CN103269653B - 腔内激光消融设备和用于治疗静脉的改进方法 - Google Patents

Abstract

改进的设备和方法提供了对静脉功能不全的安全有效的低功率密度的腔内治疗和类似的疗程。一种这样的设备从在其远端区域具有两个或更多个出射部分的光学纤维径向地出射脉冲能量或连续能量，以进行360°径向（圆周）出射。每个出射部分包括具有截锥体的至少一个光纤和位于光纤组件的远端处的具有锥形尖端的短光纤段。诸如截锥体的直径、光纤芯直径和最远端光纤段的长度的出射部分的几何尺寸能够变化。在优选实施例中，光纤和短光纤段在玻璃顶的内部“对接耦合”，并且在横向上融合到保护玻璃顶上。在另一优选实施例中，光纤的截锥体胶合到光纤段的近端，在另一实施例中，首先使接触区域融合，然后附接外管。激光辐射以一波长和功率传输，使得其在血管壁的部分内基本上被完全吸收以充分损伤血管内皮，并且进而且实现血管闭合。示例性的波长范围包括980nm、1470nm和1950nm。与先前过程相比，基本上消除了对于局部麻醉的需要。存在多个出射点允许提高撤回速度，和/或将出射的能量水平设置为最小值。

Description

腔内激光消融设备和用于治疗静脉的改进方法

技术领域

本发明涉及用于医疗的激光系统，并且具体地，涉及用于激光外科手术的激光系统。更具体地，本发明涉及用于对包括静脉功能不全的各种医疗状况的治疗的光学纤维系统和方法。

背景技术

存在的有必要从内部将能量施加到身体的管状结构的许多人类医疗状况。这些状况中的一个是静脉功能不全。人类的下肢静脉系统主要由浅静脉系统和深静脉系统组成，浅静脉系统和深静脉系统均由穿静脉连接。浅系统包括大大小小的隐静脉，而深静脉系统包括胫前胫后静脉，胫前胫后静脉在膝盖附近汇聚以形成腘静脉。腘静脉进而在通过小隐静脉接合时成为股静脉。

静脉系统包括用于实现回到心脏的单向血液流动的瓣膜。静脉瓣膜是二尖瓣，其中每个尖瓣形成储血器官。在逆行血压下，静脉二尖瓣将使自由表面强制在一起。正常运行时，防止逆行血液流动，只允许顺行流到心脏。当二尖瓣的尖瓣在逆行压力梯度下不能适当密封时，二尖瓣变得失能，使得逆行血液流动发生。当发生逆行血液流动时，下面的静脉部分中压力增大，这进而可以扩张血管并且导致额外的瓣膜衰竭。

瓣膜衰竭通常称为静脉功能不全，是一种会导致皮肤变色、静脉曲张、疼痛、肿胀和溃疡的慢性疾病。静脉曲张是血管已经扩大且扭曲并且在其血管壁中逐渐丧失弹性。由于血管变宽而导致瓣膜不能完全闭合，并且静脉失去其将血液运送回到心脏的能力。这导致了血液在血管内部累积，这进而进一步使静脉扩大和扭曲。静脉曲张通常具有蓝色或紫色的颜色，并且可能在皮肤表面上方以扭曲形式突出，产生典型不佳外表。静脉曲张通常在站立时受到高压影响的腿部的浅静脉中形成。其他类型的静脉曲张包括静脉湖、网状静脉和毛细血管扩张。

存在许多可用于根治这些类型的血管病症的治疗方法。静脉曲张通常通过消除功能不全的静脉来进行治疗。这些治疗方法强制否则可能流经所消除的静脉的血液流经其余的健康静脉。可以使用各种方法来消除有问题的功能不全静脉，包括手术、硬化疗法、电烙术（electro-cautery）和激光治疗方法。

