CN101965159B - 用于治疗静脉的腔内激光消融设备 - Google Patents

Abstract

本发明提供了用于安全且高效的低功率密度腔内治疗静脉功能不全的改进的方法和设备。一种这样的设备通过具有用于360°径向发射的锥形形状末端的光学纤维端部径向地发射脉冲或连续的能量。在一些实施方式中，锥形反射表面相对于发射末端向远侧间隔开且面向发射表面，以通过在径向方向反射出任何设计的或剩余的向前传输的能量来提高径向发射效率。其他设备包括密封在保护性辐射可透过盖中的平的发射面。激光辐射以一定波长和功率传输使得其基本上全部吸收到血管壁内，以充分地破坏血管内内皮，进而实现血管闭合。因为能量基本上全部吸收到血管壁内，因此基本上无需沿血管的治疗区域使用局部麻醉剂。

Description

用于治疗静脉的腔内激光消融设备

相关申请的交叉引用

本专利申请要求2009年2月27日提交的题为″Endoluminal LaserAblation Device And Method For Treating Veins″的美国专利申请12/395,455、2008年10月13日提交的题为″Endoluminal Laser AblationDevice And Method For Treating Veins″的美国临时专利申请61/104,956、2008年7月8日提交的题为″Radial Emitting Device AndMethod For Treating Veins″的美国临时专利申请61/079,024以及2008年2月28日提交的题为″Rapid Insertion Device And Method For ImprovedVascular Laser Treatment″的美国临时专利申请61/067,537的优先权，这些专利申请的每一个特此通过引用全部并入作为本公开内容的一部分。 

技术领域

本发明涉及激光血管内治疗，且更具体地说，涉及使用光学纤维以激光能量治疗血管病变，如静脉功能不全。 

背景技术

人类下肢静脉系统基本上由浅静脉系统和深静脉系统组成，两者都通过穿通静脉连接。浅静脉系统包括大的和小的隐静脉，而深静脉系统包括胫前静脉和胫后静脉，它们会合形成膝附近的腘静脉。腘静脉则在由小的隐静脉接合时变为股静脉。 

静脉系统包括用以实现流回心脏的单向血流的瓣。静脉瓣为二尖瓣，其中每个尖瓣形成血液储器。二尖静脉瓣在逆行血压下将其自由表面推到一起。当正常运作时，防止了逆行血流，从而只允许去往心脏的顺行流。二尖瓣在其尖瓣不能够在逆行压力梯度下正确密封使得 发生逆行血流时变得机能不全。当逆行血流发生时，下静脉部分中的压力增加，这则能扩张静脉并导致额外的瓣失效。 

瓣失效，一般称为静脉功能不全，是能引起皮肤变色、静脉曲张、疼痛、肿胀和溃疡的慢性疾病。曲张静脉是已经变得扩张和扭曲且其壁逐渐失去弹性的血管。由于血管的加宽，瓣不能完全闭合且静脉失去携载血液回到心脏的能力。这导致血管内血液的积聚，这则进一步扩张和扭曲静脉。曲张静脉一般具有蓝色或紫色，且可以以扭曲形式突出到皮肤表面之上，引起特有令人厌恶的外观。曲张静脉一般形成于腿的浅静脉中，该浅静脉在站立时受到高压。其他类型的曲张静脉包括静脉湖、网状脉和毛细管扩张。 

有许多可用于根除这些类型的血管病变的治疗方法。一些这样的治疗方法仅操作以减轻某些症状但不能消除静脉曲张或防止它们重新形成。这些治疗包括通过躺倒抬举腿或坐着时使用脚凳、弹性长袜和练习。 

经常通过消除功能不全的静脉来治疗静脉曲张。这些治疗方法迫使不然将流过消除的静脉的血液流过剩余的健康静脉。能使用各种方法来消除有问题的功能不全的静脉，包括外科手术、硬化注射疗法、电烧灼和激光治疗。 

硬化注射疗法利用细针将溶液直接注入静脉。该方案刺激静脉的内膜，使内膜肿胀并使血液凝块。静脉变为可能最终逐渐消失的疤痕组织。一些医生利用硬化疗法治疗曲张静脉和蜘蛛静脉。当前，常用的致组织硬化物质包括高渗盐溶液或Sotradecol^TM(十四羟基硫酸钠)。致组织硬化物质作用于静脉壁的内膜以使它们阻塞并阻止血流。硬化注射疗法能引起各种并发症。有过敏症的人可能遭受有时可能是严重的过敏反应。如果针没有被正确插入，则致组织硬化物质能烧灼皮肤或使皮肤永久性地留疤或变色。此外，硬化注射疗法有时候能导致血 块或移动的血块。根据一些研究，当用硬化注射疗法治疗时，较大的曲张静脉更可能再打开，因此硬化注射疗法治疗一般限于低于特定尺寸的静脉。 

静脉剥除是在全身麻醉或局部麻醉下治疗曲张静脉所用的外科手术。有问题的静脉通过将柔性设备穿过静脉并通过腹骨沟附近的切口将其移除来从身体剥除。这些静脉的较小支流也利用这样的设备剥除，或者通过一系列小切口(例如通过非卧床式静脉切除术)移除。随后，连接到较深静脉的这些静脉被打结。 

静脉剥除手术的一个缺点是它们能引起切口位置结疤，且有时候可能引起血块。另一缺点是静脉剥除可能是疼痛的、执行起来耗时且可能需要较长的恢复期。静脉剥除手术的又一个缺点是它们能破坏剥除静脉的侧支，这可能流血且进而引起血肿，或导致其他并发症，例如失血、疼痛、感染、神经受伤和肿胀。静脉剥除的又一个缺点是因为治疗区域受到破坏，所以患者可能在手术后如果不是很多天也是很长时间内疼痛且不适。静脉剥除手术的另一个缺点是它们能包括与在麻醉下执行该外科手术相关的其他负面的副作用，包括恶心、呕吐和伤口感染的危险。 

治疗功能不全静脉的另一公知方法是通过使用射频(“RF”)。Farley等人的美国专利申请2006/0069471中描述了示例性的RF方法。通过导管将电极引入静脉内，使电极布置成与静脉壁接触，且通过电极施加RF能量以选择性地加热静脉壁。RF能量以定向方式通过电极施加并进入静脉壁的与电极接触的部分以实现静脉组织的局部化加热和纤维化。RF方法的一个缺点是它们需要维持RF电极与静脉壁之间的接触，因而基本上只通过这样的接触点将能量传输到静脉壁。RF方法的另一个缺点是它们更耗时，因而比其他期望的方式使患者更有压力。RF方法的另一个缺点是RF导管和电极比其他期望的方式相对复杂且制造起来更昂贵。 

现有技术的另一微创静脉曲张治疗是腔内激光消融(“ELA”)。在典型的现有技术ELA手术中，通过引入鞘将光学纤维引入待治疗的静脉。光纤线在其远端具有平的发射面。示例性的现有技术ELA手术包括以下步骤：首先，优选地借助于进入针，将导引线插入待治疗的静脉。第二，将引入鞘经由导引线引入并推进到治疗部位。然后，移除导引线，使引入鞘留在适当位置。之后，通过引入鞘插入光学纤维(耦合到激光源)并定位光学纤维使得纤维的远端的平的发射面和鞘处于相同点。随后，将肿胀麻醉施加到待治疗的静脉周围的组织。在发射激光之前，从平的发射面将鞘拉回一定距离，该距离足以防止所发射的激光能量破坏鞘。然后，发射激光以通过平的发射面发射激光能量并使其在发射面前面直接进入血液和/或静脉壁。当激光能量被发射时，一起抽回激光纤维和引入鞘，以治疗并闭合期望长度的静脉。激光能量被血液和/或静脉壁组织吸收，并进而热破坏静脉并引起静脉的纤维化。 

Del Giglio的美国专利No.6,200,332公开了以微插入治疗区域进行皮下激光治疗的示例性的现有技术设备和方法。可以选择性地消除常见的血管异常，诸如毛细管病症、蜘蛛痣、血管瘤和曲张静脉。将针插入脉管结构，并且使目标异常受到发射的激光辐射。该设备允许在治疗过程中定向和定位激光传输光学纤维。扩展件维持光学纤维相对于手持件处于固定位置并距手持件固定距离，以允许使用者知道纤维已经插入静脉的程度。 

Navarro等人的美国专利No.6,398,777描述了另一ELA手术，其中利用血管插管实现了经皮进入静脉腔，纤维光学线通过该血管插管引入。纤维光学线具有限定了平的辐射发射面的裸的未涂覆的末端。′777专利教导了例如通过手或利用压迫绷带来手动压迫静脉，以将静脉壁布置为与纤维末端的平的发射面接触。激光能量以高能量突发传输到静脉壁的与裸纤维末端接触的部分中。激光能量的波长在从约532nm 至约1064nm的范围内，且每个突发的持续时间为约0.2秒至约10秒。每个突发将约5瓦至约20瓦的能量传输到静脉壁。′777专利和其他现有技术ELA手术教导了传输足够的能量以确保破坏静脉壁的整个厚度，以最终导致静脉壁的纤维化以及较大隐静脉的阻塞。 

与′777专利一致，现有技术教导了施加相对较高的能量水平(例如≥80J/cm)，以便提高对机能不全的隐静脉的ELA的治疗成功率。Timperman等人教导了隐静脉的静脉腔内激光治疗在传输大于80J/cm的剂量时是特别成功的。Timperman等人收集了关于治疗静脉的长度和在111例治疗静脉上传输的总能量的数据。所施加的激光能量的波长为810nm或940nm。111例治疗静脉中，85例在随后期间中保持闭合(77.5％)。在该组成功治疗静脉中，所输送的平均能量为63.4J/cm。关于失败组中的26例静脉，所输送的平均能量为46.6J/cm。在接收80J/cm或更多剂量的患者中没有发现治疗失败。P.Timperman，M.Sichlau，R.Ryu，″Greater Energy Delivery Improves Treatment Success OfEndovenous Laser Treatment Of Incompetent Saphenous Veins″，Journalof Vascular and Interventional Radiology，Vol.15，Issue 10，pp.1061-1063(2004)。 

