены разные сигналы.
В результате измерения разных сигналов MOS датчика при разных температурах нагревательного элемента получается система (14) из двух уравнений, каждое для одного из по меньшей мере двух значений температуры Th нагревательного элемента.
(14),
где R’, R” - значения сопротивления MOS датчика
С помощью системы (14) вычисляется параметр RER и экспоненциальный множитель из уравнения (11), который позволяет учесть влияние температуры и относительной влажности анализируемого воздушного потока, используя либо блок обработки, который входит в состав датчика, либо внешнее устройство, например, мобильный телефон.
В выдыхаемом воздухе относительная влажность может достигать примерно 100%, что является проблемой для большинства известных датчиков из-за возможной конденсации влаги и повреждения датчика, или насыщения датчика и выхода сигнала датчика за пределы динамического диапазона. Для устранения этой проблемы необходимы дополнительные устройства, чтобы удалить влагу из воздуха. Однако, для настоящего решения эта проблема отсутствует, во-первых, в силу принципа действия MOS датчика, в котором используется нагревательный элемент, поэтому при достаточно высокой температуре конденсация влаги не происходит. Во-вторых, несмотря на высокую относительную влажность воздуха выдоха и, соответственно, влияние второго множителя в уравнении (11) на измеряемый сигнал, можно непосредственно измерить степень этого влияния по алгоритму, описанному выше.
Таким образом, нет необходимости контролировать влажность в течение всего времени работы MOS датчика, при этом влажность выдыхаемого воздуха может достигать 100%.
Еще один вариант осуществления изобретения обеспечивает способ оценки метаболизма, который имеет преимущества предложенного решения, описанные выше относительно отсутствия необходимости контроля влажности выдыхаемого воздуха при использовании MOS датчика. Дополнительно, в этом варианте осуществления значение T/RH не вычисляется, а непосредственно измеряется дополнительным любым датчиком, который позволяет измерить влажность: например, оптическим, резистивным, электролитическим, термисторным, емкостным или любым другим, который может быть изобретен в будущем. Затем полученные результаты измерений используются для вычисления RER из уравнения (5).
Еще один вариант осуществления обеспечивает способ оценки метаболизма при использовании не одного MOS датчика, а нескольких MOS датчиков.
Сущность данного варианта осуществления состоит в том, что при измерении некоторой величины один раз или несколько раз разными датчиками, получают отличающиеся друг от друга значения, затем вычисляется некоторое среднее значение, при этом может быть вычислена погрешность измерений. Таким образом, при выполнении большего числа измерений можно получить более точное вычисление параметра RER.
Поскольку различные датчики по-разному реагируют на одну и ту же активацию, некоторые из них более чувствительны и лучше обнаруживают низкие концентрации газов, некоторые имеют более широкий динамический диапазон и лучше обнаруживают высокие концентрации газов, при этом некоторые датчики имеют меньшую или большую инертность, за счет чего скорость реакции датчика совпадает с динамикой изменения концентрации газов в потоке выдыхаемого воздуха и, соответственно, с меньшей ошибкой измеряют переходные процессы, то измерение одновременно несколькими датчиками приравнивается к нескольким измерениям и получаются дополнительные данные для многомерного анализа. Таким образом комбинируя несколько датчиков с отличающимися характеристиками и обрабатывая их выходные сигналы, получают более точное вычисление параметра RER.
В еще одном варианте осуществления обеспечен способ оценки метаболизма с использованием MOS датчика и дополнительного датчика давления или датчика потока. Использование этих датчиков позволяет, во-первых, контролировать объем вдыхаемого и выдыхаемого воздуха, что дает в результате более точное вычисление параметра RER. Во-вторых, перейти от концентраций углекислого газа и кислорода к объемам этих газов, согласно уравнениям (2) и (3) и вычислить новые параметры, которые требуют точного значения объема.
При этом датчики давления или потока используются для оценки объемов вдыхаемого и выдыхаемого воздуха  и , входящих в уравнение (6). Согласно любому известному уровню техники, например, объем выдыхаемого воздуха можно оценить как произведение потока, или расхода воздуха и времени выдоха. Расход воздуха или поток, в свою очередь, могут быть либо приблизительно измерены при помощи датчика потока, либо оценены пропорционально перепаду давления на двух участках воздушного потока, которое в свою очередь может быть измерено при помощи датчика давления. В большинстве случаев измерения датчики находятся в ограниченном объеме, прямое аналитическое решение задачи оценки объемов не требуется, бывает достаточно калибровки датчика или алгоритма машинного обучения, который учитывает в модели данные датчиков давления и/или потока и пр.
