本發明屬于醫療器械技術領域，尤其涉及一種射頻消融電極裝置。

背景技術：

射頻消融治療(radiofrequency ablation,RFA)是利用射頻電流激發組織中的離子高速振蕩相互碰撞、摩擦而產生高熱使腫瘤組織細胞、組織脫水形成局部性凝固壞死治療腫瘤的一種物理療法。

射頻消融治療腫瘤還取決于腫瘤組織自身的生物學特性。腫瘤組織由于在解剖組織學上的缺陷，存在供血不足，缺氧，偏暖，不耐熱等特點，為射頻消融治療提供了理論基礎。腫瘤組織吸收熱能后無法散熱，內部溫度升高可超出健康組織5～9℃，有時甚至高達10～11℃，且維持較長時間。射頻能量對癌瘤組織的選擇性作用，可以使其達到殺滅癌組織而不損傷正常組織的目的。射頻能量還可以改變腫瘤細胞周圍環境酸度，降低PH值，加強溶酶體酶活性，加速溶酶體對惡性腫瘤細胞的破壞。射頻能量對DNA合成旺盛的腫瘤細胞更具破壞力，因為DNA合成期對熱度敏感。不僅存在于癌細胞與正常組織之間，胚胎與母體組織，骨質或結石與軟組織，都存在對射頻能量敏感性的差異性。不同生物組織產生不同的生物學效應，這為射頻消融治療肝癌，乳腺癌，惡性骨腫瘤等實體腫瘤提供了先決條件。

鑒于微創方面因素的考慮，電極針狀電極的體積受到限制，電極套管中束狀電極的電極針的的數量有限，電極針間的空隙較大，然而，按照電流在組織中隨著距離的增加按1/2r的方式的衰減定律[J＝1/4πr²(J為電流強度；I為電流強度；r為距離)]，絕大部分射頻電流在緊靠電極1-2mm狹窄范圍的組織中就完全轉變成熱能，因此造成局部電流密度過高，從而導致局部組織溫度過高、碳化和汽化，阻斷射頻電流的傳導，使腫瘤病灶不能有效消融，因此手術過程中需要反復補充消融，增加了手術操作難度和手術時間。

公開日為2011年11月23日，申請號為201120079822.5，名稱為“肝臟腫瘤治療用塔式多層探針射頻消融電極裝置”的中國實用新型專利，公開了一種射頻消融電極裝置，該射頻消融電極裝置采用多層塔式的探針結構，該多層塔式的探針結構的作用是提供更大的探針張開范圍，與腫瘤進行深度的接觸。但是，由于射頻消融需要形成電流回路，使用這種射頻消融電極還需要在人體皮膚外設置特定的地電極，射頻能量在射頻消融電極-人體-地電極之間形成電流回路。這種裝置的缺點是射頻消融電極與地電極的距離較大，且射頻電流需要經過人體正常組織，射頻能量消耗大，射頻能量會在人體正常組織中積累，引起病人身體不適，并可導致病人在經射頻消融手術后數周內持續發熱。

技術實現要素：

針對現有技術的缺點，本發明提供了一種射頻消融電極裝置，以解決射頻消融電極裝置工作過程中射頻能量消耗大，射頻能量會在人體正常組織中積累，引起病人身體不適的問題。

本發明的目的是通過以下的技術方案實現的：一種射頻消融電極裝置，包括電極套管、探針管、第一電極束、第二電極束和操作手柄；所述電極套管固定在操作手柄上，所述探針管設置在電極套管的內腔，并且可沿電極套管的內腔相對電極套管進行移動；所述第一電極束固定在探針管的遠端，所述第二電極束固定在探針管的近端；所述第一電極束與所述第二電極束絕緣；所述第一電極束加載第一電壓，所述第二電極束加載第二電壓，所述第一電極束與所述第二電極束作用于人體病變組織；所述第一電極束、第二電極束和人體病變組織之間形成電流回路。本發明的射頻消融電極裝置使射頻電流在第一電極束、第二電極束和人體病變組織之間傳導，射頻電流不需要經過人體正常組織，減少了射頻電流傳導距離，進而減少了射頻能量消耗，避免了射頻能量在人體正常組織中積累，提高了病人的舒適度。

