CN219183969U - 基于冲击波的多腔道型球囊导管 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开了一种基于冲击波的多腔道型球囊导管，包括导管、球囊、电极环、导管座，电极环设有至少两个，电极环的近端边缘和/或远端边缘上设有环凹槽，导管上设有导线组，导线组包括至少一条正极导线、负极导线，其中，正极导线与至少一个电极环上的一个环凹槽相对的位置设置有裸露区域，负极导线与至少一个电极环的环凹槽相对的位置设置有裸露区域，在两个电极环之间设置有连接导线，连接导线的近端与远端设置有与两个电极环上的环凹槽相对并且裸露金属线缆的裸露区域，在导线组、连接导线中至少裸露区域与环凹槽之间具有放电间隙。与现有技术相比，避免为了缓解缺血，术者需要不断给球囊泄压后再加压反复操作球囊的扩张以进行冲击波治疗。

Description

基于冲击波的多腔道型球囊导管

技术领域

本实用新型涉及一种医疗器械，特别涉及一种用于血管内辅助治疗，可以在血管内产生冲击波的基于冲击波的多腔道型球囊导管。

背景技术

血管内弥散性钙化病变，是钙化物质弥散性分布在血管内各层级间的一种疾病。根据血管内钙化病变的所处的不同血管位置会对人体造成不同情况的伤害。严重时，钙化物质的堆积将导致血管内狭窄，使血管内能够通过的血流减少，引起供血量不足，体细胞缺血等各类疾病。血管内钙化物质的堆积还会导致血管夹层的形成，致使血管穿孔，最终导致人体死亡的情况发生。现有临床治疗手段主要是通过在血管内设置球囊扩张导管，通过对球囊导管加高压(16atm甚至更高压力)后球囊体积与直径扩张的外扩力来打开已狭窄的弥散性钙化血管内腔，扩张过程中始终与血管内弹性体进行抗衡，再通过支架支撑被扩张开的血管内腔，防止已被扩张开的钙化病变血管由于血管内弹性体作用再收缩造成狭窄。由于扩张球囊在对血管壁进行扩张的过程中直接接触血管壁内膜，随着球囊的扩张挤压，血管壁内膜易被扩张球囊剪应力撕裂。

为防止血管内弥散性钙化病变在球囊扩张中对血管内层内皮细胞的伤害，现有一种冲击波球囊导管SHOCKWAVE被用于治疗已狭窄的弥散性钙化血管，该冲击波球囊导管能在低扩张压力4atm下使球囊壁贴合血管内层并激发冲击波通过液体与组织将冲击波能量传递至血管不同层间的弥散性钙化病变，使血管内层及中层弥散性的钙被震裂。再将球囊导管扩张压力增大到6atm,使血管内狭窄随着球囊的体积与外径增大而增大。被震碎裂的钙化物质间隙随着球囊的扩张将优先被挤压，且由于冲击波球囊导管在低压力水平下进行扩张，球囊外表面与血管内壁剪应力较小。使球囊导管在不伤害血管内皮细胞的情况下对病变位置进行扩张。但由于冲击波球囊导管需要较长时间(几分钟甚至十几分钟)在扩张状态下紧贴血管壁，以使冲击波能够不断从球囊内冲击波激发位置传递至血管内壁钙化病变处，达到治疗效果。球囊导管长时间紧贴血管壁有可能导致血流堵塞，造成血管远端缺血的情况。为了缓解缺血的情况，术者需要不断给球囊导管泄压后再加压扩张进行冲击波治疗。球囊导管不断充泄压的过程中，导管不断挤压血管内壁且导管易移位或破裂，容易损伤血管引起血栓甚至死亡等事故，除钙效率较低，因而治疗效果有一定的风险性。

