DE3587902T2

DE3587902T2 - Entladungssystem für mit hocher energie pulsiertes ultraviolettlicht.

Info

Publication number: DE3587902T2
Application number: DE3587902T
Authority: DE
Inventors: Tsvi Goldenberg
Original assignee: Individual
Current assignee: Spectranetics LLC
Priority date: 1984-12-07
Filing date: 1985-12-05
Publication date: 1994-12-22
Anticipated expiration: 2005-12-06
Also published as: ATE109900T1; EP0207960A4; CA1263450A; DE3587902D1; JPH0795131B2; EP0207960A1; EP0207960B1; JPS62501453A; US4732448A; WO1986003598A1

Description

Die vorliegende Erfindung ist auf ein System zur Zufuhr von hoher Laserenergie mit einem optischen Wellenleiter gerichtet und befaßt sich in einer bestimmten Anwendung mit Laser- Angioplastie.
Die Verwendung von Laserenergie zum Abtragen von Arteriosklerose-Plaque, die eine Verstopfung in einem Blutgefäß bildet, wird gegenwärtig als wertvolle Alternative zur Coronar-Bypass-Chirurgie untersucht. Diese Vorgehensweise, bekannt als Angioplastie, umfaßt im wesentlichen das Einführen eines faseroptischen Wellenleiters in das Gefäß und die Zufuhr von Laserenergie durch den Wellenleiter, um diese an die Plaque zu richten, sobald das vordere Ende des Wellenleiters in der Nähe der Verstopfung angeordnet ist. Damit der Arzt in der Lage ist, die Lage des Wellenleiters festzustellen, wenn diese durch das Blutgefäß gewegt wird, werden zusätzliche Wellenleiter zusammen mit dem Laser- Wellenleiter zugeführt, um eine Beleuchtungslichtquelle zur Verfügung zu stellen und um das Bild vom Innern des Gefäßes zum Arzt zurückzuführen. Üblicherweise sind die drei Wellenleiter zusammen in einem Katheter eingekapselt.
Bei den meisten Experimenten und Tests, die auf diesem Gebiet durchgeführt wurden, wurde kontinuierliche bzw. Dauerstrichlaserenergie verwendet, wie diejenige, die von Argonionen-, Nd:YAG- oder Kohlendioxid-Laser erzeugt wird. Das von dieser Art von Laser erzeugte Licht befindet sich auf einem relativ niedrigen Energieniveau. Ein Abtrag der Verstopfung wird mit diesen Arten von Laser erreicht durch Aufheizen der Plaques mit der Laserenergie über längere Zeit, bis die Temperatur groß genug ist, um sie zu zerstören. Es sei in diesem Zusammenhang bezug genommen auf die US-A-4 398 790.
Während sich bei der Verwendung von kontinuierlicher Laserenergie herausstellte, daß diese ausreicht, um Verstopfungen abzutragen, gelingt dies nicht ohne ihre Nachteile. Am bedeutsamsten dabei ist, daß die Entfernung der Verstopfung begleitet wird von thermischer Beschädigung der Gefäßwände in unmittelbarer Nähe der Verstopfung. In einer Anstrengung zur Vermeidung einer derartigen thermischen Beschädigung wurde die Verwendung von von Laserenergie unterschiedlicher Spitzenniveauform mit einer Wellenlänge im Ultraviolettbereich (40 - 400 Nanometer) vorgeschlagen. Siehe beispielsweise die internationale Patentanmeldung PCT/US 84/02000, veröffentlicht am 20. Juni 1985. Ein Beispiel für einen Laser zur Erzeugung dieser Spitzenniveauenergie ist als Excimer-Laser bekannt, der als Lasermedium, z. B. Argon- Chloride mit einer Wellenlänge von 193 Nanometer, Krypton- Chloride (,222 nm), Krypton-Fluoride (248 nm), Xenon-Chloride (308 nm) oder Xenon-Fluor (351 nm), verwendet. Das von dieser Art von Laser erzeugte Licht erscheint in kurzen Signalbündeln oder Impulsen, die typischerweise eine Dauer von im Bereich von 10 - 20 Nanosekunden und eine Energieniveauspitze (high peak energy level) von etwa soviel wie 200 mJ haben. Obwohl der Zerstörungsmechanismus, der