進一步的，本發明所述第一電極束和第二電極束的工作電流密度相同，從而減少第一電極束和第二電極束在工作時的熱損毀效應差，避免了因為第一電極束和第二電極束在射頻消融過程中由于電流密度不等而造成一個電極束過熱而另外一個電極束溫度過低，影響手術效果的問題。

所述的電流密度是指第一電極束或第二電極束的單位表面積上的電流大小。

進一步的，本發明所述第一電極束具有第一表面積，所述第二電極束具有第二表面積；所述第一表面積與所述第二表面積相等。

所述第一表面積指第一電極束可以產生熱損毀效應部分的表面積，所述第二表面積指第二電極束可以產生熱損毀效應部分的表面積，所述第一表面積與所述第二表面積相等是指第一表面積和第二表面積的差值小于±3％。

進一步的，所述第一電極束包括第一電極針，所述第二電極束包括第二電極針，所述第一電極針或所述第二電極針的材料為良導體，所述良導體選自金屬或石墨烯。

所述金屬選自不銹鋼、銀、鎳合金、鈦合金或鎳鈦合金中的至少一種。

進一步的，本發明所述第一電極束與探針管連接點和第二電極束與探針管連接點之間設置有絕緣部件，所述絕緣部件將所述第一電極束和第二電極束彼此絕緣。

本發明所述絕緣部件包括絕緣管和絕緣膠圈，所述絕緣管在所述探針管內延伸，所述絕緣膠圈覆蓋在所述絕緣膠圈的外側并從探針管壁裸露出來，所述絕緣部件整體將所述第一電極束和第二電極束彼此絕緣并形成所述射頻消融電極裝置的正極和負極，所述絕緣管內設有過線孔，所述射頻消融電極裝置的正極或負極的絕緣導線通過過線孔與第一電極束連接。

本發明所述探針管的遠端是指從絕緣膠圈邊緣到探針管末端的部分，所述探針管的近端是指從絕緣膠圈邊緣到靠近操作手柄的部分。

進一步的，所述第一電極束與探針管連接點到第二電極束與探針管連接點的距離為0～5cm，優選為0cm,1cm,2cm,3cm,4cm或5cm；當第一電極束與探針管連接點到第二電極束與探針管連接點的距離為0時，是指第一電極束設置在第二電極束的內側，第一電極束和第二電極束之間設置有絕緣部件。

進一步的，本發明優選實施例中，所述第一電極針展開后的彎曲方向與第二電極針展開后的彎曲方向相同，在射頻消融過程中，所述射頻消融裝置的射頻消融效率相對單層射頻消融裝置成倍的增加，縮短了手術時間。

本發明所述人體病變組織優選為腫瘤；所述腫瘤優選為肺腫瘤、肝腫瘤、甲狀腺腫瘤或乳腺腫瘤。

在本發明其他優選實施例中，所述第一電極針展開后的彎曲方向與第二電極針展開后的彎曲方向相反，進行腫瘤射頻消融手術時，優先對本發明射頻消融裝置所包裹的腫瘤組織的外圍進行熱損毀，以切斷腫瘤核心區域的養分供給，進而殺死腫瘤細胞，并能有效激活人體免疫機制來清除人體內剩余的腫瘤細胞。

進一步的，本發明所述第一電極束或第二電極束的形狀選自傘狀、爪形、喇叭狀中的至少一種。

進一步的，本發明所述第一電極束和第二電極束的電極針的橫截面選自四邊形、圓形、橢圓形中的至少一種。

優選的，所述第一電極束和第二電極束的電極針的橫截面選自等腰梯形，所述的第一電極束的電極針和第二電極束的電極針以電極套管的軸心為軸依次排列，繞軸排列1～2圈。

本發明所述的第一電極束的電極針的數量為8～16個，優選為8個，更優選為16個；所述第二電極束的電極針的數量為8～16個，優選為8個，更優選為16個。

本發明優選的，電極針設計成橫截面為等腰梯形的結構，并繞軸依次排列，優選排列8～16根電極針，提高了電極套管內部的空間利用率，增加了電極針的排列數量，使電極針遠端的間距小于1cm，在進行射頻消融手術時，使腫瘤組織受熱均勻，避免局部電流密度過高而導致局部組織溫度過高、碳化和氣化，阻斷射頻電流的傳導，解決了局部腫瘤病灶不能有效消融的問題，并提高了熱損毀效率，減少熱損毀遺漏，減少了補充熱損毀的次數，減輕了病人的不適感，提高了工作效率，縮短了手術時間。