与此以及其他现有技术ELA治疗相关的一个缺点是激光辐射仅通过在裸纤维末端的非常小的平发射面施加。结果，任何一次仅在平的发射面前面的非常小的局部化部分的血液和/或静脉壁接收所发射的激光能量。这种现有技术ELA设备和方法的又一缺点是，激光辐射仅在离开纤维的平的发射面的向前方向上定向。因此，基本上没有从纤维末端径向或横向发射辐射，从而以相对局部化的方式传输激光辐射。进一步的缺点是传输到静脉的相对较高水平的能量产生明显增加的温度，这则能引起周围组织中相应水平的疼痛。所传输的相对较高水平的能量还能引起周围组织中相应的水平的热破坏。热破坏越强，术后疼痛、青肿和感觉异常的可能性的机会越大。感觉异常为由神经受伤引起的异常和/或使人不愉快的感觉。又一缺点是该相对较高水平的能 量传输和/或激光辐射的局部化集中能引起静脉穿孔。结果，该现有技术ELA手术需要相对较高水平的麻醉剂，如局部肿胀麻醉剂，更多时间，以及能比其他期望的方式引起患者和医生更多的压力。 

现有技术ELA治疗的进一步的缺点是，它们利用涉及较大容积的肿胀麻醉剂的肿胀技术。例如，典型的现有技术ELA治疗采用至少约100ml至约300ml或更多的肿胀麻醉剂，视待治疗静脉的长度而定。肿胀麻醉剂沿静脉的长度注入组织内。在某些情形下，肿胀麻醉剂被注入由包围静脉的一个或多个筋膜鞘限定的静脉周腔内。在其他情形下，肿胀麻醉剂被注入静脉周围的腿组织。肿胀麻醉剂一般地基本上由生理盐水中的稀释浓度的利卡多因和肾上腺素组成。该肿胀技术的一个缺点是麻醉剂为有毒的，且在某些情形下，例如当利用较大容积时，麻醉剂能引起不利的患者反应，例如抽搐。肿胀技术的又一缺点是患者能由于使用肾上腺素而经历不期望的血压升高。肿胀技术的又一缺点是其需要沿静脉的长度注入较大容积的液体麻醉剂，这将明显增加整个ELA手术的总时间，且引起不利的治疗后副作用，例如遍体鳞伤，以及与该较大容积的麻醉剂相关的其他不利影响。 

尽管现有技术ELA手术的肿胀技术使用的肿胀麻醉剂或冷生理盐水肿胀输注物产生静脉周围的热沉，但是其允许比期望的明显更高水平的对周围组织的热破坏。热破坏的密度越大，术后疼痛、青肿和感觉异常的可能性的机会越大。例如，在现有技术ELA手术中采用的大量肿胀麻醉剂典型地防止患者感到神经的任何热刺激，因而将阻碍患者提醒医生停止或调节手术以防止不期望的热破坏。胫神经(TN)及其腓总神经(CPN)分支都受到该破坏的可能性。CPN在恰在膝下方的侧腿中非常浅，且对该神经的热破坏能导致足下垂。类似地，当探入腘窝中高处时，TN具有受到热破坏的可能性。根据对TN的热破坏程度，对TN的热破坏能导致腓肠肌和足肌的肌肉机能障碍。腓肠神经(SUN)和隐神经(SAN)同样在进行小隐静脉(SSV)或膝下的GSV的ELA时受到热破坏的可能性。SUN非常靠近SSV，尤其是远侧较靠近脚踝。SAN非常 靠近膝下的GSV，尤其是再次末稍地靠近脚踝。大量的麻醉剂，例如肿胀麻醉剂，能不知不觉地导致该神经的热破坏。 

美国专利No.6,986,766涉及在光学纤维上应用标记以确定纤维相对于引入鞘的位置。但是，该发明和其他相关发明缺乏用于确定在发射激光时激光纤维的拉回速度的信息。慢的不可控制的激光纤维或导管的拉回能引起脉管壁的过热和穿孔，甚至最好的外科医生可能难以确切地以正确的速度收回纤维来维持适当的脉管壁加热温度。另一方面，过快的拉回速度可能导致辐射能量对于正确的脉管阻塞来说不足。 

转让给本发明的受让人的Neuberger的美国专利申请No.2004/0199151公开了用于在经皮辐射治疗中可控制地释放辐射的系统和方法，该申请在此通过引用全部并入作为本公开内容的一部分。激光器耦合到插入皮下或插入脉管腔至预定点的光学纤维。随后辐射被传输到治疗部位，而纤维被同时朝着进入点抽回。纤维被以预定速率手动抽回，且以恒定的功率或能量水平施予辐射。为了维持期望的恒定的能量密度，测量抽回的速度，并将其发送到控制机构。控制机构改变所发射的功率、脉冲长度或脉冲速率以确保静脉或组织接收一致剂量的能量。尽管这比现有技术有相当大的改进，但是通过位于纤维末端的平的发射面且主要在纵向方向上发射辐射。 

因此，本发明的目的是克服现有技术的上述缺陷和/或缺点中的一个或多个。 

发明内容

本发明提供了用于安全且高效的腔内激光消融(″ELA″)的改进的方法和设备，其能在相对较低的功率密度下进行。 

在一些实施方式中，用于血管的腔内治疗的设备包括：柔性波导，所述柔性波导限定了细长轴、能光学连接到辐射源的近端、以及能够 容纳在血管内的远端。远端包括辐射发射表面，该辐射发射表面将来自辐射源的辐射相对于波导的细长轴横向地发射到周边脉管壁的角形(angularly)延伸部分上。 

在一些实施方式中，该设备包括(一个或多个)发射表面，该(一个或多个)发射表面将激光能量径向地且基本上周向地发射到血管的周边壁上以及其间的任何血液、生理盐水和/或其他流体。在一些实施方式中，该设备通过具有用于360°径向发射的大体锥形形状的发射表面的光学纤维端部径向地发射脉冲或连续的激光能量。本发明的一些实施方式还包括相对于锥形发射表面轴向间隔开且面向锥形发射表面的大体锥形形状的反射表面，用于通过径向地和/或周向地反射残余的或设计为向前传输的能量来提高径向发射效率。 

在一些实施方式中，多个凹槽、凹口或其他装置相对于彼此沿纤维轴向间隔开，以引起辐射被部分地径向发射到纤维外并部分地传输到随后的凹槽。在一些实施方式中，功率密度维持在相对较低的水平，优选为约10W/cm²或更低。在其他目前优选的实施方式中，纤维的发射部分根据待治疗的静脉长度限定在约1cm至约100cm的范围内的长度。 

在一些实施方式中，用于腔内治疗血管的方法包括以下步骤： 

(i)将限定细长轴的波导引入血管内； 

(ii)通过波导传输辐射；以及 

(iii)将辐射相对于波导的细长轴横向地发射到周边脉管壁的角形延伸部分上。 

在一些这样的实施方式中，发射步骤包括：将辐射横向地发射到周边脉管壁的延伸遍及至少约90°的角度的区域上。在一些实施方式中，发射步骤包括：将辐射横向地发射到周边脉管壁的延伸遍及在约90°至约360°的范围内的角度的区域上。一些实施方式还包括步骤：将辐射以大体环形图案相对于波导的细长轴大体径向地发射到周边脉管壁上。 一些实施方式还包括步骤：将向前发射的辐射以大体环形图案相对于细长轴横向地反射到周边脉管壁上。一些实施方式还包括步骤：利用在约980nm至约1900nm的范围内的波长以小于约10W的功率发射辐射。 

在一些实施方式中，用于腔内治疗血管的方法包括以下步骤： 

(i)将限定了细长轴的能量施加设备引入血管内； 

(ii)在将能量施加设备引入血管内之前以及之后维持血管处于近似相同的尺寸； 

(iii)将来自能量施加设备的能量相对于设备的细长轴横向地施加到周边血管壁中，而基本上无需预成形、弄平、压缩或朝能量施加设备移动血管壁；以及 

(iv)热破坏血管。 

在一些实施方式中，用于腔内治疗血管的方法包括以下步骤： 

(i)将限定了细长轴的能量施加设备引入血管内； 

(ii)将来自能量施加设备的能量施加到周围血管壁内而基本上无需预成形、弄平、压缩或朝能量施加设备移动血管壁； 

(iii)使所施加的能量基本上吸收到血管壁中，并对血管内皮引起足够的破坏以阻塞血管；以及 

(iv)基本上防止所施加的能量经由血管壁以热破坏该血管周边组织的水平传输到该组织内。 

在一些实施方式中，该方法还包括以下步骤：利用至少一个基本预定的波长以及利用至少一个基本预定的能量传输速率来施加激光辐射形式的能量，这引起所施加的辐射基本上吸收到血管壁内以充分地破坏血管内内皮并阻塞血管，并且基本上防止所施加的辐射通过血管壁并以热破坏周围组织的水平传输到该组织内。 

在一些实施方式中，用于腔内治疗血管的方法包括以下步骤： 

(i)将能量施加设备引入血管内； 

(ii)从能量施加设备每单位长度血管将预定能量传输到血管的治疗区域内，该每单位长度血管的预定能量平均足够高以闭合血管，但充分低以基本上无需沿治疗区域应用麻醉剂；以及 