腔内激光消融（“ELA”）是越来越优于用于治疗静脉曲张的手术、硬化疗法和电烙术方法的现代微创技术。这主要是由于与所使用的其他方法相比获得了具有最小的不期望的副作用的最佳结果。在典型的现有技术的ELA疗程中，光学纤维通过导管鞘被引入要治疗的静脉中。示例性的现有技术的ELA疗程包括以下步骤：首先，优选地在注射针的帮助下，将导丝插入要治疗的静脉。其次，通过导丝引入导管鞘并且使导管鞘前进到治疗部位。然后，移除导丝而使导管鞘留在适当的位置。然后，将通过导管鞘插入光学纤维（耦合到激光源）并且将光学纤维定位成使得在光纤的远尖端处的平坦出射表面和鞘处于同一点。然后，通常对要治疗的静脉周围的组织施加局部麻醉。在发射激光之前，将鞘从平坦出射表面拉回足以防止出射的激光能量损坏鞘的距离。然后，触发（fire）激光以使激光能量通过平坦出射表面进行出射，并且入射到正好在出射表面前方的血液和/或静脉壁。在出射激光能量的同时，将激光光纤和导管鞘一起撤回以治疗并且闭合期望长度的静脉。血液和/或静脉壁组织吸收激光能量，并且进而热损伤静脉并且使静脉纤维化。

授予DelGiglio的美国专利No.6,200,332公开了用于到治疗区域的最小插入量进行皮下激光治疗的示例性现有技术的设备和方法。能够选择性地消除常见的血管异常，如毛细血管疾病、蜘蛛痣、血管瘤和静脉曲张。将针插入血管结构中，并且对目标异常进行出射的激光辐射。该设备允许在治疗期间激光传递光学纤维的定向和定位。浸润麻醉通常不是必须的。延伸件使光学纤维相对于手持件保持在固定位置并且使光学纤维处于距离手持件的固定距离处，以允许用户知道光纤已经被插入到静脉中的程度。

授予Navarro等人的美国专利No.6,398,777描述了另一ELA疗程，其中，使用血管导管获得经皮进入静脉内腔，通过该血管导管引入光学纤维线路。光学纤维线路具有限定平坦辐射出射表面的裸露无涂层尖端。No.6,398,777专利教导诸如用手或用压缩绷带手动压缩静脉以使静脉壁与光纤尖端的平坦出射表面接触。以高能量突发将激光能量传递到与裸露光学纤维尖端接触的静脉壁的部分中。激光能量的波长处于从约532nm至约1064nm的范围内，并且每个突发的持续时间是约0.2秒至约10秒。每个突发向静脉壁中传递从约5瓦到约20瓦的能量。No.6,398,777专利和其他现有技术的ELA疗程教导了传递足够的能量以确保破坏静脉壁的整个厚度，以最终产生静脉壁的纤维化以及更大大的隐静脉的闭塞。

与No.6,398,777专利相一致，现有技术教导了应用相对高的能量水平（例如，>80J/cm）来改善ELA对隐静脉功能不全的治疗成功率。Timperman等人教导了当传递超过80J/cm的剂量时，隐静脉的腔内激光治疗特别成功。Timperman等人收集了关于对111个受治静脉的治疗的静脉的长度以及所传递的总能量的数据。所应用的激光能量的波长是810nm或940nm。在111个治疗的静脉中，85个（77.5％）在跟进期间保持闭合。在该成功治疗的静脉组中，所传递的平均能量为63.4J/cm。对于在失败组中的26个静脉，传递的平均能量为46.6J/cm。在接受80J/cm或更大剂量的患者中没有治疗失败被确定。P.Timperman、M.Sichlau,R.Ryu的"GreaterEnergyDeliveryImprovesTreatmentSuccessOfEndovenousLaserTreatmentOfIncompetentSaphenousVeins"，JournalofVascularandInterventionalRadiology,Vol.15,Issue10,pp.1061-1063(2004)。