進一步的，本發明所述的第一電極束和第二電極束的電極針為中空結構，所述第一電極束和第二電極束的電極針的中空腔內設有測溫熱電偶，所述測溫熱電偶能實時反饋緊靠電極針0～1cm區域內的溫度變化，以便實現熱損毀溫度的精確監測和控制。

與現有技術相比，本發明的有益效果在于：所述第一電極束固定在探針管的遠端，所述第二電極束固定在探針管的近端；所述第一電極束與所述第二電極束絕緣；所述第一電極束加載第一電壓，所述第二電極束加載第二電壓，所述第一電極束與所述第二電極束作用于人體負載，所述人體負載為人體病變組織；所述第一電極束、第二電極束和人體病變組織之間形成電流回路，本發明的射頻消融電極裝置使射頻電流在第一電極束、第二電極束和人體病變組織之間傳導，射頻電流不需要經過人體正常組織，減少了射頻電流傳導距離，進而減少了射頻能量消耗，避免了射頻能量在人體正常組織中積累，提高了病人的舒適度。

進一步的，本發明所述第一電極束與所述第二電極束的電流密度相同，減少了第一電極束和第二電極束在工作時的熱損毀效應差，避免了因為第一電極束和第二電極束在射頻消融過程中由于電流密度不等而造成一個電極束過熱而另外一個電極束溫度過低，影響手術效果的問題。

本發明所述第一電極束與探針管連接點到第二電極束與探針管連接點的距離為0～5cm，優選為0cm,1cm,2cm,3cm,4cm或5cm；本發明可根據腫瘤大小來提供不同型號的射頻消融電極裝置，使第一電極束和第二電極束之間的射頻電流傳導距離適應腫瘤的大小，保證射頻電流在腫瘤組織內部傳導，避免了人體正常組織吸收過多的射頻能量，而導致病人身體不適的問題。

進一步的，本發明中的電極針設計成橫截面為等腰梯形的結構，繞軸依次排列，提高了電極套管內部的空間利用率，增加了電極針的排列數量，使電極針遠端的間距小于1cm，在進行射頻消融手術時，使腫瘤組織受熱均勻，提高了熱損毀效率，并且可以減少熱損毀遺漏，減少了補充熱損毀的次數，減輕了病人的不適感，提高了工作效率，縮短了手術時間。

附圖說明

為了更清楚地說明本發明實施例，下面將對實施例中所需要使用的附圖作一簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖是本發明的一些實施例，對于本領域普通技術人員來講，在不付出創造性勞動的前提下，還可以根據這些附圖獲得其他的附圖。

圖1為實施例一中射頻消融電極裝置非工作狀態時的示意圖；

圖2為實施例一中射頻消融電極裝置的第一電極束和第二電極束以傘狀展開時的示意圖；

圖3為實施例一中射頻消融電極裝置的第一電極束和第二電極束以喇叭狀展開時的示意圖；

圖4為實施例一中射頻消融電極裝置的第一電極束和第二電極束在電極套管內排列的剖面圖；

圖5為實施例二公開的射頻消融電極裝置的示意圖；

圖6為實施例三公開的射頻消融電極裝置的示意圖；

圖7為實施例四公開的射頻消融電極裝置的示意圖；

圖8為實施例五公開的射頻消融電極裝置的示意圖；

圖9為實施例二或實施例三公開的射頻消融電極裝置的電極套管的剖面圖；

圖10為實施例四和實施例五公開的射頻消融電極裝置的電極套管的剖面圖；

圖11為實施例六中射頻消融電極裝置的一種優選方案的電極套管的剖面圖；

圖12為實施例六中射頻消融電極裝置的另一種優選方案的電極套管的剖面圖；

圖13為本發明實施例中所述絕緣部件的剖面圖；

圖14為現有技術中射頻消融電極裝置進行肝腫瘤射頻消融時的示意圖；

圖15為本發明實施例的射頻消融電極裝置進行肝腫瘤射頻消融時的示意圖。

具體實施方式

為使本發明實施例的目的、技術方案和優點更加清楚，下面將結合本發明實施例中的附圖，對本發明實施例中的技術方案進行清楚、完整地描述，顯然，所描述的實施例是本發明的一部分實施例，而不是全部的實施例?；诒景l明中的實施例，本領域普通技術人員在沒有作出創造性勞動前提下所獲得的所有其他實施例，都屬于本發明保護的范圍。

