CN215960130U - 一种压力波球囊导管 - Google Patents

Abstract

本申请提供了一种压力波球囊导管，包括：导管、球囊、第一导体和第二导体；球囊设置在导管的前端，球囊与导管的周壁形成封闭空间，球囊在导管的带动下延伸到血管组织的内部；第一导体设置在导管的内部，第二导体邻近导管的周壁，第一导体和第二导体串联在脉冲电路中；导管位于球囊内部的周壁上开设有槽口，槽口用于隔断第二导体以形成电极；电极用于在脉冲电压下放电，以在球囊内产生压力波。根据本申请提供的压力波球囊导管，能够减小球囊导管的截面尺寸，提高压力波球囊导管在血管组织内的通过性。

Description

一种压力波球囊导管

技术领域

本申请涉及医疗设备技术领域，尤其涉及一种压力波球囊导管。

背景技术

心血管疾病一直以来都是世界人群死亡的重要因素之一，近半个世纪以来，随着医学知识和医学技术的发展，极大的减少了心血管疾病的死亡率。其中，球囊扩张血管成形术在减少阻塞性管状动脉疾病的发病和死亡中发挥了重要作用。传统的导管介入治疗技术通常采用经皮球囊扩张血管成形术(Percutaneous trans luminal angioplasty，PTA)来打开动、静脉血管中的钙化病灶。在球囊膨胀扩张血管壁中的钙化病灶时，球囊会逐渐释放压力，直至钙化病灶破裂；但与此同时，在球囊中积累的压力会被瞬间释放，导致球囊快速膨胀至最大尺寸，可能会对血管壁造成一定损伤。

相关技术中，基于高压水下放电的液电碎石技术被临床应用于破坏尿道或胆道中的钙化沉积物或结石；因此，高压水下放电技术同样可以被应用于破坏血管中的钙化病灶。在血管成形术球囊中放置一对或若干对放电电极来构成一套压力波发生器，然后电极通过导线连接到球囊扩张导管另一端的高压脉冲电源主机上。当球囊被放置在血管中的钙化病灶处时，主机通过施加高压脉冲电压，使球囊中的压力波发生器释放压力，压力波可以选择性的破坏血管中的钙化病灶，同时，能够避免对血管造成损伤。

但是，相关技术中的球囊，需要在球囊导管的内管上安装导线和电极来在球囊中产生压力波，使得球囊导管的截面尺寸较大，导致球囊在血管中的病灶位置处通过性较差。

实用新型内容

本申请提供一种压力波球囊导管，以解决相关技术中需要在球囊导管上安装导线和电极来在球囊中产生压力波，使得球囊的截面尺寸较大，导致球囊在血管中的病灶位置处通过性较差的问题。

根据本申请的一个方面，提供了一种压力波球囊导管，包括：导管、球囊、第一导体和第二导体；

所述球囊设置在所述导管的前端，所述球囊与所述导管的周壁形成封闭空间，所述球囊在所述导管的带动下延伸到血管组织的内部；

所述第一导体设置在所述导管的内部，所述第二导体邻近所述导管的周壁，所述第一导体和所述第二导体串联在脉冲电路中；

所述导管位于球囊内部的周壁上开设有槽口，所述槽口用于隔断所述第二导体以形成电极；所述电极用于在脉冲电压下放电，以在所述球囊内产生压力波。

本申请实施例，通过在脉冲电路上串联第一导体和第二导体，并将第一导体埋设在导管内，第二导体设置在邻近导管周壁的位置处；从导管的周壁向内开设槽口，来隔断第二导体从而形成电极。这样，第一导体、第二导体或者电极不会在导管的周壁上叠加或者堆叠，因此，不会额外增加导管的直径；能够减小导管的直径，即能够减小球囊导管的截面尺寸，从而提高压力波球囊导管在血管组织内的通过性。