与该ELA治疗和其他现有技术的ELA治疗相关的一个缺点在于，激光辐射仅通过位于裸露光纤尖端处的非常小的平坦出射表面来施加。结果，在任何时间基本上只有在平坦出射表面前方的血液和/或静脉壁的非常小的局部部分直接接收出射的激光能量。然而，这样的现有技术的ELA设备和方法的另一个缺点在于，在光纤的平坦出射表面外部，激光辐射的方向仅在向前的方向上。因此，基本上没有辐射从光纤尖端径向或横向出射，从而以相对局部的方式传递激光辐射。其他缺点在于，传递到静脉中的相对高水平的能量产生显著升高的温度，这进而在周围组织中引起相应水平的疼痛。所传递的能量的相对高水平还会在周围组织中引起相应水平的热损伤。热损伤越强烈，疗程后疼痛、瘀伤和感觉异常的可能性的机会就越大。感觉异常是神经损伤所引起的不正常和/或不愉快的感觉。另一缺点在于，这样的相对高水平的能量传递和/或激光辐射的局部浓度会引起静脉穿孔。因此，这样的现有技术的ELA疗程可能需要相对高的麻醉水平，这样的局部肿胀麻醉，更多的时间，并且与所期望的情况相比对患者和医生都会引起更多的压力。如果拉回速度显著降低，则在一些情况下可以应用较低水平的能量。然而，降低速度可能仍然不足以引起适当的静脉闭合。此外，这会显著延长治疗时间，而医生和患者的逐渐需求缩短治疗时间。

现有技术的ELA治疗的其他缺点在于，其采用涉及大量麻醉剂的肿胀技术以产生肿胀。例如，据报道，典型的现有技术的ELA治疗根据要治疗的静脉的长度来采用至少约100ml至约300ml或更多的麻醉剂。麻醉剂沿着静脉的长度被注射到组织中。在大多数情况下，麻醉剂被注射到由静脉周围的一个或多个筋膜鞘限定的静脉腔中，这需要较少的量来产生肿胀。在其他情况下，麻醉剂被注射到静脉周围的腿部组织。麻醉剂通常主要由在生理盐水溶液中的稀浓度利多卡因和肾上腺素、血管限制剂构成。这样的技术的一个缺点在于，麻醉剂是有毒的，并且在一些情况下，例如当采用大量麻醉剂时，麻醉剂会引起患者的不良反应，如抽搐。然而，肿胀技术的另一个缺点在于，由于使用肾上腺素而导致患者可能经历不期望的血压升高。肿胀技术的另一个缺点在于，该技术需要沿着静脉的长度注射大量的液体麻醉剂，这对整个ELA疗程增加了显著的时间量，并且可能产生不利的治疗后副作用，如黑色和蓝色标记以及与这样的大量麻醉剂相关的其他不利影响。

虽然在现有技术的ELA疗程的肿胀技术中使用的肿胀麻醉剂或冷生理盐水肿胀输液产生静脉周围的散热，但是仍然可以允许对周围组织产生比预期明显更高的热损伤。热损伤越强烈，疗程后疼痛、瘀伤和感觉异常的可能性的机会就越大。例如，在现有技术的ELA疗程中采用的大量肿胀麻醉剂将防止患者感觉到任何神经的热刺激，并且因此将防止患者提醒医生停止或调整疗程，以防止所期望的热损伤。胫神经（TN）及其腓总神经（CPN）分支都有经历这样的损伤的可能性。CPN在刚好非常浅地处于膝盖下方的小腿外侧，对这根神经的热损伤会导致足下垂。类似地，当深度检查腘窝时，TN有经历热损伤的可能性。根据其程度，对TN的热损伤可能导致小腿和脚部肌肉的肌肉功能障碍。当在膝盖下方进行小隐静脉（SSV）或GSV的ELA时，腓肠神经（SUN）和隐神经（SAN）同样有经历热损伤的可能性。SUN非常接近SSV延伸，特别在远侧更接近脚踝。SUN在膝盖下方非常接近GSV，再次特别在远侧更接近脚踝。大量的麻醉剂如肿胀麻醉剂会在不知不觉中导致这样的对神经的热损伤。

由Brown提出的美国专利申请公开第2007/0167937公开了一种用于将能量传递到组织的用于腔内技术的装置，该装置适用于使在设备和体液之间的接触所引起的回烧最小化。装置的配置包括尖端，该尖端能够被布置成沿着在光纤周围360度延伸的弧线在径向上导引光。

