声能导丝系统与能量导丝的制作方法

1.本发明涉及医疗器械技术领域，特别是涉及一种声能导丝系统与能量导丝。


背景技术：

2.慢性病完全闭塞病变种类较多，本文将具体以冠状动脉慢性完全闭塞病变(简称cto)为例进行展开介绍，它是当前介入治疗的难点之一。病理和影像学研究证实大多数cto病变都存在前向或逆向侧支循环，使闭塞血管段远端保持一定的血液供应，但即使侧支循环建立充分，功能上也仅相当于90％狭窄血管的血供，仅能勉强维持静息状况下的心肌存活及冬眠心肌的血供，而当心肌耗氧量增加时患者便产生心肌缺血症状如心绞痛、运动耐量降低等表。成功开通cto病变可缓解患者心绞痛症状，改善左室功能，稳定心肌的电活动，进而增强患者对未来冠脉事件的耐受力。cto病变在所有冠脉病变中大约占30％左右，与一般的复杂病变相比，cto病变手术成功率低并发症发生率高，如何提高cto病变介入治疗的成功率，是大家一直关注和探讨的问题。
3.随着介入器械的改进、经验的积累及对cto病变理论的新认识，近年来cto成功率有所提升，许多大的国际介入中心cto的成功率大于90％，但总体成功率尚有待进一步的提高。分析cto失败的因素，导丝不能通过(占63％-92％)高居第一，包括不能穿透闭塞近端/远端纤维帽，进入假腔，或穿孔；其次是球囊不能通过(10％)，最后为不能扩张病变(5％)。因此，cto病变的成功开通与导丝的成功选择、应用密不可分。此外，cto血管内介入开通治疗一般手术时间长、造影剂用量多、x线曝光量大，可能增加患者造影剂肾病、放射性皮肤损害、脑出血等并发症风险，同时对长期从事cto血管内介入开通治疗的术者健康亦有不利影响。因此，有必要通过技术改进缩短手术时间、减少造影剂用量和x线曝光量。
4.传统地，使用冲击波、超声波等有源类能量协助导丝通过的方式逐渐成熟，通常的开通cto病变的技术包括前向导丝开通技术与逆向导丝开通技术，通常情况下，开通cto病变首选前向导丝技术，因为通常相对安全，而逆向导丝技术只应用于前向导丝技术失败后的次要选择，因为手术操作时间长，射线暴露大，应用对比剂多且易出现并发症。然而，目前的导丝都是通过材料和结构实现直径细，远端硬等特性来通过钙化严重，纤维帽坚硬的cto病变，对操作要求较高，并且目前的导丝不能满足各种慢性病完全闭塞病变的介入治疗。


技术实现要素：

5.本发明提供一种声能导丝系统与能量导丝，以解决现有技术中的一个或者多个技术问题。
6.其技术方案如下：一种能量导丝，所述能量导丝包括：
7.推送段，所述推送段包括相对的第一端与第二端，所述第一端用于与主机或手柄相连，所述推送段采用金属材料制作；以及
8.显影段，所述显影段包括芯轴以及连接于所述芯轴外部的包覆层，所述芯轴与所述包覆层中的其中一个与所述第二端为一体化结构，另一个采用金属显影材料制作，所述
推送段的弹性模量大于所述显影段的弹性模量。
9.在其中一个实施例中，所述金属显影材料包括金、铂、钨、铱、锇、铼、钯、钽、铂金合金、铂钨合金、铂铱合金和铂镍合金中的一种或多种；和/或，所述推送段的材质选自于镍钛合金、镍钛基合金、铁基合金、不锈钢或钴基合金。
10.在其中一个实施例中，所述芯轴与所述推送段为一体化结构，所述包覆层采用金属显影材料制作，并通过电镀或物理气相沉积的方式设于所述芯轴的外部。
11.在其中一个实施例中，所述芯轴包括变径段与平直段，所述变径段的相对两端分别连接所述推送段的第二端与所述平直段；所述变径段的外径在沿着远离于所述推送段的方向上呈减小趋势。
12.在其中一个实施例中，所述变径段的外壁面与其中心轴线形成的夹角为a,a为15
°
～40
°
。
13.在其中一个实施例中，所述包覆层的外壁上形成有螺旋结构。