在一种可能的设计方式中，所述槽口的底壁与所述第一导体之间绝缘隔离。

这样，能够避免第一导体与电极之间发生放电，能够对电极的电弧放电进行精确导向，从而能够对压力波或者冲击波进行精确导向。

在一种可能的设计方式中，所述导管由绝缘材料制成，所述槽口的底壁与所述第一导体之间通过所述导管绝缘隔离。

这样，可以不用在槽口的底部和第一导体间另外设置绝缘层，能够减小导管的截面尺寸，从而减小球囊的截面尺寸。

在一种可能的设计方式中，所述第二导体埋设在所述导管内，所述槽口为从所述导管的周壁向内凹陷的凹孔或者环绕所述导管周壁的凹槽。

通过将第二导体埋设在导管内，这样，第二导体不会在导管的周壁上堆叠，能够进一步减小导管的截面尺寸。

在一种可能的设计方式中，所述第二导体的前端与所述第一导体的前端通过导线电连接。

这样，能够将第二导体串联在电路中，形成有效的放电电极，从而产生压力波。

在一种可能的设计方式中，所述第二导体沿所述导管的轴线延伸。

这样，能够方便槽口的开设，简化加工程序。

在一种可能的设计方式中，所述第二导体包括多个，多个所述第二导体在所述导管的周向间隔排布。

这样，能够增加电极的数量，提高压力波或者冲击波的强度。

在一种可能的设计方式中，所述第二导体沿所述导管的周向呈螺旋状延伸。

通过槽口将第二导体隔断后，能够使得电极在导管的周向均匀排布，从而能够提高产生的压力波或者冲击波的均匀性，有利于均匀的处理沿血管组织轴向分布的钙化病变。

在一种可能的设计方式中，所述导管为实心结构。

这样，导管能够为第一导体和第二导体提供足够的埋设空间，并且能够将第一导体和第二导体绝缘隔离。

在一种可能的设计方式中，所述槽口沿所述导管轴向的宽度为0.05～1mm。

这样，就可以使得电极的间隙较小，能够减小电极的击穿电压，有效保护电极不被损坏。

本申请的构造以及它的其他目的及有益效果将会通过结合附图进行详细说明，以保证对优选实施例的描述更加明显易懂。

附图说明

为了更清楚地说明本申请实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本申请的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本申请实施例提供的压力波球囊导管系统的整体结构示意图；

图2是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第一种剖视图；

图3是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第二种剖视图；

图4是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第三种剖视图；

图5是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第四种剖视图。

附图标记说明：

10-导管；20-球囊；30-第一导体；40-第二导体；50-脉冲电源；60-导引导丝；

11-槽口；41-电极。

具体实施方式

为使本申请实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本申请一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。

在本申请实施例的描述中，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。在本申请的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。

在本申请中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系，除非另有明确的限定。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本申请中的具体含义。

在本申请中，除非另有明确的规定和限定，第一特征在第二特征“上”或“下”可以是第一和第二特征直接接触，或第一和第二特征通过中间媒介间接接触。而且，第一特征在第二特征“之上”、“上方”和“上面”可是第一特征在第二特征正上方或斜上方，或仅仅表示第一特征水平高度高于第二特征。第一特征在第二特征“之下”、“下方”和“下面”可以是第一特征在第二特征正下方或斜下方，或仅仅表示第一特征水平高度小于第二特征。

在本申请的描述中，需要理解的是，术语“内”、“外”、“上”、“底”、“前”、“后”等指示的方位或者位置关系(若有的话)为基于附图1所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本申请和简化描述，而不是指示或者暗示所指的装置或者元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本申请的限制。

心血管疾病一直以来都是世界人群死亡的重要因素之一，近半个世纪以来，随着医学知识和医学技术的发展，极大的减少了心血管疾病的死亡率。其中，球囊扩张血管成形术在减少阻塞性管状动脉疾病的发病和死亡中发挥了重要作用。传统的导管介入治疗技术通常采用经皮球囊扩张血管成形术(Percutaneous trans luminal angioplasty，PTA)来打开动、静脉血管中的钙化病灶。在球囊膨胀扩张血管壁中的钙化病灶时，球囊会逐渐释放压力，直至钙化病灶破裂；但与此同时，在球囊中积累的压力会被瞬间释放，导致球囊快速膨胀至最大尺寸，可能会对血管壁造成一定损伤。

