一种冲击波球囊导管的制作方法

1.本发明涉及医疗器械技术领域，具体而言，涉及一种冲击波球囊导管。


背景技术：

2.如图1所示，传统的血管成形术球囊导管，通过内管113和外管102提供两个整体同轴或部分同轴的腔道，第一腔道为导丝腔，由内管113的内腔提供，已提前输送到目标位置的导丝插入其中，然后球囊导管沿着导丝输送至球囊111到达病变位置；第二腔道为充盈腔，由设置在内管113外的外管102的内腔提供，充盈介质经过此腔道到达球囊111内部使得球囊111充盈膨胀。在球囊111膨胀扩张血管壁中的钙化病灶时，球囊111会逐渐释放压力，直至钙化病灶破裂。但是，对于钙化严重的病变，单纯的球囊111扩张往往难以打开钙化病灶，从而影响治疗效果。
3.近年来，已被广泛临床应用于破坏尿道或胆道中的钙化沉积物或结石的液电碎石技术被应用于破坏血管中的钙化病灶。如图1所示，这种冲击波球囊导管是在传统的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冲击波发生器，然后电极通过导线连接到球囊导管另一端的高压脉冲电源主机107上。当球囊111被放置在血管中的钙化病灶处时，电源主机107通过施加高压脉冲电压，使球囊111中的冲击波发生器释放冲击波，可以选择性地破坏血管中的钙化病灶。冲击波球囊导管能更好地处理大部分传统的血管成形术球囊难以处理的严重钙化病变，顺利把钙化病灶打开。
4.目前，市面上的冲击波球囊导管采用了传统的血管成形术球囊的双腔道设计，同时，在球囊111内表面和内管113外表面之间径向叠层式地安装电极组件，这会使得球囊导管植入部的径向截面尺寸相对于传统的血管成形术球囊更大，从而使得球囊导管通过病灶位置的能力下降。


技术实现要素：

5.本发明的目的在于提供一种冲击波球囊导管，能够缩小球囊导管植入部的径向截面尺寸，有助于球囊导管顺利通过病灶位置。
6.本发明的实施例是这样实现的：
7.本发明的一个目的在于提供一种冲击波球囊导管，包括外管和金属丝，所述金属丝的第一端设置于所述外管内、第二端伸出至所述外管外，所述金属丝的第二端固定设置有末端管，所述外管与所述末端管之间固定且密封连接有球囊，位于所述外管与所述末端管之间的所述金属丝容置于所述球囊内；所述金属丝的外壁上包覆有绝缘层，所述绝缘层的外壁上还设有电极组件，所述电极组件包括至少一个电极；
8.所述金属丝与电极之间，或所述电极与电极之间可形成电极对；在高压电源作用下，所述电极对之间可产生高压脉冲，从而在所述球囊中产生冲击波。
9.进一步地，所述金属丝的径向尺寸为0.1至0.9mm，屈服强度≥200mpa，弹性模量≥70gpa；所述末端管内设有沿轴向贯穿的导丝腔，所述导丝腔用于穿设导丝，其入口位于靠
近所述末端管近端的侧壁上。
10.进一步地，所述电极组件包括第一电极，所述金属丝和所述第一电极分别通过导线连接至所述高压电源的两极；所述绝缘层上设有贯穿的第一开口，所述第一电极上设有与所述第一开口连通的第二开口，使所述金属丝和所述第一电极之间可导通形成电极对，所述电极对的放电面积为7.5x10-4
至3.5mm2；所述电极对的放电间隙为0.01至3mm，电容为0.01至2μf。
11.进一步地，所述电极组件还包括绝缘件，所述绝缘件设置在所述绝缘层和第一电极之间，其上设有与所述第一开口和第二开口连通的第三开口；通过调节所述绝缘件的壁厚可调节所述电极对之间的放电间隙。
12.进一步地，所述第一电极有多个，且具有环状结构；所述多个第一电极分别沿金属丝的径向间隔套设在所述绝缘层外侧，所述金属丝与多个第一电极之间分别形成电极对。
13.本发明的第二个目的还在于提供一种冲击波球囊导管，所述电极组件包括第一电极、绝缘件和第二电极，所述第二电极贴设在所述绝缘层外壁上；所述绝缘件包覆所述第二电极，其上设有正对第二电极的第四开口；所述第一电极为环状结构，套设在绝缘件和第二电极外部，其上设有正对所述第四开口的第五开口；使所述第一电极和第二电极之间形成电极对；所述电极对放电面积为7.5x10-4