14.在其中一个实施例中，远离于所述推送段的所述芯轴的端部外壁上设置一个或多个凸部，所述凸部环绕所述芯轴的一端周向设置；多个所述凸部沿着所述芯轴的延伸方向依次间隔设置。
15.在其中一个实施例中，相邻两个所述凸部的间隙大小为0.8mm～1.2mm。
16.在其中一个实施例中，所述能量导丝还包括连接段；所述连接段的一端设有用于与主机或手柄相连的接口，所述连接段的另一端用于与所述推送段的第一端相连。
17.在其中一个实施例中，所述连接段的直径在靠近于所述推送段的方向上呈减小趋势；和/或，靠近于所述推送段的所述连接段一端端面设有插孔，所述连接段的外壁面上设有连通所述插孔与所述连接段外部的注胶孔，所述推送段的第一端插入到所述插孔内部并与所述连接段粘接相连。
18.在其中一个实施例中，所述显影段的长度为6cm～40cm；所述显影段的直径为0.2mm～0.8mm；所述显影段的直径小于或等于所述推送段的直径。
19.一种声能导丝系统，所述声能导丝系统包括所述的能量导丝，还包括主机，所述主机与所述第一端相连。
20.在其中一个实施例中，所述声能导丝系统还包括设置于所述主机与所述第一端之间的手柄，所述主机通过导线与所述手柄相连，所述手柄与所述第一端相连。
21.上述的声能导丝系统与能量导丝，在工作时，显影段在推送段的驱动下进入到病变部位，并能将推送段的能量作用于病变部位，从而起到治疗作用。其中，由于芯轴与包覆层中的其中一个与第二端相连并与推送段为一体化结构，即通过连续的无焊接一体式结构减少了产品的整体机械结构应力集中点。避免产品在应力集中点快速失效，从而保证了能量导丝能够安全稳定地传递机械声能。进而，无需如传统技术中通过将能量导丝的远端区域(即能量导丝远离于手柄的部位)直径缩小来辅助进入迂曲病变段而导致刺穿血管的不良现象，即本实施例中的能量导丝相对提高了手术安全性。此外，显影段采用了金属显影材料，该金属材料的柔韧性较好，能使得推送段的弹性模量小于显影段的弹性模量，从而能有利于显影段到达迂曲病变部位，从而起到较好的治疗效果。另外，金属显影材料具有良好的x-ray不透明度，在手术过程中帮助术者精确定位能量导丝位置。其次，显影性的金属材料的密度相对较大，所以相比于同体积尺寸的传统能量导丝，能量导丝在远端区域更重，进而
对于同样的波源在传至远端区域后，纵波的振幅会减小，帮助能量导丝稳定运作。
附图说明
22.构成本技术的一部分的附图用来提供对本发明的进一步理解，本发明的示意性实施例及其说明用于解释本发明，并不构成对本发明的不当限定。
23.为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
24.图1为本技术一实施例的声能导丝系统的结构示意图；
25.图2为本技术一实施例的能量导丝的结构示意图；
26.图3为本技术另一实施例的能量导丝的结构示意图；
27.图4为本技术又一实施例的能量导丝的结构示意图；
28.图5为本技术再一实施例的能量导丝的结构示意图；
29.图6为图5在a处的放大结构示意图；
30.图7为本技术一实施例的能量导丝的连接段与推送段的结构示意图；
31.图8为本技术一实施例的能量导丝的显影段同心布置时的结构示意图；
32.图9为本技术一实施例的能量导丝的显影段异心布置时的结构示意图。
33.10、能量导丝；11、推送段；12、显影段；121、芯轴；1211、变径段；1212、平直段；1213、凸部；1214、间隙；122、包覆层；1221、螺旋结构；123、通孔；13、连接段；131、接口；132、插孔；133、注胶孔；20、主机；30、手柄；40、导线。
具体实施方式
34.为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以很多不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似改进，因此本发明不受下面公开的具体实施例的限制。