(iii)热破坏并闭合血管。 

在一些实施方式中，用于腔内治疗曲张静脉的方法包括以下步骤： 

(i)将能量施加设备引入曲张静脉内； 

(ii)从能量施加设备每单位长度静脉将预定能量传输到静脉的治疗区域内，该每单位长度静脉的预定能量为平均约30J/cm或更小；以及 

(iii)热破坏并闭合静脉。 

在一些实施方式中，该设备包括固定地紧固到纤维的远端的帽。在一些这样的实施方式中，纤维的该远端包括平的发射面，且该帽封装该发射面。在其他实施方式中，纤维的远端包括径向发射面，例如锥形表面和反射表面，且该帽封装发射和反射表面两者。在一些实施方式中，该帽由石英或其他辐射可透过材料制成，该材料熔合、结合或以其他方式固定地紧固到纤维芯，以保护该芯及其发射表面并通过其传输发射和反射的辐射。在其他实施方式中，帽由相对柔性的透射材料例如聚合特氟隆PFA或特氟隆AF制成，以便实现相对长的柔性的发射区域。在相对低吸收波长的情形下，帽可由不透明材料制成以便将所发射的能量的全部或部分转变成热。在一些实施方式中，帽和/或纤维包括用于控制静脉内的温度和/或用于调节功率输入和/或纤维的拉回速度的装置。 

本发明的设备和方法的一个优点是它们能比上述现有技术治疗提供相对更快、安全、高效和/或可靠的治疗。 

目前优选实施方式的另一优点是，与现有技术的治疗相比，它们允许以相对较低的功率密度将辐射基本均匀且基本上一致地施加到静 脉壁，从而最小化静脉壁穿孔的危险，进而减小手术期间和手术之后的疼痛。 

一些目前优选实施方式的另一优点是，它们允许对功能不全静脉的安全且有效的治疗，同时无需施加全身肿胀麻醉或局部肿胀麻醉。在一些这样的实施方式中，基本上避免了沿血管的治疗部分进行麻醉的需要。在其他实施方式中，根本无需全身或局部麻醉，更无需全身或局部肿胀麻醉。 

一些实施方式的进一步的优点是，它们提供用于通过在多个规则(regularly)间隔开的发射点处发射辐射以及延伸的漫辐射来进行血管内治疗的设备和方法。 

从结合附图对以下详述的阅读，此处公开的本发明和/或其目前优选实施方式的上述以及其他目的、特征和优点将变得更明显。 

附图说明

图1a是光学纤维的第一实施方式的透视图，包括在光学纤维的末端上的基本上锥形形状的发射表面、相对于发射表面轴向间隔开且面向发射表面的基本上锥形形状的反射表面、以及封装发射和反射表面以实现激光能量的高效的360°径向发射的帽。 

图1b是图1a的光学纤维的部分侧视图及其远端部分的放大细节。 

图2a是容纳到血管内的光学纤维的第二实施方式的部分透视图。 

图2b是图2a的光学纤维的部分侧视图。 

图2c是图2a的光学纤维的端视图，其中为了清楚去除了一部分血管。 

图3是设置在待治疗的静脉内的图1或2的光学纤维的示意性的图示。 

图4是包括激光辐射源、光学纤维、温度传感器、功率控制模块和由拉回速度控制器控制的拉回致动器的设备的优选实施方式的示意 图。 

图5是光学纤维的另一实施方式的部分透视图，所述光学纤维包括保护性石英帽、具有表面凹槽的光学纤维远端芯、反射表面、以及附接到纤维的远端并由此向远侧延伸的导引线，以及导引线与帽的附接的放大细节。 

图6是光学纤维的另一实施方式的部分透视图，所述光学纤维包括具有附接到石英保护帽的远端的导引线的光学纤维装置。 

图7a是光学纤维的另一实施方式的部分透视图，其中光学纤维末端限定了反射锥体。 

图7b是图7a的光学纤维末端的部分剖视图。 

图8a是光学纤维的另一实施方式的部分透视剖视图，所述光学纤维包括具有反射间隙的光学纤维末端。 

图8b是图8a的光学纤维末端的剖视图及其放大细节。 

图9是光学纤维的另一实施方式的部分剖视图，所述光学纤维包括以可滑动方式安装在纤维上的外套筒和/或限定了内反射表面的帽，用于防止激光辐射通过其进行传输以及用于控制纤维的发射部分的长度。 

图10是光学纤维的另一实施方式的部分剖视图，所述光学纤维包括密封在保护性辐射可透过帽内的基本上平的发射面。 

图11是光学纤维的另一实施方式的部分剖视图，所述光学纤维包括密封在保护性辐射可透过套筒内的基本上平的发射面。 

具体实施方式

下面参考附图说明目前优选的实施方式，其中在各个图中使用相似的参考数字标示相似的元件。如下面进一步说明的，目前优选的实施方式提供用于静脉功能不全的安全且高效的低功率密度腔内治疗的改进方法和设备。一些目前优选的实施方式还提供从光学纤维径向发射脉冲或连续能量。对于圆形辐射，锥形或接近锥形的纤维远端与锚固在帽远端区域中的相反的锥形形状的反射表面一起使用。在延伸的径向辐射中，能使用纵向地定位在纤维的端部的多个规则间隔开或以 其他方式间隔开的发射凹槽。 

一些目前优选的实施方式的另一特征是实现延伸的发射区域的可能性。这能通过适当地布置相反的锥形形状的组来实现，通过不同变量的组合，即，锥形表面的斜切(angle cut)、锥体之间的间隔、帽材料的折射率、以及间隔中留存的气体成分。此外，可以采用一系列渐变透镜，诸如多个相互轴向间隔开的渐变透镜。而且，也可采用略微截头的锥形末端，以正确地允许在间隔区域中形成的射线图案。可以调整这些变量以改变所治疗的圆形截面的宽度以及跨间隔长度的功率密度的分布。例如，如果需要，能跨整个辐射截面实现大致均匀的功率密度。 

如图1a和1b所示，一般由参考数字100表示光学纤维组件的第一实施方式。光学纤维100包括覆层146、芯140和石英帽106。光学纤维末端优选地限定了用于实现360°径向发射的基本上锥形形状的发射表面110。优选为基本上锥形形状的反射表面112相对于发射表面110轴向间隔开，并且面向发射表面110，以改善径向发射的区域内的效率和设计分布。如所示，发射和反射表面组件被密封在石英帽106内，而石英帽106固定地紧固到纤维的端部并在发射表面处限定了空气或其他气体界面，以实现径向/环形发射。因此，由于发射表面110的角度以及发射表面110与设置在密封帽106内的空气或其他气体界面的折射率的差别，使得激光辐射从纤维径向地(即相对于纤维的细长轴横切地或横向地)且环形地直接发射到周边脉管壁上。优选地，发射表面110定向为相对于纤维的细长轴成锐角，且设置该锐角用于相对于纤维的细长轴横向发射的辐射的大体全折射。在一些实施方式中，辐射横向地且环形地发射到周边脉管壁上，且辐射的环形束延伸遍及由纤维的数值孔径所限定的弧(即束扩散)。在一些实施方式中，环形束扩散由在约30°至约40°的范围内的角度限定。另外，束的近似中心优选地定向为相对于纤维的细长轴成约70°至约90°的范围内的角度。 

该新颖构造的一个优点是基本上所有辐射都径向发射，因此相比上述现有技术显著提高了径向发射效率。横向或径向发射的环形束能比例如通过带有平且裸的末端的纤维所发射的轴向或向前引导的锥形形状束限定了明显小的体积，因此横向发射的束能更直接且高效地将辐射发射到脉管壁。此外，可以调节发射特性来改变血管或其他治疗的中空解剖学结构的环形区域的长度，以及沿这样的环形区域的长度的功率密度的分布。例如，在另一实施方式中，限定了轴向间隔开的凹槽的线性分布的带多凹槽的纤维远端可用于辐射静脉壁的延伸的线性弧段，以进而允许高效的相对低功率密度治疗。在优选实施方式中，具有线性分布的多凹槽的远端的纤维在照射期间进行来回摇摆或旋转(例如约一转)以实现静脉壁的360°径向刺激。可选地，凹槽能关于纤维偏移，以利用拉回或旋转运动提供粗略的圆形模式。 

参见图2a、2b和2c，通常由参考数字200示出光学纤维的另一实施方式。光学纤维200包括沿其长度的大部分从近端延伸的常规部分202，该常规部分202光学地连接到激光源以及光学地连接到激光辐射发射远端部分204。发射部分204包括优选地间隔开约1mm至几mm的多个规则地间隔开的凹槽，用于实现沿发射区的径向激光发射218。每个凹槽208使一些辐射从纤维218部分地径向向外发射，而剩余辐射216部分地传输到随后的凹槽208。 

光学纤维末端210可限定大致锥形形状以实现360°径向发射，且与其相对地设置有优选为锥形的反射表面212，如前面说明的，反射表面212通过以360°径向方向反射任何残余的或设计成向前传输的能量而改善360°径向发射的效率和分布。 

纤维200的发射部分204由保护帽206覆盖。在一个优选实施方式中，当所用波长被高度吸收到目标组织214中时，保护帽206由石英或其他辐射可穿透或基本上辐射可穿透材料(即允许辐射传输通过 或辐射大部分传输通过的材料)制成，例如聚合特氟隆AF或特氟隆PFA，以便实现相对长的柔性发射区。在另一个优选实施方式中，当所用波长在目标组织214中吸收较差时，保护帽206由不透辐射材料(即吸收所发射的辐射的材料)制成，以便将径向发射的辐射的基本上全部或一部分转变成热来热破坏静脉壁。这通过热方式而不是直接激光辐射来实现静脉塌陷。 