近年来，随着液电技术的发展，相关技术中，逐渐出现一种基于高压说下放电的液电碎石技术。液电技术是利用“液电效应”在液体中形成冲击波或者压力波来对钙化病灶进行处理的一种技术。其中，“液电效应”的主要原理是，在高压强电场作用下，电极间液体中的电子被加速，并电离电极附近的液体分子。液体中被电离出来的电子会被电极间的强电场加速电离出更多的电子，形成电子雪崩。在液体分子被电离的区域形成等离子体通道。随着电离区域的扩展，在电极间形成放电通道，液体被击穿。

放电通道产生后，由于放电电阻很小，将产生较大的放电电流，放电电流加热放电通道周围液体，使液体气化并迅速膨胀。迅速膨胀的气腔外沿在液体介质中或产生强大的冲击波。冲击波随放电电流和放电时间的不同，以冲量或冲击压力的方式作用于周围介质。

在血管成形术球囊中放置一对或若干对放电电极来构成一套压力波发生器，然后电极通过导线连接到球囊扩张导管另一端的高压脉冲电源主机上。当球囊被放置在血管中的钙化病灶处时，主机通过施加高压脉冲电压，使球囊中的压力波发生器释放压力，压力波可以选择性的破坏血管中的钙化病灶，同时，能够避免对血管造成损伤。

例如，美国冲击波医疗公司(SHOCKWAVE MEDICAL)采用冲击波或压力波来去除血管内的钙化病灶。通常需要在人体内产生较高的高压脉冲，并通过产生的高压脉冲来促使球囊内充盈的液体产生气泡，气泡在破裂时作用于球囊壁，进而作用于钙化病灶，从而达到击碎钙化病灶的目的。

但是，要产生压力波，则需要在球囊导管上安装导线和电极，导线将电极连接在脉冲电源的正负极上，这样，脉冲电源为电极提供脉冲电压，使得电极间发生电弧击穿，从而在球囊内产生压力波或者冲击波；这会使得球囊的截面尺寸增大。而在血管组织中出现病变(例如钙化病灶)后，血管的截面尺寸会变小，也就是说，血管通道会变得狭窄。较大的球囊截面尺寸难以通过血管组织中的病变位置处的狭窄通道；即球囊在血管中的通过性较差。

针对前述问题，本申请实施例提供了一种压力波球囊导管，其主要思路是在脉冲电源正负极之间串联两个导体；两个导体中的至少一个埋设在球囊导管的导管内部，另一个邻近导管的周壁设置；然后，从导管的周壁向内开设槽口，槽口将其中一个导体隔断从而形成电极，或者，槽口将两个导体连通从而在两个导体间形成电极；这样，在导管的周壁上不会出现多个电极环、电极片、导线以及绝缘环相互叠加的情况；从而能够有效减小导管的截面积，即能够减小球囊导管的截面尺寸，能够提高球囊在血管病变位置处的通过性。

图1是本申请实施例提供的压力波球囊导管系统的整体结构示意图，图2是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第一种剖视图，图3是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第二种剖视图，图4是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第三种剖视图，图5是本申请实施例提供的压力波球囊导管中球囊和导管的第四种剖视图。

具体的，参照图1-图5所示，本申请实施例提供的一种压力波球囊导管，包括：导管10、球囊20、第一导体30和第二导体40。

可选的，参照图1所示，本申请实施例中，导管10的前端具有腔体，该腔体可以用来通过导引导丝60，导引导丝60的主要作用是将压力波球囊导管的前端导引到血管组织内，并沿血管导引到病变位置处(例如钙化病灶处)，从而能够针对血管组织内的病变进行针对性治疗。

可以理解的是，球囊20由于要随着导管10的前端一起进入到血管组织内，因此，球囊20被设置在导管10的前端，并且，球囊20与导管10的周壁形成封闭空间。在该封闭空间与导管座充盈口相连，从充盈口注入导电液至球囊，并将球囊扩张，导电液可以是生理盐水或生理盐水与造影剂的混合物。