35.正如背景技术所述，现有技术中的对操作要求较高，并且目前的导丝不能满足各种慢性病完全闭塞病变的介入治疗的问题，经发明人研究发现，出现这种问题的原因在于：1、能量无法有效沿导丝传递；2、在导引导丝焊点区域发生断裂严重问题。
36.基于以上原因，本发明提供了一种声能导丝系统与能量导丝，具有快速穿透各种慢性病完全闭塞病变能力，借此大幅提升手术成功率，减少手术时间等为患者提供更好的治疗效果，同时也对术者健康有益。
37.参阅图1与图2，图1示出了本技术一实施例的声能导丝系统的结构示意图，图2示出了本技术一实施例的能量导丝10的结构示意图。本发明一实施例提供的一种能量导丝10，能量导丝10包括推送段11以及显影段12。推送段11包括相对的第一端与第二端，第一端用于与主机20或手柄30相连，推送段11采用金属材料制作。显影段12包括芯轴121以及连接于芯轴121外部的包覆层122。芯轴121与包覆层122中的其中一个与第二端相连并与推送段11为一体化结构，另一个采用金属显影材料制作。推送段11的弹性模量大于显影段12的弹
性模量。
38.需要说明的是，芯轴121与包覆层122中的其中一个与第二端为一体化结构指的是，芯轴121与包覆层122中的其中一个例如为通过第二端沿着推送段11的轴向方向延伸形成的结构，也即芯轴121与包覆层122中的其中一个与推送段11具体为采用同一种金属材料一体制造得到。
39.可选地，请参阅图2，当芯轴121与第二端相连并与推送段11为一体化结构，在生产制造能量导丝10时，例如将推送段11与芯轴121通过锻压、锻造、铸造等待方式一体加工成型，又例如可以先加工出包括有推送段11的第一半成品，也即按照推送段11的直径加工第一出半成品，然后将第一半成品的前段进行磨削加工得到芯轴121即可；接着将包覆层122通过包括但不限于电镀、物理气相沉积(pvd)等等方式连接于芯轴121的外部。
40.可选地，请参阅图3，图3示意出了本技术另一实施例的能量导丝10的结构示意图，当包覆层122与芯轴121为一体化结构时，在生产制造时，例如可以先加工出包括有推送段11的第二半成品，也即按照推送段11的直径加工第二出半成品，然后从第二半成品的前段的端面进行钻孔形成通孔123，接着将金属显影材料作为芯轴121注入到通孔123内即可。如此，金属显影材料位于通孔123内部，包覆层122的材料与推送段11的材料相同，采用比金属显影材料更硬的材料，从而具有更好的耐磨性，不易于损坏。
41.需要说明的是，一般地讲，对弹性体施加一个外界作用力，弹性体会发生形状的改变(称为“形变”)，“弹性模量”的一般定义是：单向应力状态下应力除以该方向的应变。
42.上述的能量导丝10，在工作时，显影段12在推送段11的驱动下进入到病变部位，并能将推送段11的能量作用于病变部位，从而起到治疗作用。其中，由于芯轴121与包覆层122中的其中一个与第二端相连并与推送段11为一体化结构，即通过连续的无焊接一体式结构减少了产品的整体机械结构应力集中点。避免产品在应力集中点快速失效，从而保证了能量导丝10能够安全稳定地传递机械声能。进而，无需如传统技术中通过将能量导丝10的远端区域(即能量导丝10远离于手柄30的部位)直径缩小来辅助进入迂曲病变段而导致刺穿血管的不良现象，即本实施例中的能量导丝10相对提高了手术安全性。此外，显影段12采用了金属显影材料，该金属材料的柔韧性较好，能使得推送段11的弹性模量小于显影段12的弹性模量，从而能有利于显影段12到达迂曲病变部位，从而起到较好的治疗效果。另外，金属显影材料具有良好的x-ray不透明度，在手术过程中帮助术者精确定位能量导丝10位置。其次，显影性的金属材料的密度相对较大，所以相比于同体积尺寸的传统能量导丝10，能量导丝10在远端区域更重，进而对于同样的波源在传至远端区域后，纵波的振幅会减小，帮助能量导丝10稳定运作。