Один из параметров, для вычисления которого требуется знание точных объемов углекислого газа и кислорода, REE (Resting energy expenditure) - представляет собой расход энергии в покое. Параметр REE вычисляется уравнением (15) Дж. Б. Д. Вейра, известным, например, из источника «New Methods For Calculating Metabolic Rate With Special Reference To Protein Metabolism». Лондонский журнал физиологии, Дж. Б. Д. Вейр (1949). 109 (1-2): 1-9. Параметр REE показывает энергию, потребленную в спокойном состоянии, в отличие от параметра RER, который быстро меняется в зависимости от внешних условий, например, принятия пищи, выполнения некоторого действия. Параметр REE не меняется быстро, но он необходим для того, чтобы охарактеризовать параметры метаболизма более точно, и вычисляется по формуле:
, (15)
где 1440 минут в сутках,  и  - объем вдыхаемого кислорода и объем выдыхаемого углекислого газа соответственно. (Jeukendrup A. E., Wallis G. A. Int J Sports Med 2005, 26, S28-S37). При этом формула (15) является лишь одним из примеров вычисления параметра REE.
При использовании формул (1) - (5) и соответствующих допущений можно показать, что при использовании MOS датчика для измерения RER и дополнительно измеренных объемов  и  вдыхаемого и/или выдыхаемого воздуха параметр REE можно, с точностью до среднего типичного значения концентрации кислорода в выдыхаемом воздухе, оценить как:
,
где из уравнения (15) следует:
, , ,
- константа, пропорциональная типичному значению концентрации кислорода в выдыхаемом воздухе в состоянии покоя, принятой для данной категории пользователя.
Следующий параметр, который можно вычислить, используя датчик давления или датчик потока для вычисления объемов вдыхаемого и выдыхаемого воздуха, это скорость сжигания жиров, Fat oxidation, описываемая уравнением (6).
Аналогично параметру REE, можно показать, что в случае использования MOS датчика уравнение (6) можно представить виде:
.
Еще один дополнительный параметр, который может быть вычислен при известном объеме вдыхаемого и выдыхаемого воздуха, это скорость сжигания углеводов. Данный параметр вычисляется по формуле:
(16)
Аналогично параметру REE, можно показать, что в случае использования MOS датчика данное уравнение можно представить виде:
где из уравнения (16): , , ,  - константа пропорциональная типичному значению концентрации кислорода в выдыхаемом воздухе в состоянии покоя, принятой для данной категории пользователя.
Дополнительный вариант осуществления предоставляет способ оценки метаболизма с использованием преконцентратора для предварительного накопления выдыхаемого пользователем воздуха, то есть устройства, содержащего резервуар для сбора порции выдыхаемого воздуха. В данном случае измеряется не поток выдыхаемого воздуха в естественных условиях непосредственно во время дыхания, а сначала производится сбор некоторой порции выдыхаемого воздуха в некоторый резервуар, а затем собранный воздух прокачивается через устройство, содержащее газовые датчики. Этот способ позволяет стабилизировать условия измерения, избавиться от влаги в выдыхаемом воздухе, стабилизировать концентрацию газов в потоке воздуха, прокачиваемом через резервуар преконцентратора, тем самым повысить точность измерений.
Дополнительный вариант осуществления обеспечивает способ оценки метаболизма вышеупомянутых вариантов осуществления с использованием методов машинного обучения. В одном подходе этого варианта осуществления из сигнала MOS датчика вручную вычисляют параметры импульса, например, амплитуду I, скорости подъема и затухания и задержки фронтов, и используя эти параметры в качестве признаков или переменных для моделей машинного обучения, классифицируют типы полученных сигналов от MOS датчика. В другом подходе, альтернативно, для вычисления параметров используется алгоритм для автоматического (слепого) выведения признаков из полученного сигнала MOS датчика, и затем автоматически вычисленные признаки посредством некоторого алгоритма поступают на вход другого алгоритма для классификации этого сигнала.
Еще один вариант осуществления обеспечивает способ оценки метаболизма с использованием предварительно введенных пользователем данных об активности и физической нагрузке. Поскольку полные затраты энергии складываются из значения параметра REE, представляющего расход энергии в покое, который измеряется датчиком, и физической активностью пользователя, то для оценки физической активности требуется дополнительная информация, которая может быть получена интеллектуальным устройством, предоставляющим информацию об активности пользователя, например, умными часами со встроенным датчиком измерения сердцебиения, гироскопом, акселерометром. При этом интеллектуальное устройство хорошо определяет момент наступления активности пользователя, длительности этой активности и т.д. и физическую нагрузку. Затем полученная информация об активности пользователя корректируется при помощи таких персональных параметров как возраст, конституция пользователя, и при помощи этих полученных параметров может быть вычислен полный расход энергии. Дополнительно, используя интеллектуальное устройство (умные часы), подсчитывается количество приемов пищи, оценивается полученная энергия.