至3.5mm2，放电间隙为0.01至3mm，电容为0.01至2μf。
14.进一步地，所述绝缘层上设有通孔，所述金属丝经所述通孔与所述第二电极导通，用作第二电极与高压电源电连接的导线。
15.进一步地，所述第二电极有多个，多个第二电极沿所述金属丝周向或轴向间隔设置在绝缘层外壁上；所述第一电极与多个第二电极之间分别形成电极对。
16.或，所述电极组件包括第一电极、绝缘件和第二电极，所述第一电极和第二电极均具有环状结构，沿金属丝轴向间隔套设在所述绝缘层外部；所述绝缘件包覆在所述第一电极或第二电极外部，其上设有贯穿的第六开口，使所述第一电极和第二电极之间形成电极对；所述电极对放电面积为7.5x10-4
至3.5mm2，放电间隙为0.01至3mm，电容为0.01至2μf。
17.进一步地，所述电极组件有多组，多组所述电极组件沿所述金属丝轴向间隔设置。本发明实施例的有益效果包括：
18.该冲击波球囊导管在高压电源作用下，电极对之间可产生高压脉冲，从而在球囊中产生冲击波。在实际使用过程中，液体经由流道通入球囊内，以使球囊逐渐充盈膨胀至可以与血管内壁贴合接触，此时，通过电源主机向电极对供电，以使电极对在通电的情况下可以释放冲击波破坏血管内壁上的病灶，从而能够打开钙化病灶，实现对血管内钙化的治疗。相较于现有技术中的冲击波球囊导管，本技术提供的冲击波球囊导管，通过采用金属丝替代普通的内管，能够有效缩小球囊导管沿径向的截面尺寸，从而有助于球囊导管顺利通过病灶位置；此外，金属丝用作电极或导线，能够减少球囊导管植入部的元器件数量，从而简化了球囊导管结构，进一步减小了球囊导管径向截面尺寸。
附图说明
19.为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本发明的某些实施例，因此不应被看作是对
范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。
20.图1为现有技术中的冲击波球囊导管的结构示意图；
21.图2为本发明第一实施例中冲击波球囊导管的结构示意图之一；
22.图3为本发明第一实施例中冲击波球囊导管的结构示意图之二；
23.图4为本发明第一实施中冲击波球囊导管球囊区域的径向截面图；
24.图5为图3中球囊区域的局部放大图；
25.图6为图5中a-a处的剖视示意图；
26.图7为本发明第二实施例中冲击波球囊导管的结构示意图；
27.图8为图7中b-b处的剖视示意图；
28.图9为本发明第三实施例中冲击波球囊导管的结构示意图；
29.图10为图9中c-c处的剖视示意图；
30.图11为本发明第四实施例中冲击波球囊导管的结构示意图；
31.图12为本发明第五实施例中冲击波球囊导管的结构示意图。
32.图标：10-冲击波球囊导管；11、102-外管；113-内管；12-金属丝；121-绝缘层；13-末端管；131-腔道入口；132-腔道出口；111、14-球囊；15-电极组件；151-第一电极；152-绝缘环；153-第二电极；107、16-电源主机；17-海波管；18-去应力管；19-导管座；20-导丝；d-球囊所在区域的径向截面尺寸。
具体实施方式
33.为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明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发明一部分实施例，而不是全部的实施例。通常在此处附图中描述和示出的本发明实施例的组件可以以各种不同的配置来布置和设计。
34.因此，以下对在附图中提供的本发明的实施例的详细描述并非旨在限制要求保护的本发明的范围，而是仅仅表示本发明的选定实施例。基于本发明中的实施例，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，都属于本发明保护的范围。
35.应注意到：相似的标号和字母在下面的附图中表示类似项，因此，一旦某一项在一个附图中被定义，则在随后的附图中不需要对其进行进一步定义和解释。