所提到的现有技术的发明缺乏在多个出射部分以360°径向的形式照射血管的可能性。医生和患者更喜欢需要最小或没有麻醉剂的短的有效治疗。对于治疗医生们还表达了对于使用最小能量水平而使得光纤在所治疗的血管中被损坏的机会最小或不被损坏的期望。因此，存在对于一种激光治疗系统的需要，该激光治疗系统在维持有效血管切除的益处的同时，通过提供更好的、安全的、更稳定的光纤工具来提高移除速度、易于操纵并且消除对于使用麻醉剂的需要，来改善本领域的现状。本发明解决了该需要。

发明内容

本发明的一个目的是提供一种用于改善的医疗激光治疗的设备和方法。

本发明的另一个目的在于治疗血管疾病，如静脉功能不全。

本发明的又一个目的在于通过使用局部能量源和传送装置来执行准确安全、高效的血管消融。

本发明的再一个目的在于使用低功率密度能量来执行对静脉功能不全的治疗。

本发明的再一个目的在于将均匀的多点径向激光能量应用到功能不全的静脉的内部。

简单地说，改善的设备和方法被提供用于静脉功能不全的安全有效的低功率密度的腔内治疗和类似疗程。一种这样的设备从在其远端区域具有两个或更多个出射部分的光学纤维沿径向出射脉冲能量或连续能量，以用于在静脉的不同部分处进行360°径向出射。每个出射部分包括具有截锥体的光纤和位于光纤的远端处的具有锥形尖端的短光纤段。存在根据出射部分的几何尺寸而变化的不同实施例，出射部分的几何尺寸诸如截锥体的直径、光纤芯直径和在具有截锥体的光纤前方的光纤段的长度。在优选实施例中，光纤和每个短光纤段在没有额外粘附装置的情况下在玻璃顶的内部“对接耦合（butt-couple）”。光纤和短光纤段在横向上融合到保护玻璃顶。当截锥体部分的后端融合到外管时，紧密接触前方件的区域融合到前方的部分。在另一优选实施例中，光纤的截锥体胶合到光纤段的近端。在另一个实施例中，使接触区域融合，然后使外管附接。以一波长和功率传送激光辐射，使得其在血管壁的部分内基本上被完全吸收以充分损伤血管内皮，并且进而实现血管闭合。这样的波长包括但不限于980nm、1470nm和1950nm。因为能量基本上完全被血管壁的前三分之一吸收，所以基本上避免了对于沿血管的治疗区域进行局部麻醉的需要。因为光学纤维设备包含多个出射点，所以能够提高撤回速度，出射的能量水平能够被设置为最小值。

附图说明

图1示出了具有两个出射部的本发明的优选实施例。

图2示出了示出尺寸参数的优选实施例。

图3示出了具有大角度α的另一优选实施例。

图4示出了具有小角度α的另一优选实施例。

图5示出了具有小角度α使得发生全内反射的另一个优选实施例。

图6示出了角度α为何必须被仔细选择的示例。

图7示出了具有空气间隙的另一个优选实施例。

图8示出了前部具有在向后方向上定向的附加锥形部的另一优选实施例。

图9示出了优选实施例的折射率分布曲线图。

图10和图11示出了考虑到在二氧化硅的激光材料加工中的最近的发展和改进的优选实施例。

具体实施方式

本发明提供了用于快速、安全和有效的腔内激光消融（“ELA”）的改进方法和设备，该腔内激光消融（“ELA”）可以以相对低的功率密度来安全并且迅速地执行。

根据现有技术，医疗激光学纤维通常被构造成在外部与光纤主轴同轴，例如裸光纤、球头光纤、锥形光纤或侧光式光纤。当用于ELA疗程时，与关于光纤轴在整个圆周向上进行出射的本发明的光纤相比，这些光纤缺乏效率和有效性。现有技术的光纤所呈现的另一个局限是基本上仅在光纤尖端出射能量。如果除了光纤尖端以外还存在其他的出射部分，则能够确保更快速和更有效的治疗。如果所有的出射部分在径向上出射，则将是更加有利。因此，对于麻醉剂的需要将几乎完全消除。本发明公开了具有多个径向出射部分的能量出射光纤的若干变型。