第一导体30设置在导管10的内部，第二导体40邻近导管10的周壁，第一导体30和第二导体40串联在脉冲电路中。

具体的，本申请实施例中，第一导体30可以直接埋入到导管10的内部。在具体实现时，可以在成型导管10的同时，将第一导体30成型到导管10的内部，例如，对导管10进行成型时，将第一导体30一体成型在其内部。

在一些可能的方式中，导管10可以是包覆在第一导体30外周的绝缘层。具体的，导管10的材质可以是聚酰胺，聚酰亚胺，聚醚嵌段聚酰胺等材料中的一种或多种。

可以理解的是，参照图1-图5所示，本申请实施例中，第二导体40也可以被埋入到导管10的内部，并邻近导管10的周壁。

第一导体30和第二导体40具体可以串联在脉冲电源50的正负极之间，也就是说，本申请实施例中的脉冲电路是连接在脉冲电源50正负极之间的电路。其中，第一导体30和第二导体40的前端(即远离脉冲电源50的一端)可以是电性连接的。具体可以通过导线连接或者通过其他导电介质连接。

可选的，本申请实施例中，脉冲电源50可以是单正脉冲电源，也可以是双正、负脉冲电源。其中，正、负脉冲电源的正向脉冲开启时间宽度(即正向脉冲宽度)和负向开启时间宽度(即负向脉冲宽度)可分别在全周期内调节。

可以理解的是，本申请实施例中的脉冲电源的脉冲方式可以是方波脉冲，又被称为单脉冲。单脉冲电源一般输出参数固定的单向脉冲电流。

当然，在一些可能的方式中，脉冲电源也可以是双脉冲电源或者多脉冲电源。

可选的，本申请实施例中，脉冲电源50可提供500～5000V的脉冲电压，其脉冲宽度可以在0.1～5μs。

可选的，本申请实施例中，在导管10的后端还设有导管座，导管10的后端通过导管座和导线与脉冲电源50连接。

本申请实施例中，在导管10位于球囊20内部的周壁上开设有槽口11，槽口11用于隔断第二导体40。第二导体40在被槽口11隔断的位置处形成电极41。

可以理解的是，本申请实施例中，第二导体40可以是不锈钢、铜、银或者钨等材质制成。其中，第二导体40可以是导线或者与导线连接的金属件。

可选的，第二导体40可以嵌设在导管10的周壁上，例如，在导管10的周壁上开设凹陷的卡槽或者安装部，将第二导体40安装在该开槽或者安装部内，然后向内部挖孔或者开槽，从而将第二导体40隔断。

通过前面的描述，可以知道，球囊20在放电前会被注入导电液，因此，导电液会填充到槽口11内，使得电极41的间隙被导电液充满，这样能够降低电极41需要的击穿电压，能够有效保护电极41。

本申请实施例中，通过在脉冲电路上串联第一导体30和第二导体40，并将第一导体30埋设在导管10内，第二导体40设置在邻近导管10周壁的位置处；从导管10的周壁向内开设槽口，来隔断第二导体40从而形成电极41。这样，第一导体30、第二导体40或者电极41不会在导管10的周壁上叠加或者堆叠，因此，不会额外增加导管10的直径；能够减小导管10的直径，即能够减小球囊20的截面尺寸，从而提高压力波球囊导管在血管组织内的通过性。

可选的，参照图2-图5所示，槽口11的底壁与所述第一导体30之间绝缘隔离。

这样，能够避免第一导体30与电极41之间发生放电，能够对电极41的电弧放电进行精确导向，从而能够对压力波或者冲击波进行精确导向。

如前所述，由于导管10由绝缘材料制成，因此，槽口11的底壁与第一导体30之间可以直接通过导管10来进行绝缘隔离。

这样，可以不用在槽口11的底部和第一导体30之间另外设置绝缘层，能够减小导管10的截面尺寸，从而减小球囊20的截面尺寸。

可选的，参照图2-图5所示，本申请实施例中，将第二导体40埋设在导管10内，槽口11为从导管10的周壁向内凹陷的凹孔或者环绕导管10周壁的凹槽。

具体的，本申请实施例中，第二导体40可以是导线，导线可以是铜芯导线、铝芯导线或者银芯导线等。

本申请实施例中，槽口11可以通过二次加工成型。例如，在将第一导体30和第二导体40和导管10一体成型后，从导管10的周壁向内挖孔(例如通过钻头挖孔或激光打孔)。并将埋设在导管10内的第二导体40截断。当然，也可以是挖槽的方式，沿导管10的周壁形成环形槽，环形槽将埋设在导管10内的第二导体40截断。