實施例一

參考圖1～4，本實施例提供了一種射頻消融電極裝置，包括電極套管100、探針管200、第一電極束301、第二電極束302和操作手柄500；所述電極套管100固定在操作手柄500上，所述探針管200設置在電極套管100的內腔，并且可沿電極套管100的內腔相對電極套管100進行移動；所述第一電極束301固定在探針管200的遠端，所述第二電極束302固定在探針管200的近端；所述第一電極束301與所述第二電極束302絕緣；所述第一電極束301加載第一電壓，所述第二電極束302加載第二電壓，所述第一電極束301與所述第二電極束302作用于人體負載，所述人體負載為人體病變組織；所述第一電極束301、第二電極束302和人體病變組織之間形成電流回路。本實施例的射頻消融電極裝置使射頻電流在第一電極束、第二電極束和人體病變組織之間傳導，射頻電流不需要經過人體正常組織，減少了射頻能量消耗，提高了病人的舒適度。

本實施例中的第一電極束301和第二電極束302的電流密度相同，從而減少第一電極束301和第二電極束302在工作時的熱損毀效應差，避免了因為第一電極束301和第二電極束302在射頻消融過程中由于電流密度不等而造成一個電極束過熱而另外一個電極束溫度過低，影響手術效果的問題。

本實施例中，第一電極束301與探針管200連接點到第二電極束302與探針管200連接點的距離為0，具體的，所述第一電極束301的近端固定在探針管200上，固定方式為焊接，第一電極束301與探針管200連接點的外側設置有絕緣部件201，所述第二電極束302的近端固定在絕緣部件201外側，固定方式為焊接或卡扣連接。本實施例的第一電極針和第二電極針的針尖的距離減少到1cm以下，本實施例的射頻消融電極裝置使射頻電流在第一電極束、第二電極束和人體病變組織之間傳導，使射頻電流的傳導距離從現有技術的10～20cm降低到1cm以下，極大的提高了射頻能量的利用率，提高了射頻消融效率并減少了病人的不適感。

本實施例的第一電極束301與第二電極束302展開后的形狀為傘狀或喇叭狀，且電極針的彎曲方向相同。

本實施例中，所述電極針的橫截面的四個邊構成等腰梯形，所述等腰梯形的四個角設置有倒角，具體的，所述等腰梯形的上底和兩個腰的長度相等，且所述上底的長度等于下底長度的1/2。

如圖4所示，本實施例中，所述的第一電極束301的電極針以電極套管100的軸心為軸依次排列，所述等腰梯形的上邊依次排列構成等邊八邊形，繞軸排列1圈，所述第二電極束302的電極針排列在第一電極束301的外側且第一電極束301和第二電極束302之間設置有絕緣部件201。

本實施例中，所述的第一電極束301和第二電極束302的電極針的數量均為8個。

本實施例中，電極針設計成橫截面為等腰梯形的結構，并繞軸依次排列，第一電極束301和第二電極束302共包含16跟電極針，提高了電極套管100內部的空間利用率，增加了電極針的排列數量，使相鄰電極針遠端的間距小于1cm，在進行射頻消融手術時，使腫瘤組織受熱均勻，提高了熱損毀效率，并且可以減少熱損毀遺漏，減少了補充熱損毀的次數，減輕了病人的不適感，提高了工作效率，縮短了手術時間。

實施例二

如圖5所示，本實施例所述第一電極束301與探針管200連接點到第二電極束302與探針管200連接點的距離為3～5cm，所述第一電極束固定在探針管的遠端，所述第二電極束固定在探針管的近端，第一電極束301與探針管200連接點和第二電極束302與探針管200連接點之間設置有絕緣部件201，所述絕緣部件201將所述第一電極束301和第二電極束302彼此絕緣；所述第一電極束301加載第一電壓，所述第二電極束302加載第二電壓，所述第一電極束301與所述第二電極束302作用于人體負載，所述人體負載為人體病變組織；所述第一電極束301、第二電極束302和人體病變組織之間形成電流回路。本實施例的射頻消融電極裝置使射頻電流在第一電極束、第二電極束和人體病變組織之間傳導，本實施例所述的射頻消融電極裝置工作過程中的射頻電流不需要經過人體正常組織，減少了射頻能量消耗，提高了病人的舒適度，并能有效避免病人術后持續發熱的問題。