参见图3，通常由参考数字320示出光学纤维的另一实施方式，且所述光学纤维被示出为置于静脉314内预定位置处。从该图能理解，由于光学纤维320的相对较长的发射区，能在每一个位置对静脉的一大部分进行治疗(例如静脉可被分段地消融)。纤维发射部分的长度可为任意期望的长度，包括但不限于：在约1cm至约100cm的范围内的长度、在约1cm至约75cm的范围内的长度、或者在约1cm至约50cm的范围内的长度。在发射部分长度与待治疗静脉部分的总长度一致的特定情况下，可产生较短且较简单的治疗，所控制的拉回可能不再需要。在一个这样的实施方式中，通过当静脉壁塌陷时将纤维拉回而一次治疗整个病变长度。在另一个实施方式中，凹槽被充分间隔开(例如，以在约1/2cm至约2cm的范围内的间隔分开，且在一个实施方式中，间隔开约1cm)，且沿纤维的足够长度延伸，以治疗整个血管或其期望的部分，其中纤维基本上保持在适当位置而不用拉回。在其他实施方式中，通过顺序治疗血管的延伸部分来分段地消融血管。在一个这样的实施方式中，纤维被保持在血管的第一部分内的适当位置处且发射激光以治疗第一部分，随后激光被关掉且纤维被拉回并放在血管的第二部分内，之后纤维保持在血管的第二部分内的适当位置处同时发射激光以治疗第二部分，并且重复这些步骤以根据需要治疗血管的任何其他部分。在另一个实施方式中，在纤维拉回或从一个静脉段到另一静脉段的运动过程中不关闭激光。另一个实施方式中，当在血管的某些部分中发射激光时纤维保持静止，而当在血管的其他部分中发射激光时纤维被拉回。 

如图4所示，ELA系统的另一实施方式包括激光辐射源424、光学纤维420、温度传感器426、功率控制模块428、和由拉回速度控制器432驱动的拉回致动器430。当发射激光时，功率控制模块428接收来自温度传感器426的温度值，该温度传感器426优选地为位于目标组织附近的热电偶。在一个实施方式中，温度传感器安装在纤维上或靠近其发射/反射表面的帽上。功率控制模块428处理从温度传感器426接收的信息，并对激光功率源424和拉回速度控制器432提供反馈。在一个实施方式中，功率控制模块428计算理想的或其他期望的功率密度和拉回速度，并将该信息分别发送到激光功率控制器428和拉回速度控制器432。拉回速度控制器432控制用于通过血管抽回纤维的拉回致动器430，并且激光辐射源424根据从控制模块428接收的控制信号设置激光功率。这些实施方式的一个优点是，光学纤维的功率密度和/或拉回速度能在贯穿腔内治疗手术期间进行调节，以例如确保静脉闭合的同时基本上防止否则可能引起静脉壁穿孔的局部化热点，或者基本上防止无谓地引起患者疼痛或不适的静脉和/或周边组织的过热。在另一个实施方式中，利用手动拉回，功率控制模块428通过在显示器上显示理想的或期望的功率密度和拉回速度值来将这些值建议给医生，从而允许更有效且高效的手动拉回。用于监控温度并控制拉回速度和其他系统变量的系统和/或其部件可根据以下专利申请的教导来制造和使用：2007年9月11日提交的题为“Vein Treatment Device AndMethod”的共同受让的美国专利申请NO.11/900,248；以及2006年5月30日提交的题为“Power Regulated Medical Underskin Irradiation”的美国专利申请NO.11/443,143，这些专利申请中的每一个在此清楚地通过引用整体并入本文，作为本公开内容的一部分。 

在一些目前优选的实施方式中，施加了低功率密度，例如约10W/cm²或更低，同时能够在适度短的时间内对静脉施加足够高的总能量以确保静脉的胶原质变性、收缩和消除。这能通过延伸的发射区(或部分)和360°的径向辐射来增强，使得在拉回过程中首先被发射区的近侧辐射的区域继续接收来自发射区的中心和远侧的辐射。 

参见图5，通常用参考数字500示出光学纤维的另一实施方式。光学纤维500包括在其长度的大部分内从近端延伸的常规部分502，该常规部分502光学地连接到激光源以及连接到激光辐射发射远端部分504。发射部分504包括多个规则地或以其他方式间隔开的凹槽，用于实现沿发射区的径向激光发射。光学纤维末端510限定了标准临界角远端，但优选地限定了示出的锥形形状用于实现360°的径向发射，且包括锥形反射表面512，该锥形反射表面512相对于发射表面轴向间隔开且相对地面向发射表面，以便通过在径向方向反射任何设计的或剩余的向前传输的能量来提高径向发射的效率和效力。 

导引线534通过机械导引线附接/分离系统536附接到石英帽506。当将治疗装置插入血管514内时，导引线534由于其示出的构造而保持附接到光学纤维。在附接部位处，导引线534在538适当地成形，使得附接系统536防止在向内推时脱开，但在向后拉时允许分离，因此允许其在治疗之前或治疗开始时取出。在另一实施方式中，导引线通过医疗安全粘合剂例如蜡或氰基丙烯酸盐来附接。基于这里的教导，相关领域技术人员应认识到，导引线可以许多不同方式中的任一种来附接，包括有目前已知或以后变成已知的许多不同粘合剂或其他附接机构中的任何一种。导引线能在将治疗装置正确定位在血管内之后，通过激光辐射来分离，激光辐射软化粘合剂或分解粘合剂结合。一旦分离，就去除导引线534，保留戴帽的光学纤维500处于适当位置并准备发射激光。当发射激光时，在朝向插入部位的方向上抽回光学纤维，使血管514收缩，并优选地阻塞血管。 

在另一优选实施方式中，如图6所示，光学纤维装置600包括光学纤维、石英帽606和导引线634。径向激光发射通过多个表面凹槽608连同在纤维光学芯的远端部分处形成的反射表面610来实现。在此情形下，导引线634优选地附接到帽606的远端。因而，光学纤维装置600能容易地以一个步骤引入并引导通过血管614至期望位置，而 无需移除导引线634。一旦处于适当位置，医生开始发射激光，同时朝向插入部位抽回光学纤维装置600，从而优选地使血管614收缩至闭合。 

在图7a和7b中，通常以参考数字700示出光学纤维的另一实施方式。光学纤维700通过置于光学纤维末端700处的反射锥体742实现径向发射。在该实施方式中，反射锥体742由凹的、基本上锥形形状的表面限定。因此，传输通过纤维芯740的辐射在其到达纤维末端时在360°内径向发射。优选地，锥体742的凹的、基本上锥形形状的表面限定了相对于纤维的细长轴的锐角，该锐角在约30°至约50°的范围内。与上述其他实施方式一样，该新颖的凹的锥形形状的一个优点是其实现了到周边血管壁上的高效360°径向发射。 

在图8a和8b中，通常以参考数字800示出光学纤维的另一实施方式。光学纤维800通过形成于光学纤维末端处的锥形形状的反射间隙实现径向发射。如所示，间隙844由形成于纤维芯840的远端处的凸的、基本上锥形形状的发射表面以及凹的、基本上锥形形状的表面来限定，该凹的、基本上锥形形状的表面对于所发射的辐射基本上是可透过的，且相对于发射表面轴向地间隔开，以在其与发射表面之间形成间隙844。在该实施方式中，通过纤维芯840传输的辐射在其到达纤维末端时，由于在间隙844内的空气或其他气体与纤维芯840之间的折射性能差异导致径向发射。因此，辐射以环形或圆周图案径向地发射(即在相对于纤维的细长轴的横向方向上)到相邻的周边血管壁上。该散射体末端构造导致高效的360°径向发射。如所见，在间隙844的外周与纤维800的外部之间形成了相对薄的壁，以将间隙密封在纤维末端内，并因而维持间隙处必要的芯-气体界面，用于环形径向激光发射。与在此描述的其他实施方式一样，该新颖构造导致到周边血管壁上的高效径向发射。如所见，纤维800的远末端限定了扩展的直径或球根部分，这在所示实施方式中基本上为半球形形状，以便利末端通过血管的移动。基于此处的教导，相关领域技术人员应认识到，尽管球根部分为半球形形状，但是其可采取多种不同的球根形状或目前 已知的或者以后变得已知的类似形状和/或构造中的任何一种。 

在图9所示的另一实施方式中，纤维900的帽906部分地由辐射反射材料的套筒946覆盖。如图9中的箭头所示，套筒946能相对于帽906和纤维900轴向移动以控制纤维的发射部分的轴向长度。如所见，套筒946能被设置为完全覆盖期望数量的径向发射凹槽908，或远端发射部分的一些部分或全部。因而，图9的实施方式的一个优点是允许医生调节纤维的发射部或部分的长度。在一个实施方式中，发射部分的长度根据待治疗的血管914或其部分的长度来设置以分段地消融该(一个或多个)部分。在另一个实施方式中，当发射激光时延伸的发射部分被经由静脉拉回，以利用基本上整个延伸的发射部分来逐渐地使静脉的一个或多个治疗部分接受到激光。当静脉部分比发射纤维的长度短时，套筒可用来当发射激光时覆盖位于静脉的外面的发射部分。套筒优选地由相关领域的技术人员已知类型的反射材料制成，用于执行该功能。即便对于理想的镜表面来说，反射的光将向后传递通过纤维，使得一部分辐射被捕获，一部分被散射，而一部分被吸收。因此，在由套筒覆盖的凹槽处发射的一定量的能量作为热损失掉。尽管如此，因为所涉及到的功率密度低，所以在ELA治疗期间所生成的任何这样的热能维持在可接受的最小值内。 