36.在本发明的描述中，需要说明的是，术语“中心”、“上”、“下”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，或者是该发明产品使用时惯常摆放的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或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发明的限制。此外，术语“第一”、“第二”、“第三”等仅用于区分描述，而不能理解为指示或暗示相对重要性。
37.此外，术语“水平”、“竖直”等术语并不表示要求部件绝对水平或悬垂，而是可以稍微倾斜。如“水平”仅仅是指其方向相对“竖直”而言更加水平，并不是表示该结构一定要完全水平，而是可以稍微倾斜。
38.在本发明的描述中，还需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“设置”、“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；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相连。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
39.请结合参照图2至图4，本发明第一实施例提供一种冲击波球囊导管10，包括外管11和金属丝12，金属丝12的第一端(即金属丝12靠近操作者的一端，亦可称为金属丝12的近端)设置于外管11内、第二端(即金属丝12靠近患者病灶的一端，亦可称为金属丝12的远端)伸出至外管11外，金属丝12的第二端固定设置有末端管13，外管11与末端管13之间密封连接有球囊14，位于外管11与末端管13之间的金属丝12容置于球囊14内；金属丝12的外壁上包覆有绝缘层121，绝缘层121的外壁上还设有电极组件，所述电极组件包括至少一个电极；所述金属丝12与所述电极之间，或所述电极有多个时，所述电极与电极之间可形成电极对；在高压电源作用下，电极对之间可产生高压脉冲，从而在球囊14中产生冲击波。
40.可选地，金属丝12的屈服强度≥200mpa，弹性模量≥70gpa，以确保金属丝12具有可靠的支撑性能。
41.本发明使用金属丝替代常规球囊导管中的内管，金属丝相对内管具有更好的支撑性能，因而金属丝的径向尺寸可设置为小于内管的径向尺寸。这使得球囊导管植入部的径向尺寸，尤其是对于球囊所在位置的径向尺寸可大大减小从而有助于球囊导管顺利通过病灶位置。
42.针对金属丝12的径向截面形状，本发明并无特殊限制，可以是圆形、椭圆形或不规则图形，只需满足能穿设在外管11的内腔中后，所述金属丝12与外管11内腔之间可形成容许流体通过的流道即可。本实施例中，所述金属丝12的径向截面形状为圆形，所述外管11的内径大于金属丝12的外径，可以使得金属丝12能够容置于外管11内，并且，还可以使得外管11的内壁与金属丝12的外壁之间能够形成用于充盈介质(一般为液体)通过的流道，金属丝12为实心结构，可以采用具有一定弹性的金属材料制得，例如铜。关于外管11与金属丝12形成的腔道面积，本领域技术人员应当能够根据实际情况进行合理的设计和选择，这里不作具体限制。可选地，金属丝12的径向尺寸为0.1至0.9mm。示例地，外管11与金属丝12的腔道面积大于0.2mm2，以便于液体以预设流速经由流道通入球囊14内，从而使得球囊14快速地充盈膨胀至可以与血管内壁贴合接触。
43.具体地，金属丝12的第一端设置于外管11内，金属丝12的第二端伸出至外管11外，并朝向远离外管11的一侧延伸，金属丝12的第二端固定设置有末端管13，外管11与末端管13呈间隔设置，且球囊14的两端分别与外管11和末端管13固定连接，以使通过外管11的外壁和末端管13的外壁能够将球囊14密封起来，金属丝12的外壁上包覆有绝缘层121，通过绝缘层121确保该冲击波球囊导管的电气安全。