如在优先权部分中说明的，受让于本发明的受让人并且其全部内容通过引用合并于此作为本公开的一部分的Neuberger的美国专利申请US20090240242A1涉及一种设备，该设备通过具有锥形尖端的光学纤维端沿径向出射脉冲能量或连续能量以进行360°的径向出射。锥形反射表面在远端与出射尖端相对隔开并且面向出射尖端，以用于通过在径向方向上反射出任何设计的能量或在径向方向上向前发射残余能量来提高径向出射效率。以一波长和功率发射激光辐射，使得其在血管壁内基本上被完全吸收以充分损伤血管内皮，并且进而实现血管闭合。因为在血管壁内能量基本上被完全吸收，所以基本上避免了对于沿血管的治疗区域的局部麻醉的需要。本发明的一个实施例提出了多个出射部分。该出射部分包括若干规则间隔的凹槽或通过包层刻到芯中，以用于实现沿出射区域的径向激光出射。每个凹槽都产生一些辐射以被部分地侧向出射到光纤外并且辐射的一部分被发射到后续的凹槽，其中主要部分向前传播到远尖端。光学纤维远尖端限定用于实现360°的径向出射的锥形形状，并且可以包括锥形反射表面，该锥形反射表面相对于出射表面在轴向上间隔并且相对地面向出射表面，以用于通过反射出任何所设计或在径向方向上向前发射残余的能量来提高径向出射的效率和有效性。该设备确实在光纤远尖端处在整个圆周上进行辐射，并且确实允许一些其他辐射点远离光纤尖端。然而，该具有多个沿远端的刻痕/凹槽的结构难以被制造得一致，并且在引入和操作期间使光纤在远端处的长度特别容易受到破坏。仍然存在制造不具有这些问题的设备的需要。

本发明涉及通过至少第二周向辐射区域的存在来改善所提到的设备，其强度和完整性更容易被保持。此外，更好地控制制造，增加了从光学纤维到光学纤维的输出精度。这进而允许实际工作者更有信心使用对于激光能量的多次/延长曝光。

图1示出了包括具有两个辐射区域的光学纤维100的本发明的优选实施例的图。第一辐射区域102在锥形尖端104处进行出射，并且第二辐射区域106在截锥体108处进行出射。因此，通过玻璃顶110直径的区域来确定区域之间的能量分布。以相同的方式，能够制造3个或更多个辐射区域。辐射方向通过光纤的锥形部分的角度来确定。

光纤的截锥体108可以与或可以不与第一光纤的端面的表面融合。当不融合时，可以用胶水或液体填充它们之间的间隙。

光纤的横向表面可以融合或粘接到玻璃顶110。为了排除气泡形成，为了更好的融合过程并且为了降低热应力，光纤的包层区域的氟含量可以在横向表面的方向上下降到特定水平或下降到零。

几何尺寸能够有限地改变。在优选实施例中，根据光纤的尺寸，石英帽的直径为0.5mm-3mm，石英帽的长度为5mm-50mm，并且锥形部分的角度是50°-90°。

可以使用两种不同的胶水来在玻璃顶的端部处固定光纤。低粘度的粘接剂112使内层与玻璃顶的内表面连接，并且在光纤和顶的内壁之间朝着光纤和顶的融合（紧缩）部前进。第二粘性粘接剂114使外护套（尼龙）层与玻璃顶的近端连接。其可以被成形/打磨以改善在外护套光纤和玻璃顶形状之间的过渡区域的平滑度。其主要任务之一在于在光纤的最外层涂层和玻璃顶之间产生非常光滑的接合。该平滑的连接（过渡）对于在使光纤往复移动时防止周围的人体组织受到伤害来说是重要的。