参见图10，通常用参考数字1100示出了光学纤维的另一实施方式。光学纤维1100基本上类似于上面参考图1a和1b描述的光学纤维100，因此使用以数字“11”代替数字“1”前置的类似参考数字来表示类似元件。光学纤维1100相较光学纤维100的主要差别是，光学纤维末端限定了密封在保护帽1106内的大体平的发射面1110。帽1106由基本上对发射辐射可透过的材料制成，以允许辐射穿过其进入血管壁内。在一个实施方式中，帽1106由石英制成且以粘合方式结合到纤维芯，如上所述；但是，如果希望，帽可由许多不同材料中的任意一种制成，且可以目前已知或以后变得已知的许多不同方式中的任意一种固定地紧固到纤维的远端。如所示，保护帽1106相对于纤维的平的 发射面1110向远侧延伸，并限定圆形的远端1107，以有利于带帽的纤维通过曲折的血管进行移动。帽1106的远端1107相对于纤维的平的发射面1110向远侧延伸一轴向距离，该轴向距离优选地在纤维芯的直径的约2倍至约6倍的范围内，并且更优选地在纤维芯的直径的约3倍至约5倍的范围内。在所示实施方式中，帽1106的远端1107相对于纤维的平的发射面1110向远侧延伸一轴向距离，该轴向距离为纤维芯的直径的约4倍。如所示，保护帽1106限定在平的发射面1110与帽的远端1107之间延伸的封闭空间1109，该封闭空间1109允许所发射的辐射通过该空间和帽的壁，但防止平的发射面与血管壁之间的任何接触且另外保护纤维的发射面。与上述光学纤维100相比，光学纤维1100不限定基本上锥形形状的发射表面或基本上锥形形状的反射表面。因此，光学纤维1100向前或在纤维的轴向方向上发射基本上锥形形状的束。 

参见图11，通常用参考数字1200示出了光学纤维的另一实施方式。光学纤维1200基本上类似于上面结合图10描述的光学纤维1100，因此使用以数字“12”代替数字“11”前置的类似参考数字来表示类似元件。光学纤维1200相较光学纤维1100的主要差别是，纤维1200包括敞开的保护套筒1206，而不是闭合的保护帽。保护套筒1206由基本上对所发射辐射可透过的材料制成，以允许辐射穿过其进入血管壁内。在一个实施方式中，保护套筒1206由石英制成，且以基本上与上述保护帽相同的方式以粘合方式结合到纤维芯；但是，如果希望，保护套筒可由许多不同材料中的任意一种制成，且可以目前已知或以后变得已知的许多不同方式中的任意一种固定地紧固到纤维的远端。如所示，保护套筒1206相对于纤维的平的发射面1210向远侧延伸，并限定圆形或朝中心孔1209向内弯曲的远端1207。远端1207向内弯曲以便有利于纤维末端通过血管移动。保护套筒1207相对于纤维的平的发射面1210向远侧延伸一轴向距离，该轴向距离优选地在纤维芯的直径的约2倍至约6倍的范围内，并且更优选地在纤维芯的直径的约3倍至约5倍的范围内。在所示实施方式中，保护套筒1206相对于纤维 的平的发射面1210向远侧延伸一轴向距离，该轴向距离为纤维芯的直径的约4倍。与上述光学纤维100相比，光学纤维1200不限定基本上锥形形状的发射表面或基本上锥形形状的反射表面。因此，光学纤维1200向前或在纤维的轴向方向上发射基本上锥形形状的束。 

在一些目前优选实施方式的操作中，首先将光学纤维或其他波导引入待治疗的静脉。如果需要，可以在入口部位引入局部浸润麻醉剂，例如0.5％的稀利多卡因(优选地没有肾上腺素)。在一个实施方式中，在入口部位使用约1/2ml的这样的局部麻醉剂。通过入口部位将引入针插入静脉以进入静脉。随后可通过引入针将导引线引入静脉。之后，可将引入鞘覆在导引线上引入到静脉内。引入鞘可采取目前已知或以后变得已知的许多不同的引入鞘中的任意一种的形式，包括用于进入邻近入口部位的相对较短的静脉部分(例如限定小于约11cm的长度或在约6cm至约11cm的范围内的长度)的短引入鞘，或者能延伸达到待治疗的静脉的长度的较长的引入鞘。然后通过鞘移除导引线。随后，通过引入鞘引入光学纤维，直到纤维的发射末端定位到隐静脉与股交界处(“SFJ”)下方约1-1/2cm或其他期望距离处。在超声引导下和/或通过使红的或其他显著的瞄准束传输通过纤维以在视觉上监视纤维末端通过皮肤的起始位置，来将纤维末端定位在SFJ下方的适当起始点处。 

目前优选实施方式的一个优点是纤维末端的帽或其他远端部分是圆形的，因而有利于经由曲折的静脉容易地插入，并且如果不是所有情形的话也是在许多情形下消除对于引入鞘和导引线的需求。在目前优选的实施方式中，纤维限定在约1235μm至约1365μm的范围内的外径，帽限定在约1800μm至约2000μm的范围内的外径，而帽的圆形远端部分由在约900μm至约1000μm的范围内的半径限定。因此，尽管上面描述了使用引入鞘和导引线，但是可以去掉这样的步骤。可选地，如果使用了引入鞘，则可以在发射激光且拉回纤维之前从静脉移除引入鞘。例如，如果使用了长的引入鞘，则可以在发射激光且拉回纤维 之前从静脉拉回和拉出引入鞘。类似地，如果使用了撕拉式引入鞘，则可以在发射激光且拉回纤维之前从静脉撕开并移除鞘。如果使用了相对较短的引入鞘，则可以在发射激光和拉回期间从静脉移除鞘或将鞘保持在入口部位处的适当位置。 

当纤维末端位于紧邻SFJ下方的起始位置或其他期望的起始位置时，启动激光器以将激光能量发射到血管内。利用径向发射纤维，激光能量优选地径向且环形地导向到血管的周边壁上。另一方面，利用平末端的纤维，以基本上锥形的、轴向取向的束来发射激光能量。当发射辐射时，基于用于破坏或杀死血管内的内皮的充足部分以实现血管闭合的波长和功率以基本上预定的速率拉回纤维。优选地，传输到血管的每单位长度的能量足够高以闭合静脉，但是又足够低以基本上避免沿血管的治疗长度进行麻醉的需要。在目前优选的实施方式中，传输到血管的治疗区域的每单位长度的能量平均小于80J/cm，优选地小于约50J/cm，更优选地小于约40J/cm，更优选地小于约30J/cm，更优选地小于约20J/cm，甚至更优选地小于约10J/cm。在一些实施方式中，传输到血管的治疗区域的每单位长度的能量平均在约3J/cm至约15J/cm的范围内，以及优选地在约5J/cm至约10J/cm的范围内。在这些实施方式中，且如下面进一步描述的，辐射的波长优选地在水中被相对较强地吸收而在血红蛋白或氧合血红蛋白中被相对较弱地吸收(例如，≥至约1064nm)。该预定的能量水平和/或波长的一个优点是：(i)能量可以被基本上完全地吸收于血管壁内，(ii)血管内的内皮被充分破坏以实现血管闭合，以及(iii)基本上防止了任何显著的辐射传输到血管周围的组织内，从而基本上无需沿血管的治疗部分应用麻醉剂。 

此外在目前优选的实施方式中，例如激光辐射的能量可以以连续模式或以脉冲模式作用。已经发现，与以连续模式传输激光能量相比，以脉冲模式传输能量可以允许将平均较高水平的每单元长度的能量传输到血管的治疗区域而基本上不对该治疗区域应用麻醉剂(即与连续模式能量相比，较大量的脉冲能量可以被吸收于血管内，同时基本上 防止通过血管壁传输否则将热破坏周围组织的任何显著的能量)。另外，通常地，令所有其他因素相等，在脉冲模式下，工作循环为“关”相对于为“开”的百分比越大，则平均传输到血管的治疗区域的每单元长度能量可能越高，基本上无需沿该治疗区域施予麻醉剂。在一些这样的实施方式中，工作循环的大于约1/2是“关”，且优选地工作循环的约1/2至约2/3是关。与连续模式传输相比，脉冲能显著地增加血管壁组织内的辐射的衰减速率，从而导致比没有脉冲(例如连续模式)时每给定的能量传输率(例如，通过血管内能量传输设备平均传输的J/cm)更小的穿透深度。因而，以脉冲模式传输能量的一个优点是其允许较高的能量传输率，并因而可以允许较大量的能量传输到血管内内皮，而不沿血管的治疗部分使用麻醉剂。此处使用术语“脉冲模式”来表示目前已知的或以后变得已知的用于使传输到血管的能量经历工作循环(即循环周期，它的一部分能量传输是有效的，而它的另一部分能量传输是无效的)的许多不同方式中的任意方式，所述工作循环例如激光辐射工作循环，包括但不限于：脉冲，重复地开关能量源，以及例如利用闸板中断能量束。