实用新型内容

本实用新型的目的在于提供一种基于冲击波的多腔道型球囊导管，要解决的技术问题是球囊在长时间紧贴血管内壁是不中断血流，提高除钙效率，增加手术的安全性。

为解决上述问题，本实用新型采用以下技术方案实现：一种基于冲击波的多腔道型球囊导管，包括导管、球囊、电极环、导管座，所述导管中设有导丝腔道、通血腔道以及充盈腔道，导丝腔道贯穿导管的近端端头以及远端端头，球囊设置在导管的远端，充盈腔道的近端贯穿导管位于球囊的这部分管体表面，充盈腔道的远端贯穿导管的近端，以使球囊的内部与充盈腔道连通，电极环设有至少两个，电极环套在导管位于球囊中的这部分管体表面，电极环的近端边缘和/或远端边缘上设有环凹槽，电极环之间的环凹槽错位设置，导管上设有沿导管的轴线延伸的导线组，导线组包括至少一条正极导线、负极导线，其中，正极导线与至少一个电极环上的一个环凹槽相对的位置设置有裸露金属线缆的裸露区域，负极导线与至少一个电极环的环凹槽相对的位置设置有裸露金属线缆的裸露区域，在两个电极环之间设置有连接导线，连接导线的近端与远端设置有与两个电极环上的环凹槽相对并且裸露金属线缆的裸露区域，在导线组、连接导线中至少裸露区域与电极环的环凹槽之间具有间隙，以形成放电间隙，通血腔道的近端以及远端贯穿导管位于球囊近端和远端外的这部分管体表面，以在球囊充盈后，血管内血液通过通血腔道流动，在球囊中设置有导电液，在导管位于球囊中的这部分管体上设置有显影标记，导管座的远端与导管的近端连接，在导管座上设有分别与导丝腔道连通的第一接口、与充盈腔道连通的第二接口，正极导线和负极导线的近端从导管座的近端引出。

进一步地，所述电极环设有至少四个，电极环划分为至少两组，每组中设置有至少一个电极环，正极导线的设置数量与电极环的组数相同，两根正极导线的裸露区域分别与其中一组电极环中的一个电极环上的环凹槽对应，负极导线上的裸露区域与电极环的组数相同，分别与每组电极环中的一个电极环上的环凹槽对应，当每组电极环中设有至少两个以上的电极环时，电极环之间设置有连接导线。

进一步地，所述导管包括内管、外管，内管与外管同轴设置，外管套在内管外，在内管与外管之间设置有间隙，以形成充盈腔道，内管的远端伸出至外管的远端外，球囊的远端固定在内管伸出外管的这部分管体的远端上，球囊的近端固定在外管的远端上，导丝腔道以及通血腔道设置在内管上，通血腔道的近端贯穿内管以及外管。

进一步地，所述内管包括第一管体、第二管体，第一管体设于第二管体的远端，第一管体上设有第一导丝腔道段，通血腔道设置在第一管体上，第二管体上设有沿第二管体的轴向设置的第二导丝腔道段，通血腔道的近端设有一段延伸至第一管体近端外的延伸管，延伸管的近端穿过第二管体的管体与外管管体上的开口连接，第一导丝腔道段与第二导丝腔道段连接，球囊设置在第一管体上，第一管体的远端端头伸出至球囊的远端外，球囊的远端与第一管体连接，球囊的近端与外管的远端连接；电极环套在第一管体上。

进一步地，所述内管的管壁上设有沿内管的轴向设置的绝缘槽，绝缘槽间隔分布在内管的管壁上，正极导线、负极导线分别设置在绝缘槽上。

进一步地，所述通血腔道设有至少两个。

进一步地，所述放电间隙为20-100um。

进一步地，所述导管由高分子聚合物材料制成。

进一步地，所述显影标记设有至少两个，分别设置在导管位于球囊中的这部分管体的近端以及远端，电极环设于显影标记之间。

本实用新型与现有技术相比，通过在导管的球囊两端管体上设置能够通血的通血腔道，避免为了缓解缺血，术者需要不断给球囊泄压后再加压反复操作球囊的扩张以进行冲击波治疗，防止球囊不断充泄压的过程中，导管不断挤压血管内壁且导管易移位或破裂，损伤血管引起血栓甚至死亡等事故，提高了除钙效率，增加手术的安全性。