图2示出了本发明的光纤芯部，示出了可以根据期望结果来改的设计参数。角度α/2和β/2限定了从探针的锥形部分出射的光的方向。此外，d为截锥体的直径，D是光纤芯直径，并且L是在具有截锥体的光纤前方的光纤段的长度。优选实施例具有长度L=4mm、6mm、8mm和10mm。

通过以下示例进一步说明本发明，但是本发明不受以下示例的限制。示例涉及角度α，但对于β也会是有效的。

示例1

图3是示出光在出射部分处的出射方向的光纤芯部，其中角度α限定了光从探针的锥形部分出射的方向。利用该配置，大的角度α会使光向侧面并且在向前的方向上出射，这是因为传播通过芯的光线302将形成关于法线304的较小的角度α₂，并且因此所传送的光线306将更接近法线304。

示例2

图4示出了另一光纤芯部，示出了光在出射部分处的出射方向，其中角度α限定了光从探针的锥形部分出射的方向。在该示例中，与示例1相比，相对较小的角度α会产生更大的辐射量在前向方向上出射。在该情况下，传播通过芯传播的光线402将形成关于法线404的更大的角度α₂，并且将在前向方向上出射更多发射的光线406。

示例3

图5示出了又一个光纤芯部，示出了光在出射部分的出射方向，其中角度α限定了光从探针的锥形部分出射的方向。在该情况下，角度α小得足以引起全内反射。激光束通过锥形部分“反弹”直到其出射。

示例4

图6示出了另一个光纤芯部，示出了光在出射部分的出射方向，其中角度α限定了光从探针的锥形部分出射的方向。该示例示出了角度α必须被仔细选择。对于特定值的α，激光辐射可能在这样的方向上出射而使其撞击在截锥形部分前方的光纤段。这可能引起不可控或不期望的反射和散射，并且导致患者组织的严重损伤。然而，有些设计可以受益于仅将初始治疗扩展为更大的区域的来自于下一个部分的底部的受控制的期望反射。

示例5

截锥体的直径d控制从以其截锥形尖端进入在其前方的光纤段的光纤出射的激光辐射量。如果截锥体的横截面面积是光纤芯面积的1/3，则在两个锥形面积之间的激光功率将以50:50分配。这已经通过在具有和没有内联锥形漫射器的贡献的情况下测量输出而被实验证实。这简化成d²/D²=1/3或d/D=（1/3）^0.5。如果截芯的横截面面积是光纤芯的1/2（或有效地是d²/D²=1/2），则约60％-65％的激光功率射入前方的光纤段。实验证实，可以以比±10％更好的精度对功率分配进行调整。必须考虑到多模式光纤不提供对于芯横截面的均匀强度分布。发射束具有近高斯束剖面。因此，确实仅通过两个面积的比率线性相关来估计光纤和前方的光纤段之间的功率分配的比率。

示例6

图7示出了另一个实施例，其中本发明的光纤芯部示出了可以根据期望结果进行修改的设计参数。角度α/2和β/2限定了光从探针的锥形部分出射的方向。此外，d是截锥体的直径，D是光纤芯的直径，并且L是在具有截锥体的光纤前方的光纤段的长度。优选地，存在具有长度l的空气间隙或液体间隙。非常小的空气间隙将在传出截头芯的光进入下一个部分时加强其混合，有助于填充用于在锥形端面处进行重新定向的模式。包含在腔室中的流体应当被选择为使得其有助于使束向前传播进入远端部分。

示例7

图8示出了上述示例的另一个变型，其中最远部分具有在向后方向上定向并且截断的附加锥形部。其角度被表示为λ。该配置用于引导出射的辐射或者使光集中在特定方向上。还对漏过远锥端的光进行捕捉和合理分布。