43.在一个实施例中，金属显影材料包括但不限于金、铂、钨、铱、锇、铼、钯、钽、铂金合金、铂钨合金、铂铱合金和铂镍合金中的一种或多种。和/或，可选地，推送段11的材质包括但不限于选自于镍钛合金、镍钛基合金、铁基合金、不锈钢或钴基合金。如此，基于推送段11的材料选取方式，能实现推送段11的弹性模量大于显影段12的弹性模量。其中，显影段12由于弹性模量相对较低，从而柔顺性更好，便于进入到迂曲病变中。推送段11由于弹性模量相对较高，从而在导管内输送过程中不容易发生弯曲打结等问题，实现稳定地输送显影段12。
44.需要说明的是，镍钛基合金指的是在二元富镍的镍钛基合金的基础上,适当降低ni或ti元素的含量,加入一定的al、nb、hf、ta、zr、mo、co合金元素,在保持富镍的镍钛基合
金各项性能的同时提高硬度、高温稳定性、抗磨损、耐腐蚀等特性；或加入一定的v、cu、hf、fe、cr合金元素，提高镍钛基合金的韧性，从而改善合金的加工性能。
45.需要说明的是，铁基合金包括但不限于为铁镍合金、铁钛合金等等。此外，钴基合金包括但不限于为钴铬合金、钴镍合金等等。
46.在一个具体实施例中，芯轴121与推送段11为一体化结构，包覆层122采用金属显影材料制作，并通过电镀或物理气相沉积的方式设于芯轴121的外部。如此，相比于将金属显影材料设置于通孔123内部的方式而言，将包覆层122采用金属显影材料制作，不仅生产难度降低，且显影区域面积较大，具有良好的x-ray不透明度，在手术过程中帮助术者精确定位能量导丝10位置。
47.请参阅图2至图5任意一幅，在一个实施例中，为了保证推送段11在导管内部稳定地输送，避免发生弯曲打结，同时保证显影段12的柔顺性以实现能顺利通过迂曲病变，本实施例中，推送段11的直径大于芯轴121。
48.此外，作为一个示例，推送段11的直径与显影段12的直径相同或大体相同。其中，大体相同指的是显影段12的直径与推送段11的直径并非数学意义上绝对相同，而是可以在允许范围内，例如10％以内存在偏差。如此，显影段12在保证自身柔顺性能穿过迂曲病变的同时，由于直径足够大从而能避免导致刺穿血管的不良现象，安全性能得以提升。
49.请参阅图2至图5任意一幅，作为一个示例，推送段11的直径自前至后保持不变或基本保持不变。如此，能便于将推送段11一体加工成型。其中，基本保持不变指的是推送段11的直径自前至后并非数学意义上绝对保持不变，而是可以在允许范围内，例如10％以内存在偏差。当然，作为一些可选的方案，推送段11也可以是设计成多个部分，各个部分的直径不完全相同，具体如何设计，可以根据实际需求灵活地调整与选取，在此不进行限定。
50.请参阅图2至图5任意一幅，在一个实施例中，推送段11具体例如为实心结构，能便于加工制造，同时弹性模量相对较高。当然，推送段11也可以设计成空心结构。
51.请参阅图2，在一个实施例中，芯轴121包括变径段1211与平直段1212。变径段1211的相对两端分别连接推送段11的第二端与平直段1212。变径段1211的外径在沿着远离于推送段11的方向上呈减小趋势。具体而言，变径段1211包括但不限于为椎体状，变径段1211的一端直径与第二端直径相同，变径段1211另一端直径与平直段1212直径相同。如此，由于推送段11的第二端直径大于平直段1212，通过直径呈减小趋势的变径段1211过渡至平直段1212，变径段1211的设置能帮助声能的高效传导，减小局部的应力集中。