44.其中，绝缘层121可以是包覆在金属丝12外壁上的绝缘皮，例如绝缘皮可以采用塑料、橡胶材质制得，还可以是涂覆在金属丝12外壁上的绝缘涂层，例如聚酰亚胺(polyimide，简称pi)涂层，以进一步提高金属丝12的支撑性能。
45.参考图2、图3，所述末端管13内设有沿轴向贯穿的导丝腔，所述导丝腔用于穿设导丝20，所述导丝腔具有腔道入口131和腔道出口132，所述腔道入口131设置在所述末端管13
的远端端壁上；腔道出口132设置在所述末端管13靠近近端的侧壁上。
46.在实际使用过程中，先将导丝20提前输送到目标位置，再将末端管穿设在导丝20上，并沿着导丝20输送，将球囊导管植入部整体输送至球囊14到达病变位置。相较于现有技术中的冲击波球囊导管，本技术提供的冲击波球囊导管10，导丝20直接通过末端管13的腔道入口131进入，从腔道出口132穿出，实现穿设于末端管13的导丝腔内，而无需将金属丝12设置成像内管一样的空心结构以提供用于导丝20通过的腔道，一方面，可以确保金属丝12具有可靠的支撑性能，另一方面，还能够具有更小的球囊导管植入部的径向截面尺寸。
47.在此过程中球囊14始终处于收缩卷绕的状态，然后将液体经由流道通入球囊14内，以使球囊14逐渐充盈膨胀至可以与血管内壁贴合接触，此时，通过电源主机16向电极对供电，以使电极对在通电的情况下释放冲击波破坏血管内壁上的病灶，从而能够打开钙化病灶，实现对血管内钙化的治疗。上述的球囊导管的植入部是指球囊导管植入到人体管腔内的部分，由此，球囊导管植入部的径向截面尺寸是指球囊导管植入到人体管腔内部分的截面尺寸，通常情况下，主要考虑其最大径向截面尺寸，参考图4，即球囊14收缩卷绕后，球囊14所在区域的径向截面尺寸d。相较于现有技术中的冲击波球囊导管，本技术提供的冲击波球囊导管，通过采用金属丝12替代普通的内管113，能够有效缩小球囊导管植入部的径向截面尺寸，从而有助于球囊导管顺利通过病灶位置。
48.从临床应用情况来看，目前，将液电碎石技术应用于传统的血管成形术球囊以对血管内钙化进行治疗的方式，仍然存在一些其他问题：一方面，冲击波声压值不够高，导致有些钙化病变需要释放过多的高压脉冲，甚至采用多根冲击波球囊导管来破坏钙化，从而延长了手术时间，增加了患者的手术费用；另一方面，冲击波声压值的均一性也不佳，相同钙化程度的病变，处理所需的高压脉冲次数存在较大的波动，不利于临床医生的操作。
49.从液电碎石技术的机理来看，声压值的大小与电压、电容和电极放电间隙相关。电压、电容越高，声压值越高，电极放电间隙也会同时增大，进而引起球囊导管植入部的径向截面尺寸的增加；另外，降低用电回路的电阻也可以提高声压值，示例地，可以通过改用电阻率更低的导体材料，或者增加导体材料的截面积提高声压值。但是，如果增加导体材料的截面积，则亦会导致球囊导管植入部的径向截面尺寸的增加；而在最佳的电极放电间隙下，通过增加导体材料的截面积来降低用电回路的电阻以及提高电极的耐久性，可以很好地提升冲击波的均一性。但是，以上的几种方案中，都会不可避免地大大增加球囊导管植入部的径向截面尺寸，导致球囊导管通过病灶位置的能力下降。
50.为了解决上述问题，本技术提供的冲击波球囊导管，采用金属丝12替代普通的内管113，不但可以减小球囊所在区域的径向截面尺寸d，该金属丝12还可以作为一个电极与电极组件中的其他电极之间形成电极对以释放冲击波，或者作为冲击波发生装置与电源主机107电连接的导线。与现有技术相比，本发明提供的金属丝12无论作为电极还是导线，均能减少球囊导管植入部的元器件数量，从而进一步减小了球囊导管植入部的径向截面尺寸。
51.本发明第一实施例中，所述金属丝用作电极，参考图5，所述电极组件包括两个环状结构的第一电极151，所述两个第一电极151沿轴向间隔设置在所述绝缘层121的外壁上。此时，所述金属丝12作为电极对的一个电极，所述第一电极151作为电极对的另外一个电极，使金属丝12分别于两个第一电极151之间形成两个电极对。