存在不同的方法组装具有截锥体的光纤和在光纤的前方的具有锥形尖端的短光纤段。在优选实施例中，在没有额外的粘接装置的情况下，光纤和光纤段在玻璃顶内部“对接耦合”。当截锥体部分的后端融合到外管时，与前方件紧密接触的区域融合到前方部分。在另一个优选实施例中，光纤的截锥体胶合到光纤段的近端。胶合可以产生增加的衰减，并且因此显著降低损伤阈值，但是如果针对温度和光谱性质来适当地进行选择，则对于诸如静脉治疗的低能量治疗这是一种替代方法。在又一个实施例中，接触区域在封装在帽部分中之前被融合。在所有情况下，光纤和短光纤段在横向上被融合到保护玻璃顶。实际上，具有全锥体的光纤尖端位于玻璃顶中，并且在对组件进行抽真空之后进行侧部融合，并且该融合类似于使管在芯杆上收缩。

在优选实施例中，由用于拉出相应光纤的二氧化硅/二氧化硅包层/芯杆的所谓的SWS1.2预成形来实现制造。在图9中示出了折射率分布曲线图。芯具有半径D/2，并且折射率为n₁。芯由半径为Di/2=1.06×D/2和折射率为n₂的氟化层包围。该氟化包层本身由外包层部包围。其半径是Do/2=1.2×D/2。其折射率是n₁。如光纤芯，该部分由纯二氧化硅组成。

在拉出过程期间，首先，塑料硬包层增加约15μm的厚度。然后，该结构用两个分离的塑料材料层作为护套。该外包层部和玻璃顶由相同的材料构成，因此具有相同的物理属性和热属性。因此，能够以良好的质量和合理的机械强度将外包层部和玻璃顶融合在一起。如果光纤的最外玻璃层由氟硅制成，则在该拼接过程中非常有可能形成气泡。这样的气泡减少/削弱光纤/光纤段与玻璃顶的连接的机械强度，并且还危害光学属性。这是由于热失配和假想温度以及粘度的差异而导致的。此外，会沿着这样的部分导致无法纠正的散射和光学损失。

通过研磨和抛光技术形成在光纤的远端的锥形部分。在一些实施例中，磨料颗粒的大小≥3μm。在其他示例中，应用更小的晶粒尺寸（小至0.3μm）。据观察，以尺寸小于0.3μm的磨料进行抛光产生一定的表面粗糙度。该表面粗糙度是有利的，这是因为其在锥形部分的表面处产生一定的散射。该散射引起从锥体出射的光的角度分布。由于组织的扩展区域可能被照射，所以这在医疗应用中可能是有利的。

在优选实施例中，具有锥形光纤尖端的多个光纤被捆束在抛光安装件中。通过垂直于光纤轴对该光纤束进行抛光，锥形尖端被截断。在另一优选的实施例中，使具有锥形尖端的多个光纤以使得得到的光纤段具有期望长度L的方式进行分离。

在优选实施例中，光纤的涂层由两个分开的尼龙层或乙烯（Tefzel）层以任何组合来构成；即内尼龙/外尼龙、内乙烯/外尼龙、内尼龙/外乙烯或者内乙烯/外乙烯。与内层的厚度相比，外层是相当厚的。这些涂层以不同的长度从光纤远端移除。因此，内尼龙层朝着远端延伸，而外层由玻璃顶的壁终止。内护套光纤在继续进入玻璃顶（管）的裸光纤前1mm-4mm进行配合。

近来在二氧化硅激光材料加工中的发展和进步，特别是（超）短脉冲激光器允许对二氧化硅进行钻孔、构造和成形，得到了具有（几乎）光学性能的表面。图10和图11示出了对二氧化硅光纤利用这样的过程的两个优选实施例。多半径探针由单个光纤件制造，即没有必要使用不同的离散部分。因此，光从两个或更多个光纤段出射。如图10和图11所示，截锥体部分能够被抛光或称为光纤段，以保持整个探针连续，并且由此不再需要将截锥体对焊到小的光纤段。

所公开的光学纤维组件能够与各种波长的激光源以及其他适当的可调焦光束源一起使用。在优选实施例中，对于各种医疗应用，可以使用980nm、1470nm、1950nm的激光波长或这些波长的适当比例的组合。