附图说明

图1是本实用新型实施例1的结构示意图。

图2是本实用新型实施例1的内部结构局部示意图。

图3是本实用新型实施例1中第一管体的径向截面示意图。

图4是本实用新型实施例1中第二管体的径向截面示意图。

图5是本实用新型实施例1中电极环与导线组之间的位置示意图。

图6是本实用新型实施例1中冲击波激发顺序示意图一。

图7是本实用新型实施例1中冲击波激发顺序示意图二。

图8是本实用新型实施例1中冲击波激发顺序示意图三。

图9是本实用新型实施例1中冲击波激发顺序示意图四。

图10是本实用新型实施例2的结构示意图。

图11是本实用新型实施例2的内部结构局部示意图。

图12是本实用新型实施例2中第一管体的径向截面示意图。

图13是本实用新型实施例2中第二管体的径向截面示意图。

图14是本实用新型实施例2中电极环与导线组位置结构示意图。

图15是本实用新型实施例2中冲击波激发顺序示意图一。

图16是本实用新型实施例2中冲击波激发顺序示意图二。

图17是本实用新型实施例2中冲击波激发顺序示意图三。

图18是本实用新型实施例2中冲击波激发顺序示意图四。

图19是本实用新型实施例2中冲击波激发顺序示意图五。

图20是本实用新型实施例2中冲击波激发顺序示意图六。

图21是本实用新型实施例3的结构示意图。

图22是本实用新型实施例3中第一管体的径向截面示意图。

图23是本实用新型实施例3中第二管体的径向截面示意图。

图24是本实用新型实施例3中电极环与导线组位置结构示意图。

图25是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图一。

图26是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图二。

图27是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图三。

图28是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图四。

图29是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图五。

图30是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图六。

图31是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图七。

图32是本实用新型实施例3中冲击波激发顺序示意图八。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本实用新型作进一步详细说明。

在本实用新型中，远端指远离手术操作者的一端；近端指靠近手术操作者的一端。

实施例1

如图1、图2和图5所示，本实施例1中的基于冲击波的多腔道型球囊导管，包括导管1、球囊2、电极环3、导管座8，其中：

导管1中设有导丝腔道11、通血腔道12以及充盈腔道13，通血腔道12设置一条，导丝腔道11贯穿导管1的近端端头以及远端端头；

球囊2设置在导管1的远端，充盈腔道13的近端贯穿导管1位于球囊2的这部分管体表面，充盈腔道13的远端贯穿导管1的近端，以使球囊2的内部与充盈腔道13连通；

电极环3套在导管1位于球囊2中的这部分管体表面，在本实施例中电极环3设有两个，每个电极环3上均设有两个环凹槽32，两个电极环3分别为第一电极环3A、第二电极环3B，第一电极环3A位于球囊2的远端中，第二电极环3B位于球囊2的近端中，两个电极环3等距离设置在导管1上，第一电极环3A的远端边缘上设有两个第一环凹槽32A，两个第一环凹槽32A相对设置，第二电极环3B的近端以及远端分别设有第二环凹槽32B，第二电极环3B上的两个第二环凹槽32B相对设置，第一电极环3A的第一环凹槽32A与第二电极环3B上的第二环凹槽32B均错位设置，以保证相邻的两个环凹槽在不同的位置上；

导管1上设有沿导管1的轴线延伸的导线组4，导线组4中的导线外包有绝缘层，导线组4的远端延伸至电极环3的内环中，导线组4包括一根正极导线41以及一根负极导线42，正极导线41延伸至导管1的近端并与高压脉冲发生器5的正极电连接，远端则延伸至第二电极环3B远端的第二环凹槽32B处，正极导线41的远端与远端的第二环凹槽32B相对位置处设置有将导线的金属部分裸露的裸露区域，负极导线42的远端延伸至第一环凹槽32A的远端处，并于其中一个第一环凹槽32A相对，在负极导线42的远端与第一环凹槽32A相对位置处设置有将导线的金属部分裸露的裸露区域，在第一电极环3A与第二电极环3B之间设置有连接导线43，连接导线43的近端与远端分别延伸至第一电极环3A和第二电极环3B上的另一个第一环凹槽32A、第二环凹槽32B处，且与该第一环凹槽32A、第二环凹槽32B相对位置处设置有将导线的金属部分裸露的裸露区域，在实用新型中，导线上的裸露区域与电极环3之间设置有间距相同的间隙，位于裸露区域与环凹槽32的这部分间隙形成放电间隙31，放电间隙31的距离相等，导线组3以及连接导线43与电极环3之间的间距与放电间隙31的距离相等；