52.通过导丝将上述电极对与电源主机16连接，经流道流入的液体充盈在球囊14内后使金属丝12分别与两个第一电极151之间导通，通过电源主机16释放脉冲电压信号，两个电极对可释放脉冲冲击波。
53.本实施例中，以其中形成的一个电极对为例，对所述电极对的结构进行详细说明。参考图6，所述绝缘层121上设有贯穿的第一开口(图中未标示)；所述第一电极151的侧壁上设有贯穿的第二开口(图中未标示)；所述第二开口与所述第一开口连通，当液体充盈在球囊内后，金属丝12和第一电极151经第一开口和第二开口之间导通形成电极对。
54.本发明中，电极对的放电面积可以设置为7.5x10-4 mm2至3.5mm2之间，所述放电面积也即两个电极之间经液体导通的有效面积。
55.需要说明的是，本发明中，形成的电极对的放电间隙为0.01至3mm，电容为0.01至2μf。其中，电极对的放电间隙可以通过调节绝缘层121的厚度来调节，也可以通过在绝缘层121和第一电极151之间设置不同壁厚的第一绝缘环来调节。所述电极对之间的电容可以通过高压电源的输出电压来调节，本发明中，所述高压电源为0.5至30kv。
56.参考图7、图8，本发明第二实施例提供了另一种冲击波球囊导管，与第一实施例的区别在于，所述第一电极151的数量为一个，所述电极组件15还包括绝缘环152，所述绝缘环152设置在绝缘层121和第一电极151之间，通过设置第一绝缘环152，可调节金属丝12与第一电极151之间的距离，进而调节第一电极对的放电间隙。
57.需要说明的是，本实施例中，所述绝缘环152上设有第一开口、第二开口连通的第三开口；当液体充盈在球囊内充盈时，所述金属丝12和第一电极151之间可以经第一开口、第二开口和第三开口导通。
58.本发明还可以根据实际需求设计不同的绝缘环尺寸来实现放电间隙的调节，进而获得放电性能不同的冲击波球囊导管产品。
59.需要说明的是，本发明还可以根据治疗需求将电极对设置为两个以上。当金属丝用作电极时，可以设置多个第一电极，多个第一电极可以沿金属丝轴向间隔设置在绝缘层外部，金属丝与多个第一电极之间形成多个电极对。形成电极对只需满足电极与电极之间的放电面积为7.5x10-4
mm2至3.5mm2；放电间隙为0.01至3mm，电容为0.01至2μf。
60.本发明中，所述金属丝还可用作冲击波发生装置连接电源主机的导线。当金属丝用作导线时，能够减少导线的数量，从而简化了冲击波球囊导管的结构，有效减小其径向截面尺寸。
61.参考图9、图10，本发明第三实施例还提供了一种冲击波球囊导管，与第一实施例的区别在于，所述电极组件15包括第一电极151、绝缘环152和两个第二电极153；所述两个第二电极153为棒状结构，沿所述金属丝12的轴向贴设在所述绝缘层121的外壁的相对两侧；所述绝缘环152包覆在所述两个第二电极153的外部；所述第一电极151为环状结构，沿径向套设在上述构件的外部；所述绝缘环152上设有贯穿的第四开口和第五开口，分别正对两个第二电极153；所述第一电极151上设有第六开口和第七开口，所述第六开口正对第四开口，所述第七开口正对第五开口；使所述第一电极151分别于两个第二电极153之间形成电极对。
62.本实施例中，所述绝缘层121上还设有通孔，所述金属丝12经所述通孔与所述两个第二电极中的至少一个导通，用作其与所述电源主机连接的导线。
63.本方案可以减少冲击波发生装置与电源主机之间连接的导线，从而有效减小了球囊导管植入部的径向截面尺寸。
64.需要说明的是，本发明可以根据实际需要设置电极对的数量。
65.例如，本发明一替代实施例中，所述电极对为一个。具体地，与第三实施例的差别仅在于，沿所述金属丝轴向在绝缘层外壁上仅贴设一个第二电极，该第二电极与第一电极之间可形成一个电极对。
66.本发明另一替代实施例中，沿所述金属丝轴向在绝缘层外壁上贴设有多个第二电极，上述多个第二电极沿金属丝周向均匀排布，上述多个电极与第一电极之间可形成多个电极对。
67.需要说明的是，所述第二电极的结构可以有多种形式，可以设置成片状结构，也可以设置成环状结构。