可以理解的是，要对血管组织内的病变部位(例如钙化病灶)进行治疗，通常需要一定的压力波强度和有效范围。为增强球囊20内产生的压力波强度和有效范围，继续参照图2-图5所示，本申请实施例中，槽口11可以包括多个，多个槽口11沿导管10的轴向间隔排布。

这样，就可以在每一个槽口11处形成一个电极41，在脉冲电源50向电极41提供脉冲电压后，每一个电极41都能产生电弧放电，从而产生压力波或冲击波。压力波或冲击波相互叠加后，向外扩散，能够有效增强压力波或冲击波的作用范围。

进一步的，因为每一个电极41均相当于一个电容，每增加一个电极41，需要的击穿电压也会随之增高。为避免电极41过多导致无法击穿的情况发生，本申请实施例中，将槽口11的数量设置在4～10个。这样，在保证压力波或冲击波具有足够的扩散传播范围，并且也不会需要过高的击穿电压。

可以理解的是，电极41的击穿电压还与槽口11的宽度或者直径尺寸有关，即槽口11将第二导体40隔断的尺寸。本申请实施例中，将槽口11沿导管10轴向的宽度设置为0.05～1mm。

这样，就可以使得电极41的间隙较小，能够减小电极41的击穿电压，有效保护电极41不被损坏。

进一步的，在第二导体40被槽口11隔断的情况下，第二导体40的前端与第一导体30的前端通过导线电连接。

如前所述，导线可以是铜芯导线、铝芯导线或者银芯导线。这样，就可以将第一导体30、第二导体40和电极41串联在脉冲电源的正负极之间。

在一些可能的方式中，第一导体30和第二导体40可以是同一条导线，导线的一端与脉冲电源的正极连接，导线的另一端沿导管10延伸至导管10的前端后，又沿着导管10绕回，并与脉冲电源的负极连接。槽口11将导线截断，从而形成电极41。

可选的，参照图2所示，第一导体30可以与导管10同轴线设置，而第二导体40可以埋设在导管10靠近周壁的位置处。这样能够减小槽口11的开口深度，保证导管10的强度，也能够保证压力波或者冲击波有效向球囊20的外部传播扩散。

在另一些可选方式中，参照图4所示，第一导体30和第二导体40也可以均设置在靠近导管10周壁的位置处。例如，第一导体30和第二导体40可以设置在导管10直径的两端，即第一导体30和第二导体40在导管10直径的两端相对设置。

槽口11可以分别将第一导体30和第二导体40隔断，这样，可以通过第一导体30和第二导体40的断口形成多个电极41，能够增加压力波或者冲击波的强度和有效范围。

可以理解的是，第一导体30和第二导体40也可以是设置在导管10截面的不同直径的端部。即第一导体30和第二导体40与导管40的轴线连线的夹角大于0°小于180°。这样，产生的压力波或者冲击波可以是朝向导管10的一侧传播扩散的。从而能够对血管组织中的偏心病灶进行有效处理，并且不会对正常血管组织造成影响，能够有效保护正常血管组织。

可选的，本申请实施例中，导管10为实心结构。这样，导管10能够为第一导体30和第二导体40提供足够的埋设空间，并且能够将第一导体30和第二导体40绝缘隔离。

这样，能够避免第一导体30与电极41之间发生放电，能够对电极41的电弧放电进行精确导向，从而能够对压力波或者冲击波进行精确导向。

可选的，参照图2-图4所示，本申请实施例中，第二导体40沿导管10的轴线延伸。

可以理解的是，参照图3所示，本申请实施例中，第二导体40可以设置多个，多个第二导体40在导管10的周向间隔排布。

这样，能够增加电极41的数量，提高压力波或者冲击波的强度和有效范围。

继续参照图3所示，可选的，本申请实施例中，多个第二导体40的前端可以与同一个第一导体30的前端连接。在具体实现时，第一导体30可以与脉冲电源50的正极连接，多个第二导体40中的任意一个可以与脉冲电源50的负极连接。这样，就可以使得其中一个第二导体40形成的电极41击穿，从而产生压力波或冲击波。