通血腔道12的近端以及远端贯穿导管1位于球囊2近端和远端外的这部分管体表面，以在球囊2充盈后，血管内血液通过通血腔道12流动；

在球囊2中设置有导电液，以在电极环3与导线组4、连接导线43共同作用下，在放电间隙31中放电或弧光放电，击穿相应位置的导电液，使导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力产生相应的冲击波在导管1位于球囊2中的这部分管体上设置有显影标记6，显影标记6设有两个，分别设置在导管1上位于第一电极环3A的远端、第二电极环3B的近端；

导管座8的远端与导管1的近端连接，在导管座8上设有分别与导丝腔道11连通的第一接口81、与充盈腔道13连通的第二接口82，正极导线41的近端以及负极导线42的近端从导管座8上引出，与外置的高压脉冲发生器5的正负极电连接。

如图1和图2所示，导管1包括内管14、外管15，内管14与外管15同轴设置，外管15套在内管14外，在内管14与外管15之间设置有间隙，以形成充盈腔道13，内管14的远端伸出至外管15的远端外，球囊2的远端固定在内管14伸出外管15的这部分管体的远端上，球囊2的近端固定在外管15的远端上，导丝腔道11以及通血腔道12设置在内管14上，通血腔道12的近端贯穿内管14以及外管15。

如图3和图4所示，在实施例1中，内管14的管壁上设有沿内管14的轴向设置的绝缘槽143，绝缘槽143的数量可以正极导线41、负极导线42的总数量相同，绝缘槽143间隔分布在内管14的管壁上，正极导线41、负极导线42分别设置在绝缘槽143上。

如图1和图2所示，内管14由两部分组成，包括第一管体141、第二管体142，第一管体141设于第二管体142的远端，第一管体141上设有第一导丝腔道段1411，通血腔道12设置在第一管体141上，第二管体142上设有沿第二管体142的轴向设置的第二导丝腔道段1421，通血腔道12的近端设有一段延伸至第一管体141近端外的延伸管1412，延伸管1412的近端穿过第二管体142的管体与外管15管体上的开口连接，第一导丝腔道段1411与第二导丝腔道段1421连接，第一导丝腔道段1411与第二导丝腔道段1421相连后共同构成导丝腔道11，球囊2设置在第一管体141上，第一管体141的远端端头伸出至球囊2的远端外，球囊2的远端与第一管体141连接，球囊2的近端与外管15的远端连接；电极环3套在第一管体141上，绝缘槽143由设置在第一管体141上的第一绝缘槽143A、第二管体142上的第二绝缘槽143B组成(图3和图4所示)。

如图3、图4所示，第一绝缘槽143A对称设置在第一管体141的两侧上，每侧的第一绝缘槽143A设有两个，同侧上的两个第一绝缘槽143A之间呈60°夹角设置，在第一管体141中，通血腔道12设于第一导丝腔道段1411上方；如图3和图4所示，第二绝缘槽143B对称设置在第二管体142的两侧上，每侧设有一个第二绝缘槽143B，第二绝缘槽143B分别与设置在第一管体141下侧的两个第一绝缘槽143A位置相对，两个第二绝缘槽143B之间呈120°夹角设置。

实施例1中的正极导线41与负极导线42设置在对应的绝缘槽143中，然后正极导线41、负极导线42的近端分别从绝缘槽143引出至导管座8外(如图1所示)。

本实用新型中，环电极3采用金属材料制成，如不锈钢、铂金、铜、银等金属；高压脉冲电源电压范围为1000V-3000V,控制放电的持续时间为1-20us；导管1采用高分子聚合物绝材料制成；导电液包括生理盐水和造影液中的一种或多种，放电间隙31为20-100um。