52.请参阅图2，在一个实施例中，变径段1211的外壁面与其中心轴线(如图2中的虚线o所示)形成的夹角为a,a包括但不限于为15
°
～40
°
。如此，夹角a设置在该范围时，能有利于声能的高效传导，减小局部的应力集中。
53.具体而言，a例如为20
°
、22
°
、24
°
、25
°
、27
°
或30
°
。本实施例中，a取25
°
。
54.当然，作为一些可选的方案，a还可以是设计成0
°
至15
°
，40
°
至90
°
任意值。
55.请参阅图4，图4示出了本技术又一实施例的能量导丝10的结构示意图。在又一个实施例中，包覆层122的外壁上形成有螺旋结构1221。如此，通过增加螺旋结构1221来将包覆层122的各侧表面的连续结构破坏，能够释放材料弯曲过程中弯曲凸面的拉伸应力，空隙位置提供了充分的空间释放了材料内表面的压缩应力，从而能进一步提升显影段12的柔顺性。另外，可通过车床等工具进行金属加工而成螺旋结构1221。可选地，螺旋结构1221为绕
设于包覆层122的外壁上的螺旋凹槽。
56.请参阅图5与图6，图5示出了本技术再一实施例的能量导丝10的结构示意图，图6示出了图5在a处的放大结构示意图。在一个实施例中，远离于推送段11的芯轴121的端部外壁上设置一个或多个凸部1213，凸部1213环绕芯轴121的一端周向设置。多个凸部1213沿着芯轴121的延伸方向依次间隔设置。如此，每个凸部1213相当于一个增幅点，增幅点的力学传递性更好，但是由于设置凸部1213的位置占据了空间，不能设置金属显影材料，导致显影性效果减弱。此外，有助于增加局部显影的对比度，使能量导丝10的性能提升。另外，当显影段12的一端外壁上设置有多个增幅点时，相邻两个凸部1213之间会构成间隙1214(如图6中的箭头m所示)，该间隙1214中填充金属显影材料，以提高显影效果。
57.请参阅图6，在一个实施例中，凸部1213与芯轴121为一体化结构，即凸部1213与芯轴121两者材料相同，并一体加工成型。
58.需要说明的是，芯轴121的端部外壁上例如设置有一个、两个、三个、四个或其它数量的凸部1213，具体数量在此不进行限定，可以根据实际需求灵活地调整与设置。其中，当凸部1213设置为一个时，力学增幅效果最好；当凸部1213的设置数量为大于一个时，能够辅助医生丈量病灶的深度，加快治疗进程。
59.请参阅图6，在一个实施例中，相邻两个凸部1213的间隙1214(如图6中的箭头m所示)大小为0.8mm-1.2mm。具体而言，相邻两个凸部1213的间隙1214设置为0.8mm、0.9mm、1mm、1.1mm、1.2mm等等，本实施例中间隙1214优选设置为1mm，能够辅助医生丈量病灶的深度，能更直观的计量。
60.请参阅图7，图7示意出了本技术一实施例的能量导丝10的连接段13与推送段11的结构示意图。在一个实施例中，能量导丝10还包括连接段13。连接段13的一端设有用于与主机20或手柄30相连的接口131，连接段13的另一端用于与推送段11的第一端相连。
61.请参阅图7，在一个实施例中，接口131与主机20或手柄30的连接方式包括但不限于为粘接、机械嵌合、螺纹组装等等，在此不进行限定，可以根据实际需求灵活调整与设置。
62.请参阅图7，在一个实施例中，为了保证声能的传递效果，连接段13的材质为金属，优选与推送段11相同的材料。
63.请参阅图7，在一个实施例中，连接段13的直径在靠近于推送段11的方向上呈减小趋势。和/或，靠近于推送段11的连接段13一端端面设有插孔132，连接段13的外壁面上设有连通插孔132与连接段13外部的注胶孔133，推送段11的第一端插入到插孔132内部并与连接段13粘接相连。如此，在将推送段11的第一端与连接段13组装过程中，先将第一端装入到插孔132内，然后通过注胶孔133注入胶水，便能实现将第一端与推送段11稳固地连接组装在一起。