68.本发明可以采用同一个绝缘环包覆在多个第二电极外部，也可以分别用多个绝缘件单独包覆各第二电极。
69.参考图11，本发明第四实施例还提供了一种冲击波球囊导管，与第三实施例的区别在于，本实施例中包括多组第一电极和第二电极形成的电极对。所述多组电极对沿金属丝轴向间隔设置，多组电极对的结构与第三实施例中电极对的结构相同，在此不再赘述。
70.参考图12，本发明第五实施例还提供了一种冲击波球囊导管，与第三实施例的区别在于，所述电极组件15包括第一电极151、第二电极153和绝缘罩(图中未示出)，所述第一电极151和第二电极153均具有环状结构，沿金属丝轴向间隔套设在所述绝缘层外部；所述绝缘罩罩设在所述第一电极外部，其上设有贯穿的第八开口；当液体在球囊内充盈时，所述第一电极151和第二电极153之间形成电极对。
71.所述绝缘层上设有通孔，使金属丝与第一电极151导通，从而用作第一电极151与电源主机连接的导丝。本实施例中，所述第六开口面积为3.5mm2；所述电极对的放电间隙为3mm。
72.如图2、图3所示，该冲击波球囊导管还包括与外管11相邻设置的海波管17，金属丝12的第一端穿过外管11插入海波管17内，以确保该冲击波球囊导管的安全性。除此以外，该冲击波球囊导管还可以包括去应力管18和导管座19，以通过去应力管18连接外管11和导管座19或者海波管17和导管座19，从而削弱两者之间的应力。
73.实施例1
74.采用本技术提供的冲击波球囊导管，在涂覆有绝缘层的金属丝外依次套设第一电极、绝缘环以及第二电极。具体地，金属丝12选择0.38mm外径的铜丝(pi涂层厚度0.03mm)；第一电极选择孔径0.45mm、壁厚0.05mm的不锈钢圆环，绝缘环选择0.03mm厚度的pi环(最佳电极间隙)，第二电极选择孔径0.62mm、壁厚0.05mm的带孔不锈钢环，上述各结构均通过粘胶方式安装在金属丝上。在金属丝外通过激光焊接、粘胶方式组装球囊、外管、海波管、去应力管和导管座。外管内径为0.78mm、外径为1.0mm，球囊名义直径为3.0mm，名义长度为20mm，球囊经过折叠后，球囊所在区域的径向截面尺寸d为0.76mm。金属丝的绝缘层上设有通孔，使金属丝与内电极导通；外电极通过一根导线与电源主机连接。电源主机输出电压为2kv，电容为0.05μf。
75.使用水听器(灵敏度：850mv/mpa，频率范围：01至20mhz)在距离球囊内正对外电极
正中心3cm处，测试声压均值为1.1mpa，冲击波寿命次数为440次。
76.对比例1
77.采用传统的ptca球囊导管结构，在内管113上安装由第一电极、绝缘罩以及第二电极组成电极组件的冲击波发生装置。具体地，内管113内径为0.45mm、外径为0.60mm，第一电极选择孔径0.67mm、壁厚0.05mm的不锈钢圆环，绝缘罩选择0.03mm厚度的pi环(最佳电极间隙)，第二电极选择孔径0.84mm、壁厚0.05mm的带孔不锈钢环，通过粘胶方式安装在内管113上。在内管113外通过激光焊接、粘胶方式组装球囊111、外管102、海波管、去应力管和导管座。外管102内径为1.0mm、外径为1.25mm，球囊111名义直径为3.0mm，名义长度为20mm，球囊111经过折叠后，球囊111所在区域的径向截面尺寸为0.99mm。第一电极和第二电极分别通过一根导线与电源主机107连接。电源主机107输出电压为2kv，电容为0.05μf。
78.使用水听器(灵敏度：850mv/mpa，频率范围：01至20mhz)在距离第三开口(或者说第二开口)正中心3cm处，测试声压均值为0.6mpa，冲击波寿命次数为205次。
79.以上所述仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
80.另外需要说明的是，在上述具体实施方式中所描述的各个具体技术特征，在不矛盾的情况下，可以通过任何合适的方式进行组合，为了避免不必要的重复，本发明对各种可能的组合方式不再另行说明。