在利用所公开的发明进行外科手术时产生很多优势。首先。基本上保证了疗程的有效性。这是因为在所有方向上径向地出射辐射，并且因此，整个血管壁受到影响，从而实现了完全闭合。第二，由于光纤具有多个出射部分，能够使用较低的功率密度来实现静脉闭合。因此，可以应用较低的能量、更快的光学纤维撤回或二者。第三，由于使用较低的能量而使对患者所遭受的疼痛最小化，并且由此除了针进入到皮肤的点之外不再需要麻醉。最后，由于上述优点由于上述优点而使该系统非常有效，光学纤维传递较少的能量，并且由此在使用期间具有最小的破裂可能性。

虽然已经参考附图对本发明的优选实施例进行了描述，但是应当理解，本发明并不限于具体实施例，并且在不脱离在所附权利要求中限定的本发明的精神或范围的情况下，本领域的技术人员可以想到其中的各种变化和修改。

Claims (11)

1.一种用于血管的腔内治疗的设备，包括：

柔性波导管，所述柔性波导管限定长轴，所述柔性波导管的近端能光学地连接到辐射源；

所述波导管的远端，所述远端能够被容纳在血管内，并且包括至少两个辐射出射表面，所述至少两个辐射出射表面使来自所述辐射源的辐射关于所述波导管的所述长轴横向地出射到所述血管的周围壁的成角度延伸的部分上；以及

盖件，所述盖件牢固地固定到所述波导管并且对于所述波导管进行密封，所述盖件将所述出射表面封装在其中，并且所述盖件针对每个所述出射表面限定了气体波导界面，在此处通过所述盖件使辐射关于所述波导管的长轴横向地出射到周围血管壁上；

其中，所述波导管包括具有至少一个截锥体的光纤，所述至少一个截锥体在所述光纤的前方被组装到在其远端具有锥形尖端的光纤段，其中，每个光纤/段具有至少芯和包层；

以及其中，具有截锥体的至少一个所述辐射出射表面包括以角度和截面直径设计的截锥体，使得在所述截锥体处，能量的预定部分在与所述截锥体接触的所述光纤段内继续向前传播，并且所述能量的一部分关于所述波导管的长轴横向地进行照射。

2.根据权利要求1所述的设备，其中，所述盖件是对于所出射的辐射来说基本上透明的帽。

3.根据权利要求1所述的设备，其中，具有截锥体的至少一个所述辐射出射表面包括在所述截锥体和所述光纤段之间的间隙。

4.根据权利要求1、2或3所述的设备，其中，具有截锥体的至少一个所述辐射出射表面包括在向后方向上定向和截断的附加锥形部。

5.根据权利要求1所述的设备，其中，所述具有截锥体的光纤和所述具有锥形尖端的光纤段通过在所述盖件内将所述锥体耦合到所述光纤段来进行组装。

6.根据权利要求1所述的设备，其中，所述具有截锥体的光纤和所述具有锥形尖端的光纤段通过将所述锥体胶合到所述光纤段来进行组装。

7.根据权利要求1、2、3或5所述的设备，其中，所述具有截锥体的光纤和所述具有锥形尖端的光纤段横向地融合到所述盖件。

8.根据权利要求1、2、3或5所述的设备，其中，所述光纤芯由二氧化硅制成并由氟化包层包围，所述氟化包层由外包层部包围，所述外包层部由基本上与光纤芯相同的纯二氧化硅构成。

9.根据权利要求1、2、3或5所述的设备，其中，所述光纤被成形为提高在外护套光纤和所述盖件之间的过渡区域的平滑度。

10.根据权利要求1、2、3或5所述的设备，其中，所述波导管由单个光纤件制造，并且所述盖件由与构成所述光纤芯的二氧化硅基本上等同的二氧化硅制造。

11.根据权利要求1、2、3或5所述的设备，所述设备用于腔内激光消融，所述设备进一步包括至少一个激光源，所述至少一个激光源以不大于10W的功率提供980nm±30nm、1470nm±30nm和1950nm±30nm中的至少一个波长的激光辐射，其中，所述波导管的近端光学耦合到所述至少一个激光源，并且其中，所述波导管的出射表面使辐射关于所述波导管的长轴横向地以轴向延伸的环形图案出射到周围血管壁上。