64.请参阅图7，在一个实施例中，将连接段13作为手柄30或主机20的一部分结构与手柄30或主机20组装设计在一起。即该连接段13设计成手柄30或主机20的一部分结构，这样连接段13便可以省略掉接口131，并直接与手柄30或主机20做成一体化结构即可。
65.需要说明的是，通常推送段11的长度占能量导丝10有效长度的主要部分，显影段12仅在能量导丝10的远端部分。其中，显影段12的长度作为产品可能会进入迂曲病变的长度，范围约6cm～40cm，优选10cm。同时根据应用场景确定能量导丝10的有效长度，推送段11长度由此前两者(有效长度和显影段12长度)的差值自然得出。其中，能量导丝10的有效长
度根据使用场景来相应灵活设置与选取，在此不进行限定。例如，对于冠脉类的产品而言，能量导丝10的有效长度通常在1.2m～1.8m；再例如，对于外周类产品而言，能量导丝10的有效长度通常在1.2m～3m。
66.请参阅图8与图9，图8示出了本技术一实施例的能量导丝10的显影段12同心布置时的结构示意图，图9示出了本技术一实施例的能量导丝10的显影段12异心布置时的结构示意图。在一个实施例中，包覆层122与芯轴121既可以是同心布置，即如图8所示；当然，包覆层122与芯轴121也可以是不同心布置，又称异心布置，即如图9所示。
67.可选地，请参阅图9，当包覆层122与芯轴121的平直段1212采用异心布置时，芯轴121并非设置于能量导丝10的中心位置。由于两种材料的密度显著不同，使得产品整体的重心将会一定程度与外轮廓的几何中心偏移；该方案能够减小纵波对能量导丝10工作的干扰。在纵波传递的过程中，能量导丝10在波的振动方向上的几何中心不是重心，所以在正弦摆动的过程中，产生额外的非弹性能量耗散，从而减小纵振整体的影响。
68.经过大量研究发现，对于芯轴121与推送段11为一体化结构的能量导丝10而言，当芯轴121的直径d1与显影段12的直径d2的比值发生变化时，显影段12的弯曲强度相应发生改变，为了维持不同规格的显影段12的能量导丝10的抗弯强度在可调节的一个水平，根据弯曲刚度的公示表与实验结果可推算不同应用需求的弯曲强度。
69.下面将给出弯曲刚度的公示表，通过表格展示出两种不同规格的能量导丝10的弯曲刚度与直径比值间的关系：
70.弯曲刚度的公示表
[0071][0072]
注：表格中针对的能量导丝10的数值对应如下材质组合：芯轴121-镍钛合金(1:1)，包覆层122-纯金。并采取的为如图8所示的同心结构。此外，表格中的百分比为芯轴121直径/显影段12直径的比例，即为d1/d2；对于非同心结构，可参阅图9，d1、d2所代表的含义相同，但是具体的外径比例有所差别。对于非同心设计，可采取给定百分比偏下限(较小的百分比)的设计。
[0073]
弯曲刚度表示为：k＝ei，公式中k为弯曲刚度(单位：pa*m^4)，代表器件容易弯曲的程度，e(单位：pa)为材料的弯曲弹性模量(由通常金属为多晶体，所以不具有各向异性，可用正应力的弹性模量替代计算)，i为截面惯性矩(单位：m^4)，会由器件的截面形状决定，比如导丝产品的外径变化；
[0074]
目前设计中弯曲刚度的水平分级包括：
[0075]
高：不适合迂曲病变和冠脉血管，适合外周血管膝上段，推送性能强，声波传递效率最高；
[0076]
中：适合冠脉的非迂曲病变段，或外周血管的膝下段；
[0077]
低：适合常规冠脉血管或冠脉中度迂曲的病变。
[0078]
请再参阅图1与图2，在一个实施例中，一种声能导丝系统，声能导丝系统包括上述任一实施例的能量导丝10，还包括主机20，主机20与第一端相连。其中，能量导丝10是用于沿着治疗入路，传递声波能量进行治疗。主机20是为整个声能导丝系统供能。此外，可选地，主机20还提供人机交互界面和治疗参数设置。