可以理解的是，第二导体40可以是采用在造影设备下可见的材料制成，例如，不锈钢、铜、银或者钨等在X光下可以显影的材料。在具体使用时，球囊20从血管组织进入到病灶部位后，通过造影设备确定与病灶部位更接近的第二导体40，将这一个第二导体40与脉冲电源50的负极连接，这样就可以对血管组织中的偏心病灶进行有效处理，尤其是针对大血管中的偏心病灶，电极41放电形成的压力波更接近病灶部位，能够使得病灶部位处于压力波或冲击波的有效范围内，从而能够对偏心钙化病灶进行精准的治疗。

在另一些具体示例中，为保证产生的压力波或冲击波的均匀性，本申请实施例中，也可以是第一导体30连接在脉冲电源50的正极上，而多个第二导体40同时连接在脉冲电源50的负极上。这样，不同第二导体40形成的电极41在电路上呈并联状态，不会增加击穿电压，并且能够产生更加均匀的压力波或冲击波。

可以理解的是，在一些具体实现中，也可以是第一导体30连接在脉冲电源50的负极，而第二导体40连接在脉冲电源50的正极。

可选的，参照图5所示，本申请实施例中，还可以将第二导体40沿导管10的周向呈螺旋状延伸设置。

这样，槽口11将隔断第二导体40后，能够使得电极41在导管10的周向均匀排布，从而能够提高产生的压力波或者冲击波的均匀性，有利于均匀的处理沿血管组织轴向分布的钙化病变。

以上所述，仅为本申请的具体实施方式，但本申请的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本申请揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本申请的保护范围之内。因此，本申请的保护范围应以所述权利要求的保护范围为准。

Claims (10)

1.一种压力波球囊导管，其特征在于，包括：导管(10)、球囊(20)、第一导体(30)和第二导体(40)；

所述球囊(20)设置在所述导管(10)的前端，所述球囊(20)与所述导管(10)的周壁形成封闭空间，所述球囊(20)在所述导管(10)的带动下延伸到血管组织的内部；

所述第一导体(30)设置在所述导管(10)的内部，所述第二导体(40)邻近所述导管(10)的周壁，所述第一导体(30)和所述第二导体(40)串联在脉冲电路中；

所述导管(10)位于所述球囊(20)内部的周壁上开设有槽口(11)，所述槽口(11)用于隔断所述第二导体(40)以形成电极(41)；所述电极(41)用于在脉冲电压下放电，以在所述球囊(20)内产生压力波。

2.根据权利要求1所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述槽口(11)的底壁与所述第一导体(30)之间绝缘隔离。

3.根据权利要求2所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述导管(10)由绝缘材料制成，所述槽口(11)的底壁与所述第一导体(30)之间通过所述导管(10)绝缘隔离。

4.根据权利要求1所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述第二导体(40)埋设在所述导管(10)内，所述槽口(11)为从所述导管(10)的周壁向内凹陷的凹孔或者环绕所述导管(10)周壁的凹槽。

5.根据权利要求1所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述第二导体(40)的前端与所述第一导体(30)的前端通过导线电连接。

6.根据权利要求1所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述第二导体(40)沿所述导管(10)的轴线延伸。

7.根据权利要求6所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述第二导体(40)包括多个，多个所述第二导体(40)在所述导管(10)的周向间隔排布。

8.根据权利要求1所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述第二导体(40)沿所述导管(10)的周向呈螺旋状延伸。

9.根据权利要求1-8任一项所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述导管(10)为实心结构。

10.根据权利要求9所述的压力波球囊导管，其特征在于，所述槽口(11)沿所述导管(10)轴向的宽度为0.05～1mm。

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