本實施例所述第一電極束301具有第一表面積，所述第二電極束302具有第二表面積；所述第一表面積與所述第二表面積相等。所述第一表面積指第一電極束301可以產生熱損毀效應部分的表面積，所述第二表面積指第二電極束302可以產生熱損毀效應部分的表面積，所述第一表面積與所述第二表面積相等是指第一表面積和第二表面積的差值小于±3％。

本實施例所述第一電極束301包括第一電極針，所述第二電極束302包括第二電極針，所述第一電極針或所述第二電極針的材料為良導體，所述良導體選自不銹鋼。

本實施例所述第一電極束301與探針管連接點和第二電極束302與探針管連接點之間設置有絕緣部件201，所述絕緣部件201將所述第一電極束301和第二電極束302彼此絕緣。

參考圖13，本實施例所述絕緣部件包括絕緣管221和絕緣膠圈211，所述絕緣管221在所述探針管200內延伸，所述絕緣膠圈211覆蓋在所述絕緣管的外側并從探針管壁裸露出來，所述絕緣部件201整體將所述第一電極束301和第二電極束302彼此絕緣并形成所述射頻消融電極裝置的正極和負極，所述絕緣管內設有過線孔，所述射頻消融電極裝置的正極或負極的絕緣導線通過過線孔與第一電極束連接。

本實施例中，所述第一電極束301和第二電極束302展開后的形狀均為傘形，且展開后電極針的彎曲方向相同，本實施例保持第一電極束301和第二電極束302的表面積相同，以避免第一電極束301和第二電極束302之間產生較大的電流密度差，導致一極過熱，一極過冷，影響手術效果；此外，本實例為雙層結構，射頻消融效率相對單層結構提高了一倍。

如圖9所示，本實施例中，所述第一電極束301和第二電極束302的電極針的橫截面為等腰梯形，所述等腰梯形的四個角設置有倒角，具體的，所述等腰梯形的上底和兩個腰的長度相等，且所述上底的長度等于下底長度的1/2，所述的第一電極束301的電極針和第二電極束302的電極針以電極套管100的軸心為軸依次排列，繞軸排列1圈。

本實施例所述的第一電極束301和第二電極束302的電極針的數量均為8個。

本實施例所述的電極針設計成橫截面為等腰梯形的結構，并繞軸依次排列，提高了電極套管100內部的空間利用率，增加了電極針的排列數量，使電極針遠端的間距小于1cm，在進行射頻消融手術時，使腫瘤組織受熱均勻，提高了熱損毀效率，并且可以減少熱損毀遺漏，減少了補充熱損毀的次數，減輕了病人的不適感，提高了工作效率，縮短了手術時間。

實施例三

參考圖6，本實施例與實施例二的區別在于，本實施例的第一電極束301和第二電極束302展開后的形狀為喇叭狀，第一電極束301和第二電極束302的電極針為中空針狀結構，本實施例的電極針的中空腔和探針管200內的中空腔內均設有測溫熱電偶，以便實時反饋熱損毀區域溫度，并根據溫度反饋情況及時調整射頻消融電磁頻率，實現射頻消融溫度的精確控制。

實施例四

參考圖7，本實施例的射頻消融裝置與實施例二的區別在于，本實施例的第一電極束301展開后為傘狀結構，第二電極束302展開后為喇叭狀結構，第一電極束301和第二電極束302展開后可將腫瘤組織包裹起來，對腫瘤組織的外圍進行熱損毀，切斷腫瘤核心區域腫瘤細胞的養分供給，并能有效激活人體免疫機制，借助人體免疫細胞殺死參與的腫瘤細胞。

本實施例的射頻消融電極裝置適用于體積較大的腫瘤組織，因此第一電極束301與探針管200連接點到第二電極束302與探針管200連接點的距離為3～5cm，為了增強電極針的穿刺力度，參考圖10，本實施例中的第一電極束301與第二電極束302的電極針的橫截面均設計為等腰梯形結構，所述等腰梯形的四個角設置有倒角，具體的，所述等腰梯形的上底和兩個腰的長度相等，且所述上底的長度等于下底長度的1/2，所述的第一電極束301的電極針和第二電極束302的電極針以電極套管100的軸心為軸依次排列，繞軸排列2圈，本實施例所述的第一電極束301和第二電極束302的電極針的數量均為16個。