在一些目前优选的实施方式中，辐射的波长为约1470nm，±约30nm。在其他优选的实施方式中，辐射的波长为约1950nm，±约30nm。其他实施方式利用约810nm、约940nm、约1064nm、约1320nm、约2100nm、约3000nm、以及约10,000nm且每一个±约30nm的辐射。在水中比在血红蛋白或氧合血红蛋白中被显著更多吸收的波长的一个优点是这样的波长在血液中吸收不强但在血管组织中吸收强。因此，这样的波长往往会基本上通过在纤维的(一个或多个)发射表面和血管壁之间的中间血液，进而被强烈地吸收在血管壁中。在预定的能量传输率下传输的这样的波长基本上被完全地吸收到血管壁组织内，以进而破坏或杀死血管内内皮的足够深度来促使血管闭合。优选地，对血管内内皮的该破坏平均水平为血管内内皮的厚度的至少约1/3，或者平均在血管内内皮的厚度的约1/3至约2/3的范围内。结果，该波长可以相对较低的预定的能量传输率(例如，平均输送到血管的治疗部分 小于约50J/cm，优选地小于约40J/cm，更优选地小于约30J/cm，更优选地小于约20J/cm，以及甚至更优选地小于约10J/cm)而被更容易地吸收，尽管如此，该预定的能量传输率足以破坏或杀死血管内内皮的足够深度来促使血管闭合。另外，因为该辐射在血管壁内基本上被完全吸收，所以基本上防止了靠近或邻近血管壁的组织的任何加热，且因而能基本上无需在血管的治疗部分周围施用麻醉剂而进行手术(例如，可只在入口部位处应用局部非肿胀麻醉剂，或者基于个体由医生酌情或按照患者要求以其他方式只在一个或几个分离位置应用局部非肿胀麻醉剂)。该波长优选地大于或等于约1064nm，且包括但不限于：约1320nm、约1470nm、约1950nm、约2100nm、约3000nm、以及约10,000nm，每个±约50nm。 

在一些实施方式中，辐射的波长为约1470nm，±约30nm，功率小于约10W，优选地小于约8W，更优选地小于约5W，且最优选地在约1W至约3W的范围内。在一个实施方式中，以连续模式(尽管如果希望可以使用脉冲模式)发射激光，且在约1sec/cm至约20sec/cm的范围内、更优选地在约3sec/cm至约15sec/cm的范围内、且最优选地在约5sec/cm至约10sec/cm的范围内的速率下拉回激光器。在一个示例性实施方式中，通过采用约5sec/cm的拉回速率以约2W的功率水平基本上径向地施加约1470nm辐射，来闭合GSV的约10cm长度。在该特定示例中，仅在入口部位处施加局部浸润麻醉剂，而在手术的其他部位不施加另外也无需施加该局部浸润麻醉剂。 

在其他示例性实施方式中，通过利用密封在石英帽内的平末端的纤维(参见图10)来闭合多个不同的静脉(GSV)。辐射为约1470nm，且传输到血管的每单位长度的能量为平均约10J/cm(即，在约10sec/cm的拉回速率下约1W)。在这些情形下的每一个情形下，不采用局部肿胀麻醉剂或全身麻醉剂。而是，仅按照患者要求或由医生酌情应用局部浸润麻醉剂(1/2％利卡多因而没有肾上腺素)。在一些情形下，患者没有麻醉。在其他情形下，在入口部位应用少量麻醉剂。在其他情 形下，在入口部位且邻近SFJ应用少量麻醉剂。在邻近SFJ的区域中应用少量这种局部麻醉剂的一个原因是，因为该区域中静脉直径一般最大，因而拉回速率以及因此在该区域中平均传输到血管的每单位长度的平均能量可能比远侧位置的治疗区域高。 

在其他示例性实施方式中，通过利用密封在石英帽内的平末端的纤维(参见图10)来闭合多个不同的曲张静脉(GSV)。所应用的辐射的波长为约1470nm。基本方案是在约20J/cm至约30J/cm的范围内的传输率下传输辐射；但是，一些患者接收较低的能量传输率(在约10J/cm至约20J/cm的范围内)，因此所传输的每单位长度的能量平均在约10J/cm至约30J/cm的范围内(平均为约22J/cm)。基本方案也是在连续模式下以约3W的功率水平传输辐射；但是，一些患者接收在50％的占空因数(约1/2秒开而约1/2秒关)下脉冲的约3W。静脉直径在约3mm至约22mm的范围内(平均静脉直径为约8.2mm)。所有手术在没有任何肿胀麻醉或全身麻醉，或者静脉的任何预成形或其他压缩的情况下进行。多个患者根本不必接收任何麻醉，而其他患者接收相对小容积的局部浸润麻醉剂(1/2％利卡多因而没有肾上腺素)。在治疗的31个患者中，贯穿整个手术使用的局部麻醉剂的平均容积为约28ml，且7个患者接收少于10ml。一般来说，认为，能量传输率越低，所需或另外期望的麻醉剂的容积约小。此外，一般来说，激光辐射的脉冲传输比连续模式传输伴随较少容积的麻醉剂。在所有情形下，仅在医生认为必要时或患者要求时局部地施加麻醉剂。术后24小时结果证明，超过90％的治疗静脉以优异的静脉壁增厚而闭合。另外，基本上无术后淤斑(eccymosis)和报告的疼痛；只有约5％至10％的患者中报告有一些青肿，主要在静脉入口部位处；且报告的术后不适最小，少数患者报告使用任何OTC止痛药(例如，阿司匹林、对乙酰氨基酚等等)。 

因此，目前优选实施方式的显著优点是既无需局部肿胀麻醉也无需全身麻醉。如上所述，在许多情况下，如果需要，仅在静脉入口部 位处应用少量的局部浸润麻醉剂。如果在手术期间，患者感到任何不适，医生可以在不适的位置或区域处施加少量的局部浸润麻醉剂(例如利卡多因优选没有肾上腺素)。无论如何，在手术期间手头上需要不多于约1小瓶(约50ml)的局部浸润麻醉剂(0.5％利卡多因而没有肾上腺素)，且如果需要这样的小瓶，则根据待治疗的静脉的长度和/或患者对感受到或以其他方式遇到的任何不适的敏感度，可能需要这样的小瓶的仅少部分。 

本公开的一些实施方式包括在股神经邻近实施足够的麻醉剂，以实现感觉阻滞但没有股运动神经阻滞，以对治疗区域进行麻醉。一个这样的手术包括以下步骤：利用超声引导定位在SFJ和股动脉之间的股神经分支。在超声引导下在神经附近的点处神经之上但不接触神经(在血管外侧或正治疗的血管周围的任何鞘外侧)注入预定量的局部麻醉剂(例如，约1/2％利卡多因)。预定量的局部麻醉剂足够引起感觉阻滞，但不足以引起运动阻滞。在目前优选的实施方式中，该预定量在约10至约30cc的范围内的约1/2％利卡多因，且最优选为在约15至约25cc的范围内的约1/2％利卡多因。麻醉剂的容积可根据稀释比(例如，生理盐水或其他溶液中利卡多因的浓度)变化。一般地，如果利卡多因的浓度较大则注入的容积较少，且反之亦然。一般地，在手术过程中无需应用任何进一步的麻醉剂；但是，如果期望，可以在入口部位处应用少量局部麻醉剂，例如表面麻醉剂，或者几cc的稀释利卡多因。之后如上所述例如通过如下步骤进行手术：通过将针引入静脉内；通过针将短引入鞘引入到静脉中；通过引入鞘引入带帽的纤维直至SFJ；发射激光并以约20J/cm至约30J/cm的速率拉回纤维，或者采用此处所述的其他方式。 

本公开的其他实施方式包括使用静脉内或“IV”滴注到正治疗的血管的内部，以局部地麻醉治疗区域。一种这样的手术包括以下步骤：如果需要，在入口部位处应用少量的利卡多因，以麻醉入口部位的皮肤(几cc的稀释利卡多因)；通过入口部位将针引入待治疗的血管内； 通过针将短引入鞘引入血管；通过短引入鞘引入带鞘的纤维，并将该带鞘的纤维的末端定位在SFJ下方的起始点处；该带鞘的纤维可以是一般的“液态冷却式纤维”，其允许在鞘和纤维之间引入液体且包括在纤维末端附近的一个或多个出液端口，该一个或多个出液端口允许滴注或以其他方式允许将液体(在此情形下为稀释的麻醉剂溶液)分配到纤维末端附近的血管内。将稀释的麻醉剂溶液(例如，稀释的利卡多因)滴注到在SFJ处开始的或在SFJ下方的起始点处开始的血管内；在利卡多因起作用之后，发射激光并以期望的速率(例如，约20J/cm至约30J/cm的速率，或者以此处公开的其他速率)拉回纤维；用于稀释麻醉剂的(一个或多个)出液端口位于纤维末端附近，并因此恰恰在发射激光之前将麻醉剂应用到血管部分，使得血管的受激光照射的部分在发射激光之前被麻醉。 

本公开的其他实施方式包括通过在将纤维引入血管内之前应用局部非肿胀麻醉剂来局部地麻醉治疗区域。在一些这样的实施方式中，在入口部位处、在血管的中点处(如在“亨特交叉(Hunters Crossing)”处或附近)、以及在SFJ处或附近注入少量的稀释麻醉剂(例如约1％的稀释利卡多因)，其中每个位置处注入的局部麻醉剂的量不超过约3至约5ml，且施加的总量不超过约9至约15ml。 

在其他实施方式中，可以采用目前已知或以后变得已知的许多其他方法或治疗中的任何一种来放松患者和/或产生痛觉缺失、麻醉和/或降低对疼痛刺激的敏感度。这样的方法或治疗包括但不限于：电针镇痛、电麻醉、神经刺激、神经调制和用于产生痛觉缺失、麻醉和/或降低对疼痛刺激的敏感度的其他物理或口述(verbal)方法。其他这样的方法包括通过电流基于例如经皮或由皮神经刺激、深刺激、脊髓后部刺激、以及经皮颅电刺激来实现痛觉缺失。前述的麻醉剂和止痛剂的描述不是暗示所公开的腔内治疗设备和方法需要结合任何麻醉剂或止痛剂，而是，许多优选的实施方式根本不利用任何麻醉剂或止痛剂，或者大部分在入口部位处或其他分离位置处应用少量的局部麻醉剂或 止痛剂，来解决患者感觉到或以另外方式遭受的任何局部化疼痛。 