如图6至图9所示，在本实施例1中导电液在高压脉冲发生器5的作用下，从高压脉冲发生器5释放高压脉冲电(高压脉冲电源电压范围为1000V～3000V,控制放电的持续时间为1～20us)，在正极导线41的裸露区域与第二电极环3B远端的第二环凹槽32B之间的放电间隙31处尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第一次冲击波；高压脉冲电沿着第二电极环3B周向传导至另一个第二环凹槽32B与连接导线43近端的裸露区域之间的放电间隙31，实现尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第二次冲击波；高压脉冲电继续沿着连接导线43传导至连接导线43远端的裸露区域与第一电极环3A上相对的第一环凹槽32A之间的放电间隙31，在尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第三次冲击破；高压脉冲电再沿着第一电极环3A周向传导至另一个第一环凹槽32A与相对的负极导线42上的裸露区域之间的放电间隙31，在尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第四次冲击波。根据电压脉冲的大小和持续时间以及内部电极和外部电极之间的距离、电极的表面积和/或电极环的形状(例如，电极环凹槽处是否有毛刺或切口等)，气泡的大小以及气泡的膨胀和塌缩率可能不同。

冲击波产生顺序由图6至图9所示，可观察到四次所产生的冲击波均匀分布在整段球囊5轴向与圆周方向，可以使球囊外病灶收到的冲击波能量分布均匀，实现球囊外血管内层或中层钙化均匀受力，防止出现能量不均匀导致的血管夹层或破裂等临床风险。

在本实用新型中，设置环凹槽能够实现电极环边缘放电。

实施例2:

如图10和图11所示，实施例2与实施例1的区别在于，电极环3的数量以及通血腔道12的数量不同，具体表现为，电极环3设置有三个，通血腔道12设置有三个，沿导丝腔道11的外围等距离设置，设置三个通血腔道12能够提高血流量。

如图10和图14所示，三个电极环3从远端至近端分别为第一电极环3A、第二电极环3B、第三电极环3C，其中，第二电极环3B和第三电极环3C上的两个环凹槽32分别设置在第二电极环3B、第三电极环3C的近端和远端，第一电极环3A上的两个环凹槽32均设置在远端，此处连接导线43设有两根，分别设置在两个电极环3之间，具体地，正极导线41的远端的裸露区域与第三电极环3C远端的第三环凹槽32C相对，其中一根连接导线43两端上的裸露区域分别与第三电极环3C近端的第三环凹槽32C以及第二电极环3B远端的第二环凹槽32B相对，另一根连接导线43两端上的裸露区域分别与第二电极环3B近端的第二环凹槽32B以及第一电极环3A远端的一个第一环凹槽32A相对，负极导线42远端的裸露区域则与第一电极环3A远端的另一个第一环凹槽32A相对。

如图15至图20所示，在本实施例2中放电顺序为，在正极导线41的裸露区域与第三电极环3C远端的第三环凹槽32C之间的放电间隙31处，进行尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第一次冲击波；高压脉冲电沿着第三电极环3C周向传导至另一个第三环凹槽32C与连接导线43近端的裸露区域之间的放电间隙31，进行尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第二次冲击波；高压脉冲电继续沿着连接导线43传导至连接导线43远端的裸露区域与第二电极环3B远端相对的第二环凹槽32B之间的放电间隙31，实现尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第三次冲击破；高压脉冲电再沿着第二电极环3B周向传导至近端的第二环凹槽32B与相对的另一根连接导线43近端的裸露区域之间的放电间隙31，在尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第四次冲击波；高压脉冲沿着另一根连接导线43传导至该连接导线43远端的裸露区域与第一电极环3A远端相对的第一环凹槽312A之间的放电间隙，在尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与小时的应力会产生第五次冲击波；高压脉冲电沿着第一电极环3A周向传导至另一个第一环凹槽32A与负极导线42远端的裸露区域之间的放电间隙31，在尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第六次冲击波。

在实施例2中，如图12和图13所示，导线组4以及连接导线43分别设置在绝缘槽143中，绝缘槽143也是由设置在第一管体141上的第一绝缘槽143A、第二管体142上的第二绝缘槽143B组成；第一绝缘槽143A设有三个，第一绝缘槽143A呈120度夹角分布在第一管体141上，第二绝缘槽143B设有三个，以保证导线组的近端能够被引导至内管14的近端外。

实施例2中设置三个电极环相较于实施例1中设置两个电极环，球囊发出冲击波的范围可以更宽一些，设置三个通血腔道能够最大限度的增大通血腔道的总面积，较一个通血腔道而言更有优势。

实施例3:

如图21和图24所示，实施例3与实施例1和实施例2的不同之处在于，电极环3的数量以及通血腔道12的数量不相同，其中，电极环3的设置数量为四个，而通血腔道12也为四个，通血腔道12等距离分布在导丝腔道11外围。

如图24所示，在本实施例中，四个电极环3从远端至近端分别为第一电极环3A、第二电极环3B、第三电极环3C、第四电极环3D，将四个电极环3划分为两组，每组中设置有两个电极环3，第一电极环3A和第二电极环3B为一组，第三电极环3C和第四电极环3D为一组；正极导线41设置两条，第一正极导线41A远端的裸露区域与第四电极环3D远端的第四环凹槽32D相对，第四电极环3D与第三电极环3C之间设置第一连接导线43A，第一连接导线43A的裸露区域分别与第四电极环3D近端的第四环凹槽32D以及第三电极环3C远端的一个第三环凹槽32C相对；第二正极导线41B远端的裸露区域与另一组中第二电极环3B远端的第二环凹槽32B相对，在第一电极环3A和第二电极环3B之间设置有第二连接导线43B，第二连接导线43B的裸露区域分别与第一电极环3A远端的其中一个第一环凹槽32A相对，负极导线42上设置有两个裸露区域，远端位置上的裸露区域与第一电极环3A远端的另一个第一环凹槽32A相对，另一个裸露区域则与另一组中第三电极环3C远端上的另一个第三环凹槽32C相对，以分别控制两组电极环3同时工作或分时工作。

在本实施例中，第一电极环3A和第三电极环3C上的环凹槽均设置在远端，第二电极环3B和第四电极环3D上的两个环凹槽分别设置在近端和远端。

在本实施例中，如图22和图23所示，第一绝缘槽143A设有四个，呈90度夹角分布在第一管体141上，第二绝缘槽143B设有三个，导线组4以及连接导线43分别设置在第一绝缘槽143A上，而导线组4的近端分别通过第二绝缘槽143B延伸至内关14的近端外。

如图25至图32所示，放电顺序为：可同时或分时进行放电，在第二正极导线41B的裸露区域与第二电极环3B远端的第二环凹槽32B之间的放电间隙31处尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第一次冲击波；高压脉冲电沿着第二电极环3B周向传导至另一个第二环凹槽32B与第二连接导线43B近端的裸露区域之间的放电间隙31，实现尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第二次冲击波；高压脉冲电继续沿着第二连接导线43B传导至第二连接导线43B远端的裸露区域与第一电极环3A上相对的第一环凹槽32A之间的放电间隙31，在尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第三次冲击破；高压脉冲电再沿着第一电极环3A周向传导至另一个第一环凹槽32A与相对的负极导线42上的裸露区域之间的放电间隙31，在尖端放电或弧光放电，击穿该放电间隙31处的导电液，导电液产生大量气泡，气泡膨胀与消失的应力会产生第四次冲击波来；另一组电极环(第三电极环3C、第四电极环3D)的放电原理相同，在此不做具体说明。

本实施例设置四个电极环，能够满足更宽的冲击波作用面，适用不同的临床情况，设置四个通血腔道进一步增加了通血腔道的总面积。

本实用新型避免为了缓解缺血，术者需要不断给球囊泄压后再加压反复操作球囊的扩张以进行冲击波治疗，防止球囊不断充泄压的过程中，导管不断挤压血管内壁且导管易移位或破裂，损伤血管引起血栓甚至死亡等事故，提高了除钙效率，增加手术的安全性。

Claims (9)