[0079]
上述的声能导丝系统，在工作时，显影段12在推送段11的驱动下进入到病变部位，并能将推送段11的能量作用于病变部位，从而起到治疗作用。其中，由于芯轴121与包覆层122中的其中一个与第二端相连并与推送段11为一体化结构，即通过连续的无焊接一体式结构减少了产品的整体机械结构应力集中点。避免产品在应力集中点快速失效，从而保证了能量导丝10能够安全稳定地传递机械声能。进而，无需如传统技术中通过将能量导丝10的远端区域(即能量导丝10远离于手柄30的部位)直径缩小来辅助进入迂曲病变段而导致刺穿血管的不良现象，即本实施例中的能量导丝10相对提高了手术安全性。此外，显影段12采用了金属显影材料，该金属材料的柔韧性较好，能使得推送段11的弹性模量小于显影段12的弹性模量，从而能有利于显影段12到达迂曲病变部位，从而起到较好的治疗效果。另外，金属显影材料具有良好的x-ray不透明度，在手术过程中帮助术者精确定位能量导丝10位置。其次，显影性的金属材料的密度相对较大，所以相比于同体积尺寸的传统能量导丝10，能量导丝10在远端区域更重，进而对于同样的波源在传至远端区域后，纵波的振幅会减小，帮助能量导丝10稳定运作。
[0080]
在一个实施例中，声能导丝系统还包括设置于主机20与第一端之间的手柄30，主机20通过导线40与手柄30相连，手柄30与第一端相连。其中，手柄30是用于提升器械整体的可操作性；导线40用于连接手柄30和主机20的能量和信号通路，能使得手柄30和主机20的之间不受距离限制，大大提升可操作性。
[0081]
在一些实施例中，手柄30和导线40两个组件也可以省略，换言之，可选地，主机20直接与能量导丝10相连。相应地，可以将能量导丝10的有效长度增加，以保证可操作性，此外，原手柄30上的操作控制功能转移到主机20上，通过主机20实现。
[0082]
在一些实施例中，该类声能导丝系统内部有能量转换部件，常见的原理分类有：液电式、压电式、电磁式、钬激光式、气压冲击式等；能量转化部件通常位于手柄30或者主机20内部。当声能导丝系统还设有手柄30时，换能器将位于手柄30内部；当声能导丝系统省略了手柄30时，换能器将安装在主机20内部。无论哪种设计，能量导丝10将直接(可能会由增幅杆、锁扣等其他刚性连接)与换能器的声能输出部分连接。
[0083]
以上实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
[0084]
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护
范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。
[0085]
此外，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。在本发明的描述中，“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。
[0086]
在本发明中，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发明中的具体含义。
[0087]
需要说明的是，当元件被称为“固定于”或“设置于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件。本文所使用的术语“垂直的”、“水平的”、“上”、“下”、“左”、“右”以及类似的表述只是为了说明的目的，并不表示是唯一的实施方式。