因而，此处公开的设备和手术过程的显著优点是可以避免上述的与肿胀技术相关的缺点，包括与该麻醉剂有关的潜在毒性和/或不利的患者反应、周围组织较高的热破坏发生率、以及术后疼痛和肿胀技术手术采用的相对较高能量水平遇到的青肿。目前优选实施方式优于现有肿胀技术手术的另一优点是在将能量施加设备引入血管内之前和之后血管维持在近似相同的尺寸，且能量被施加到血管的周围壁而基本上无需预成形、弄平、压缩、或朝能量施加设备移动血管壁。 

如上所述，纤维的发射端处的帽或其他结构赋予纤维末端圆形的、相对较大直径的远端区域，因而有利于方便地插入静脉和通过静脉拉回。与现有技术的裸末端纤维相比，该扩展的纤维末端结构的另一优点是其排代(displace)了静脉腔的较大容积或部分。一些目前优选实施方式的又一优点是激光辐射从纤维径向地且环形地发射到静脉壁的周围环形区域，因而与现有技术的ELA方法和设备相比，使辐射更直接且更高效地发射到静脉壁内。一些目前优选实施方式的又一优点是光学纤维末端可以比现有技术的裸末端或其他平的发射端面的纤维限定了明显更大的发射表面区域，且进一步，横向地/径向地发射辐射。结果，激光辐射直接传输到周围静脉壁组织的明显更大的区域，因而可以比现有技术的ELA手术以显著更低的功率密度来发射，从而便利治疗，而没有否则可能引起静脉壁穿孔、周围组织过热、和引发患者相关的疼痛和/或不适的局部化热点。因而，目前优选实施方式的进一步优点是它们可以比现有技术的ELA手术使用明显更低的功率水平。 

一些目前优选实施方式的又一优点是所采用的激光波长在水中被高度吸收，因而在血管壁组织中被高度吸收。结果，激光辐射直接传输到血管壁的周围环形部分并被血管壁的该周围环形部分所吸收，或另外地被足够深度的血管内内皮吸收以杀死或破坏吸收辐射的内皮，且进而实现血管闭合。此处使用术语血管闭合、闭合血管、阻塞血管 或类似术语，来表示足以在血管治疗之后基本上防止血液流过血管的血管的闭合或收缩。一些目前优选实施方式的又一优点是因为激光辐射被直接且高效地传输到血管壁并被血管壁吸收，所以基本上避免了周围组织吸收任何显著量的辐射以及所导致的热破坏。结果，目前优选实施方式不仅需要比现有技术的ELA手术更少的功率输入，而且如果需要麻醉剂也需要较少的麻醉剂，且能够消除局部肿胀麻醉并消除它的各种缺点和缺陷。 

如果需要，可以采用生理盐水冲洗流例如冷生理盐水冲洗流来在发射激光和纤维拉回之前冷却和静脉/或使静脉麻木。在一些这样的实施方式中，生理盐水冲洗流是冰冷的(例如，约30°F至约40°F，且更优选约32°F至约35°F)以有利于在治疗之前使静脉麻木。在一个实施方式中，通过引入鞘且在插入纤维之前将冷生理盐水冲洗流引入静脉。在另一个实施方式中，在插入纤维之后和/或在发射激光之前抽回引入鞘的过程中通过引入鞘引入冷生理盐水冲洗流。在另一个实施方式中，在发射激光和拉回纤维的过程中通过包围纤维的鞘引入冷生理盐水冲洗流。在后一实施方式中，通过位于纤维的发射末端附近(例如在石英帽的基部处)的一个或多个出液端口引入冷生理盐水。一个这样的实施方式采用了常规液冷式纤维鞘结构。 

在一些实施方式中，将超声能量施加到纤维或其他波导，以有利于经由静脉的平滑拉回和/或以基本上不变的速率或其他期望的速率拉回。在一个实施方式中，将超声换能器或振动器连接到纤维的近端以在发射激光和拉回过程中将超声振动施加到纤维的发射末端或区域。在另一个实施方式中，将超声换能器或振动器附接到帽或以其他方式附接到纤维的发射末端或区域邻近，以在发射激光和通过静脉拉回过程中将超声振动施加到所述帽或纤维的发射末端或区域。 

在本公开的一些实施方式中，纤维为带帽的含氟聚合物医疗纤维或者基于医疗激光器或光能传输设备的具有含氟聚合物发射表面的其 他纤维。含氟聚合物发射表面的一个优点是其往往不会粘附紧靠血管壁或血管内的任何凝固的血，因此可能比其他设备更容易通过血管拉回。 

在另一优选实施方式中，光学纤维装置加入三个或更多个形状记忆可扩展臂。当插入该治疗装置时，可扩展臂与保护涂层完全接触。一旦处于适当位置，可扩展臂通过内/外能量源启动，扩展其远端，直到接触血管的内表面。结果，光学纤维装置基本上位于目标组织内的中心，以进一步有利于基本上均匀地加热内表面并进一步防止静脉壁接触或穿孔。基本均匀加热的表面则会更均匀地收紧，且在期望时高效地收缩血管。 

在目前优选的实施方式中，选择波长以提供在目标组织中的适度较高的吸收，所述波长例如约1470nm，±约30nm，和/或约1950nm，±约30nm。但是，如相关领域的技术人员认识到的，这些波长仅是示范性的，且同样可以采用目前已知或以后变得已知的许多其他波长中的任何一个波长，包括但不限于：约810nm、940nm、980nm、1064nm、1320nm、2100nm、3000nm和10,000nm且每个±约30nm。1470nm和1950nm波长的一个优点是它们在水中被高度吸收，因此在血管壁的目标组织中被高度吸收。1470nm和1950nm在血管壁的组织中的吸收比980nm高约1-3级，且比大多处其他商用波长显著高。 

目前优选实施方式的保护性辐射可透过帽可以根据2006年11月3日提交的题为″Side Fire Optical Fiber For High Power Applications″的共同受让的美国专利申请No.11/592,598的教导来制造并组装到纤维，该专利申请特此通过引用全部并入作为本公开的一部分。设备的纤维和其他部件可以与2008年2月28日以快件号EB429577158US提交的题为″Rapid Insertion Device And Method For Improved Vascular LaserTreatment″的共同受让的美国临时专利申请No.61/067,537中公开的设备、部件或各种方面相同或类似，该专利申请特此通过引用全部并入 作为本公开的一部分。 

如上所示，在某些优选实施方式中，通过热破坏或杀死血管内内皮的平均至少约1/3厚度，或者热破坏或杀死血管内内皮的平均在约1/3其厚度至约2/3其厚度的范围内的深度来实现血管壁闭合。还如上所示，在水中强烈吸收且以预定的能量传输率施加的波长在至少约1/3血管内内皮厚度、或在约1/3血管内内皮厚度至约2/3血管内内皮厚度的范围内的深度处被基本上完全地吸收，进而防止任何显著水平的辐射传输到周围组织，从而无需沿治疗血管施加麻醉剂。血管内内皮可被破坏以有利于利用除辐射之外的机制进行血管闭合。例如，美国专利No.6,402,745(“′745专利”)示出用于静脉消融的静脉内鞭状电极，且在此通过引用全部并入作为本公开的一部分。′745专利的一些实施方式没有将电能传输到血管内内皮，而其他实施方式则将电能传输到血管内内皮。根据本公开的一个实施方式，静脉内设备包括：旋转鞭或例如在′745专利所公开的用于刮除或切除血管内内皮的其他设备；以及将足够的能量传输到血管内内皮的一体式血管内能量施加设备，与鞭或其他设备的刮除或切除作用相结合，充分破坏至少约1/3内皮深度至约2/3内皮深度以实现血管闭合。在一些这样的实施方式中，能量施加设备是传输在水中强烈吸收的辐射波长(即约1064nm或更大)的光学波导。在一些这样的实施方式中，辐射是脉动的以允许相对较高的能量传输率而基本上无需沿血管的(一个或多个)治疗段施加任何麻醉剂。鞭或类似设备的刮除或切除作用可以使得对血管壁甚至更低的能量传输率能够充分地破坏血管使之闭合，而无需沿血管的(一个或多个)治疗段使用麻醉剂。 

参考附图说明了各种优选实施方式，应理解，本发明不限于这些精确的实施方式，且在不偏离所附权利要求限定的本发明的范围或精神的情况下本领域技术人员可以在其中实现各种改变和修改。例如，辐射能以脉冲或连续模式发射且可以包含一种或多种激光波长。此外，辐射可以由除了激光器以外的装置提供，包括但不限于：LED和超发 光LED。另外，光学纤维可以采取目前已知或以后变得已知的许多不同光学纤维或波导中的任意一种的形式，其可以限定目前已知或以后变得已知的许多不同的芯、覆层、护套、端帽、保护套筒、发射表面、反射表面和/或渐变透镜中的任意一个。例如，尽管在此公开的许多纤维是带帽的，但是可以采用没有帽的纤维，包括裸末端的纤维。而且，发射表面可以采取目前已知或以后变得已知的许多不同的形状或构造中的任意一种。例如，尽管某些实施方式采用了基本上锥形形状的发射表面，但是同样可以采用限定其他弧形表面轮廓(即弯曲的表面轮廓)的发射表面，或限定非弧形表面轮廓的发射表面，例如一个或多个平的发射表面和/或角形的(angled)发射表面。此外，静脉治疗的方法可以采用有麻醉剂或没有麻醉剂的许多不同的设备中的任意设备，包括但不限于，没有鞘或导管、或者采用许多不同类型的鞘或导管中的任意一种，包括但不限于，短的、长的和/或撕拉式引入鞘，没有导引线，或有导引线，包括但不限于附接到纤维或波导、能从纤维或波导分离、或者根本不附接到纤维或波导的导引线。另外，同样可以采用目前已知或以后变得已知的许多不同形式的能量或能量施加设备中的任意一种来根据此处公开的本发明的各方面来治疗血管。例如，能量施加设备可以采取以下形式：(i)如上所述发射激光能的波导或光学纤维；(ii)发射微波能的微波导管或设备；(iii)发射RF能的RF导管或设备；(iv)发射电能的电气导管或设备；以及(v)发射超声能的超声导管或设备。因而，目前优选实施方式的该详细说明将在示例性而非限制性的意义上进行理解。 