1.一种基于冲击波的多腔道型球囊导管，包括导管(1)、球囊(2)、电极环(3)、导管座(8)，其特征在于：所述导管(1)中设有导丝腔道(11)、通血腔道(12)以及充盈腔道(13)，导丝腔道(11)贯穿导管(1)的近端端头以及远端端头，球囊(2)设置在导管(1)的远端，充盈腔道(13)的近端贯穿导管(1)位于球囊(2)的这部分管体表面，充盈腔道(13)的远端贯穿导管(1)的近端，以使球囊(2)的内部与充盈腔道(13)连通，电极环(3)设有至少两个，电极环(3)套在导管(1)位于球囊(2)中的这部分管体表面，电极环(3)的近端边缘和/或远端边缘上设有环凹槽(32)，电极环(3)之间的环凹槽(32)错位设置，导管(1)上设有沿导管(1)的轴线延伸的导线组(4)，导线组(4)包括至少一条正极导线(41)、负极导线(42)，其中，正极导线(41)与至少一个电极环(3)上的一个环凹槽(32)相对的位置设置有裸露金属线缆的裸露区域，负极导线(42)与至少一个电极环(3)的环凹槽(32)相对的位置设置有裸露金属线缆的裸露区域，在两个电极环(3)之间设置有连接导线(43)，连接导线(43)的近端与远端设置有与两个电极环(3)上的环凹槽(32)相对并且裸露金属线缆的裸露区域，在导线组(4)、连接导线(43)中至少裸露区域与电极环(3)的环凹槽(32)之间具有间隙，以形成放电间隙(31)，通血腔道(12)的近端以及远端贯穿导管(1)位于球囊(2)近端和远端外的这部分管体表面，以在球囊(2)充盈后，血管内血液通过通血腔道(12)流动，在球囊(2)中设置有导电液，在导管(1)位于球囊(2)中的这部分管体上设置有显影标记(6)，导管座(8)的远端与导管(1)的近端连接，在导管座(8)上设有分别与导丝腔道(11)连通的第一接口(81)、与充盈腔道(13)连通的第二接口(82)，正极导线(41)和负极导线(42)的近端从导管座(8)的近端引出。

2.根据权利要求1所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述电极环(3)设有至少四个，电极环(3)划分为至少两组，每组中设置有至少一个电极环(3)，正极导线(41)的设置数量与电极环(3)的组数相同，两根正极导线(41)的裸露区域分别与其中一组电极环中的一个电极环(3)上的环凹槽(32)对应，负极导线(42)上的裸露区域与电极环(3)的组数相同，分别与每组电极环中的一个电极环(3)上的环凹槽(32)对应，当每组电极环(3)中设有至少两个以上的电极环(3)时，电极环(3)之间设置有连接导线(43)。

3.根据权利要求1-2任意一项所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述导管(1)包括内管(14)、外管(15)，内管(14)与外管(15)同轴设置，外管(15)套在内管(14)外，在内管(14)与外管(15)之间设置有间隙，以形成充盈腔道(13)，内管(14)的远端伸出至外管(15)的远端外，球囊(2)的远端固定在内管(14)伸出外管(15)的这部分管体的远端上，球囊(2)的近端固定在外管(15)的远端上，导丝腔道(11)以及通血腔道(12)设置在内管(14)上，通血腔道(12)的近端贯穿内管(14)以及外管(15)。

4.根据权利要求3所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述内管(14)包括第一管体(141)、第二管体(142)，第一管体(141)设于第二管体(142)的远端，第一管体(141)上设有第一导丝腔道段(1411)，通血腔道(12)设置在第一管体(141)上，第二管体(142)上设有沿第二管体(142)的轴向设置的第二导丝腔道段(1421)，通血腔道(12)的近端设有一段延伸至第一管体(141)近端外的延伸管(1412)，延伸管(1412)的近端穿过第二管体(142)的管体与外管(15)管体上的开口连接，第一导丝腔道段(1411)与第二导丝腔道段(1421)连接，球囊(2)设置在第一管体(141)上，第一管体(141)的远端端头伸出至球囊(2)的远端外，球囊(2)的远端与第一管体(141)连接，球囊(2)的近端与外管(15)的远端连接；电极环(3)套在第一管体(141)上。

5.根据权利要求4所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述内管(14)的管壁上设有沿内管(14)的轴向设置的绝缘槽(143)，绝缘槽(143)间隔分布在内管(14)的管壁上，正极导线(41)、负极导线(42)分别设置在绝缘槽(143)上。

6.根据权利要求1或2所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述通血腔道(12)设有至少两个。

7.根据权利要求1或2所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述放电间隙(31)为20-100um。

8.根据权利要求1所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述导管(1)由高分子聚合物材料制成。

9.根据权利要求1或2所述的基于冲击波的多腔道型球囊导管，其特征在于：所述显影标记(6)设有至少两个，分别设置在导管(1)位于球囊(2)中的这部分管体的近端以及远端，电极环(3)设于显影标记(6)之间。

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