本實施例提高了電極套管100內部的空間利用率，進一步增加了電極針的排列數量，使電極針遠端的間距小于1cm，且射頻消融的范圍更大，在進行射頻消融手術時，使腫瘤組織受熱均勻，提高了熱損毀效率，并且可以減少熱損毀遺漏，減少了補充熱損毀的次數，減輕了病人的不適感，提高了工作效率，縮短了手術時間。

進一步的，本實施例中，使用射頻消融電極裝置優先對腫瘤組織的外圍進行熱損毀，以切斷腫瘤核心區域的養分供給，手術時間短，并能有效激活人體免疫機制來殺死剩余的腫瘤細胞。另一方面，本實施例提供的射頻消融裝置和方法，避免了射頻消融時間較長后，熱損毀的殘余物會附著在電極針表面，影響射頻電流傳導的問題。

實施例五

參考圖8，本實施例的的射頻消融裝置與實施例四的區別在于，本實施例的第二電極束302展開后為爪形結構，第一電極束301展開后仍為傘狀結構，本實施例中第一電極束301和第二電極束302展開后進行射頻消融熱損毀的面積更大，可將更大體積的腫瘤組織包裹起來，對腫瘤組織的外圍進行熱損毀，切斷腫瘤核心區域腫瘤細胞的養分供給，并能有效激活人體免疫機制，借助人體免疫細胞殺死參與的腫瘤細胞。

實施例六

參考圖11和圖12，本實施例的射頻消融裝置是在實施例四或實施例五的基礎上，將所述第一電極束301或第二電極束302的電極針加工成中空結構，所述的中空腔的橫截面可以為圓形，或者為四邊形。所述中空腔內設有熱電偶，用于在射頻消融過程中監測電極針及其進行熱損毀區域的溫度變化，并根據溫度反饋情況及時調整射頻消融電磁頻率，實現射頻消融溫度的精確控制。

為了更清楚地對本發明實施例的技術效果進行理解，圖14和圖15分別顯示了現有技術和本發明實施例中的射頻消融裝置進行肝腫瘤射頻消融手術時的示意圖。圖14中，101為現有技術中射頻消融裝置的電極針，501為現有技術中射頻消融裝置的電極手柄，600為人體皮膚，700為地電極，800為流經人體的電流線；圖15中，800為本發明實施例的射頻消融電極裝置工作時流經人體的電流線。從圖14和圖15可以看出，相對于現有技術，本發明的射頻消融電極裝置進行射頻消融手術時，射頻消融電極裝置工作過程中的射頻電流不需要經過人體正常組織，極大地減少了射頻電流傳導距離，減少了射頻能量消耗，避免了射頻能量在人體正常組織內積累，提高了病人的舒適度。

本發明實施例所述第一電極束與探針管連接點到第二電極束與探針管連接點的距離為0～5cm，參考圖15，本發明可根據腫瘤大小來提供不同型號的射頻消融電極裝置，使第一電極束和第二電極束之間的射頻電流傳導距離適應腫瘤的大小，保證射頻電流在腫瘤組織內部傳導，避免了人體正常組織吸收過多的射頻能量，而導致病人身體不適的問題。

參考圖15，本發明實施例所述第一電極束與所述第二電極束的工作電流密度相同，減少了第一電極束和第二電極束在工作時的熱損毀效應差，避免了因為第一電極束和第二電極束在射頻消融過程中由于電流密度不等而造成一個電極束過熱而另外一個電極束溫度過低，影響手術效果的問題。

上面對本發明的各種實施方式的描述以描述的目的提供給本領域技術人員。其不旨在是窮舉的、或者不旨在將本發明限制于單個公開的實施方式。如上所述，本發明的各種替代和變化對于上述技術所屬領域技術人員而言將是顯而易見的。因此，雖然已經具體討論了一些另選的實施方式，但是其它實施方式將是顯而易見的，或者本領域技術人員相對容易得出。本發明旨在包括在此已經討論過的本發明的所有替代、修改、和變化，以及落在上述申請的精神和范圍內的其它實施方式。

雖然通過實施方式描繪了本發明，本領域普通技術人員知道，本發明有許多變形和變化而不脫離本發明的精神，希望所附的權利要求包括這些變形和變化而不脫離本發明的精神。