Claims (48)

1.一种用于血管的腔内治疗的设备，包括：

柔性波导，所述柔性波导限定了细长轴、能光学连接到辐射源的近端、能容纳到血管内并包括辐射发射表面的远端、以及盖，所述辐射发射表面将来自所述辐射源的辐射相对于所述波导的细长轴横向地发射到周边血管壁的角形延伸部分上，所述盖固定地紧固到所述波导，且对于所述波导进行密封，所述盖将所述发射表面封装在里面，并且限定了气体-波导界面，所述气体-波导界面将所发射的辐射相对于所述波导的细长轴横向地折射到周围的血管壁上。

2.如权利要求1所述的设备，其中，所述发射表面相对于所述波导的细长轴成角度。

3.如权利要求2所述的设备，其中，将所述发射表面定向为相对于所述波导的细长轴成锐角。

4.如权利要求3所述的设备，其中，所述发射表面限定了弧形表面轮廓。

5.如权利要求4所述的设备，其中，所述弧形发射表面延伸遍及至少90°的角度。

6.如权利要求4所述的设备，其中，所述弧形发射表面延伸遍及在90°至360°的范围内的角度。

7.如权利要求4所述的设备，其中，所述发射表面限定了所述波导的所述远端。

8.如权利要求7所述的设备，其中，所述发射表面基本上为锥形形状。

9.如权利要求8所述的设备，其中，所述发射表面基本上为凸形形状或基本上为凹形形状。

10.如权利要求1所述的设备，还包括反射表面，所述反射表面相对于所述发射表面向远侧间隔开且面向所述发射表面，以将向前引导的辐射相对于所述波导的细长轴横向地反射。

11.如权利要求10所述的设备，其中，所述发射表面相对于所述波导的细长轴基本上径向地发射辐射，且所述反射表面相对于所述波导的细长轴基本上径向地反射辐射。

12.如权利要求10所述的设备，其中，所述反射表面限定了弧形表面轮廓，所述弧形表面轮廓定向为相对于所述波导的细长轴成锐角。

13.如权利要求12所述的设备，其中，所述反射表面基本上为锥形形状。

14.如权利要求13所述的设备，其中，所述反射表面基本上为凸形形状或基本上为凹形形状。

15.如权利要求1所述的设备，其中，所述盖是相对于所发射的辐射基本上可透过的帽。

16.如权利要求1所述的设备，还包括辐射反射表面，所述辐射反射表面封装在所述盖内，相对于所述发射表面向远侧间隔开且面向所述发射表面，以将向前引导的辐射相对于所述波导的细长轴横向地反射。

17.如权利要求1所述的设备，还包括横向辐射发射远端区域，所述横向辐射发射远端区域由沿所述波导的远端区域彼此轴向间隔开的多个辐射发射表面来限定。

18.如权利要求17所述的设备，还包括形成于所述波导的所述远端处的第一辐射发射表面，以及相对于所述第一辐射发射表面向近侧布置并且彼此轴向间隔开的多个第二辐射发射表面。

19.如权利要求18所述的设备，其中，所述第一辐射发射表面基本上为锥形形状，每个第二辐射发射表面限定了相对于所述波导的细长轴成角度的弧形表面轮廓，且每个第二辐射发射表面将传输通过所述波导的辐射的一部分相对于细长轴横向地发射到血管壁的周边弧形部分上，并允许剩余的所传输的辐射穿过所述波导以由任何下游的第二辐射发射表面和所述第一辐射发射表面横向发射。

20.如权利要求17所述的设备，还包括轴向延伸的盖，所述轴向延伸的盖封装所述横向辐射发射远端区域，在所述多个辐射发射表面中的每一个处形成相对于所述波导的外部密封的气体界面，并且与至少多个辐射发射表面的成角度的弧形表面轮廓协作以相对于所述波导的细长轴横向地偏转辐射。

21.如权利要求20所述的设备，其中，所述盖相对于所发射的辐射基本上可透过、且充分柔性以允许波导在通过曲折的血管时弯曲。

22.如权利要求17所述的设备，还包括套筒，所述套筒以可滑动方式安装在所述波导上并限定了内辐射反射表面，所述内辐射反射表面用于将横向发射的辐射向内地反射并控制所述横向辐射发射远端区域的轴向长度。

23.如权利要求1所述的设备，还包括辐射源、温度传感器和控制模块，所述温度传感器热耦合到所述波导的远端区域以监控血管内的温度并传输表示该温度的信号，所述控制模块电耦合到所述温度传感器以基于此来调节所述辐射源的功率输出。

24.如权利要求23所述的设备，还包括驱动地耦合到所述波导以控制所述波导的拉回速度的拉回致动器，且其中，所述控制模块电耦合到所述拉回致动器，以基于所述波导的远端区域处的温度来调节所述波导的拉回速度。

25.如权利要求1所述的设备，还包括导引线，所述导引线以可拆卸方式耦合到所述波导、并包括远端部分，所述远端部分向远侧延伸超出所述波导的远端以导引所述波导通过血管。

26.如权利要求25所述的设备，其中，所述导引线机械地连接到所述波导，通过向远侧推动所述导引线无法将所述波导与所述导引线拆开，但是通过向近侧拉动所述导引线能将所述波导与所述导引线拆开。

27.如权利要求1所述的设备，还包括导引线，所述导引线固定地紧固到所述波导的末端，并由此向远侧延伸。

28.如权利要求27所述的设备，其中，所述导引线固定地紧固到所述盖，并由此向远侧延伸。

29.如权利要求1所述的设备，其中，所述辐射发射表面从所述远端朝所述波导的细长轴向内成角度。

30.如权利要求29所述的设备，其中，所述辐射发射表面限定了基本上凹的、基本上锥形的形状。

31.如权利要求29所述的设备，其中，所述波导的所述远端限定了与由此向近侧延伸的所述波导的部分相比扩展了的宽度。

32.如权利要求31所述的设备，其中，所述远端成圆形以便利所述波导插入通过血管。

33.如权利要求1所述的设备，其中，所述波导的远端区域限定了封闭空间，所述封闭空间相对于所述波导的外部密封，且在所述辐射发射表面处形成气体界面，以相对于所述波导的细长轴横向地折射所发射的辐射。

34.如权利要求33所述的设备，其中，所述辐射发射表面基本上为锥形形状。

35.如权利要求1所述的设备，其中，所述波导为光学纤维。

36.如权利要求1所述的设备，用于腔内激光消融，还包括至少一个激光源，所述激光源以小于或等于10W的功率提供1470nm和1950nm且每一个±30nm中的至少一个波长的激光辐射，其中，所述波导的近端被光学耦合至所述至少一个激光源，且其中，所述波导的所述发射表面将辐射以轴向延伸的环形图案相对于所述波导的细长轴横向地发射到周边血管壁上。

37.如权利要求36所述的设备，还包括电拉回设备，所述电拉回设备驱动地耦合到所述波导，并配置成当以平均小于30J/cm的能量传输率将激光辐射传输到血管壁时经由血管拉回所述波导。

38.一种用于血管的腔内治疗的设备，包括：

柔性波导，所述柔性波导限定了细长轴、能光学连接到辐射源的近端、远端、以及用于封装发射装置并形成气体界面以将所发射的辐射相对于所述波导的细长轴横向地偏转的装置，所述远端能容纳到血管内、并包括用于将来自辐射源的辐射相对于所述波导的细长轴横向地发射到周边血管壁的角形延伸部分上的装置。

39.如权利要求38所述的设备，其中，所述用于发射的装置包括相对于所述波导的细长轴成角度的辐射发射表面。

40.如权利要求38所述的设备，其中，所述发射表面为基本上凸形形状和基本上凹形形状中的一种。

41.如权利要求40所述的设备，其中，所述发射表面基本上为锥形形状。

42.如权利要求39所述的设备，还包括用于将向前引导的辐射相对于所述波导的细长轴横向地反射的装置。

43.如权利要求42所述的设备，其中，所述用于反射的装置包括相对于所述用于发射的装置向远侧间隔开并面向所述用于发射的装置的反射表面。

44.如权利要求38所述的设备，还包括用于沿所述波导的轴向延伸区域相对于所述波导的细长轴横向地发射漫辐射的装置。

45.如权利要求44所述的设备，其中，所述用于发射漫辐射的装置包括相对于所述用于发射的装置向近侧布置且彼此轴向间隔开的多个辐射发射表面。

46.如权利要求44所述的设备，还包括用于调节的装置，用于调节发射漫辐射的装置的长度。

47.如权利要求46所述的设备，其中，所述用于调节的装置包括以可滑动方式安装在所述波导上的套筒。

48.如权利要求38所述的设备，还包括用于在以平均小于30J/cm的能量传输率将激光辐射传输到血管壁时经由血管拉回所述波导的装置。

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