Другой тип данных, которые не представляется возможным измерить независимо от пользователя, и необходимо, чтобы пользователь сам вводил эти данные, это персональная информация, например, возраст, вес, рост и т.п. Эта информация необходима, чтобы скорректировать данные о физической активности пользователя.
Например, такой параметр, как REE, может быть вычислен теоретически, исходя из данных о конституции пользователя (вес, рост) и его возраста при помощи уравнения Харриса-Бенедикта (J. A. Harris and F. G. Benedict, Proc Natl Acad Sci USA. 1918, 4(12)). Такой подход часто используется при планировании физических нагрузок или составлении плана питания: объем потребленных калорий должен находится в равновесии с интенсивностью физических нагрузок и энергией, которая требуется для поддержания функций организма в состоянии покоя. Однако, теоретически вычисленный REE может отличаться от реально измеренного REE как в большую, так и в меньшую сторону. Если фактический REE, измеренный датчиком, превышает теоретическую оценку, а расчет калорий для плана питания был выполнен именно по теоретическому REE, это означает, что пользователь потребляет меньше калорий, чем ему требуется. Наоборот, если фактический REE меньше теоретической оценки, а план питания по-прежнему составлен на основе теоретической оценки, это означает, что пользователь потребляет излишнее количество калорий и этот излишек будет накапливаться в организме, если не будет потрачен на дополнительную физическую активность. В целом расхождение между теоретически вычисленным REE и фактически измеренным при помощи датчика, т.е. фактически несоответствие между потреблением энергии в состоянии покоя и биометрическими данными пользователя, может говорить о нарушениях метаболизма и послужить поводом для более детального исследования профильным специалистом.
Таким образом, можно непрерывно и без дополнительных усилий со стороны пользователя, не отвлекая пользователя, отслеживать энергетический баланс, то есть количество полученной и израсходованной энергии, используя дополнительные данные с другого устройства, либо вручную введенные пользователем.
Таким образом, предлагаемое решение работает в различных условиях дыхания для измерения баланса жиров/углеводов выходным сигналом MOS датчика и не требует от пользователя каких-либо конкретных требований к отбору проб выдыхаемого воздуха.
Различные иллюстративные логические блоки и схемы, описанные в вариантах осуществления этой заявки, могут реализовывать или управлять описанными функциями с помощью процессора общего назначения, процессора цифровых сигналов, специализированной интегральной схемы (ASIC), программируемой пользователем вентильной матрицы (FPGA) или другого программируемого логического устройства, дискретной логики затвора или транзистора, дискретного аппаратного компонента или конструкция любой их комбинации. Процессор общего назначения может быть микропроцессором. Необязательно, процессор общего назначения может альтернативно быть любым обычным процессором, контроллером, микроконтроллером или конечным автоматом. В качестве альтернативы процессор может быть реализован посредством комбинации вычислительных устройств, например, процессора цифровых сигналов и микропроцессора, множества микропроцессоров, одного или нескольких микропроцессоров с ядром процессора цифровых сигналов или любой другой подобной конфигурации.
Хотя эта заявка описана со ссылкой на конкретные функции и их варианты осуществления, очевидно, что в них могут быть внесены различные модификации и комбинации, не выходящие за рамки сущности и объема этой заявки. Соответственно, описание и сопроводительные чертежи представляют собой просто примерное описание этой заявки, определяемой прилагаемой формулой изобретения, и рассматриваются как любые или все модификации, вариации, комбинации или эквиваленты, которые охватывают объем этой заявки. Ясно, что специалист в данной области техники может внести различные модификации и изменения в эту заявку, не выходя за рамки этой заявки. Эта заявка предназначена для охвата этих модификаций и вариантов этой заявки при условии, что они подпадают под объем защиты, определенный следующей формулой изобретения и их эквивалентными технологиями.
Будет понятно, что настоящее изобретение не ограничено точной конструкцией, которая была описана выше и проиллюстрирована на сопровождающих чертежах, и, что различные модификации и изменения могут быть сделаны, не выходя за рамки его объема. Подразумевается, что рамки объема изобретения ограничены только прилагаемой формулой изобретения.