mit dieser Form von Energie verbunden ist, nicht vollständig verstanden ist, wurde beobachtet, daß ein Impuls des Excimer-Lasers einen Einschnitt erzeugt, welcher das Zielgewebe zerstört, ohne daß damit eine thermische Beschädigung des umliegenden Bereiches verbunden ist. Dieses Ergebnis wurde erklärt bzw. erörtert auf der Grundlage von einem von oder beiden von zwei Phänomenen. Die Abgabe von Kurz(dauer)- Hochenergieimpulsen kann das Material so schnell verdampfen, daß die Hitzeübertragung auf das angrenzende, nicht bestrahlte Gewebe minimal ist. Alternativ oder zusätzlich dazu können Ultraviolett-Photonen, die im organischen Material absorbiert werden, molekulare Bindungen aufbrechen, um so Gewebe eher durch einen photochemischen als durch einen thermischen Mechanismus zu entfernen.
Während die durch Excimer oder andere gepulste Laser gelieferte Spitzenwertenergie gezeigt hat, daß sie verbesserte Ergebnisse liefert, was den Abtrag von Arteriosklerose- Plaques anbelangt, stellt diese Energiecharakteristik aber auch ein ernsthaftes praktisches Problem dar. Typischerweise ist das Faser-Eingangsende geschliffen und zu einer optisch ebenen flachen Oberfläche poliert, um einen Laserstrahl mit großem Durchmesser in eine Faser mit kleinem Durchmesser zu koppeln. Restverunreinigungen von der Polierverbindung und kleine Kratzer an der Oberfläche absorbieren die Laserenergie. Diese kleinen Störungen resultieren in lokalen Dehnungen an der Oberfläche der Faser, falls Laserenergie absorbiert wird. Die hochenergetischen Excimer-Laserimpulse tragen zu hohen Scherspannungen bei, welche die Integrität der Faseroberfläche zerstören. Anhaltende Zufuhr der Laserenergie verursacht sogar einen tiefen Krater, der sich im Innern der Faser ausbildet. Daher ist es nicht möglich, Laserimpulse mit ausreichender Energie für die Abtragung von Gewebe in vivo zuzuführen und dabei ein konventionelles System zu verwenden, das für kontinuierliche Laserenergie ausgelegt ist.
Dieses mit der Zufuhr von hochenergetischen Laserimpulsen verbundene Problem, ist insbesondere auf dem Gebiet der Coronar-Angioplastie besonders ärgerlich aufgrund der optischen Fasern mit geringem Durchmesser, die dort verwendet werden müssen. Beispielsweise hat eine Coronararterie typischerweise einen Innendurchmesser von 2 mm oder weniger. Entsprechend muß der gesamte Außendurchmesser des Angioplastie-Systems unter 2 mm liegen. Falls dieses System aus drei getrennten, aneinander angrenzend angeordneten, optischen Fasern zusammengesetzt ist, wird man verstehen, daß jede einzelne Faser eine ziemlich kleine Querschnittsausdehnung haben muß.
Ein kritischer Parameter bezüglich der Zerstörung einer optischen Faser, ist die Energiedichte, die am Ende der Faser vorliegt. Um die Laserenergie erfolgreich zuzuführen, muß die Energiedichte unterhalb der Zerstörschwelle der Faser gehalten werden. Daher wird man verstehen, daß Fasern mit einer geringen Querschnittsausdehnung wie diejenigen welche bei Antioplastie verwendet werden, nur eine begrenzte Menge an Energie führen können, wenn das Dichteniveau unterhalb des Schwellenwertes gehalten wird. Diese begrenzte Energiemenge reicht nicht aus, das Verstopfungsgewebe oder Plaques ohne thermische Beschädigung wirkungsvoll abzutragen.
In diesem Zusammenhang wird bezug genommen auf einen Artikel mit dem Titel "Far-Ultraviolet Laser Ablation of Atherosclerotic Lesions", publiziert in Lasers in Surgery and Medicine 4 : 201-206 (1984). Dieser Artikel beschreibt die Gewebeablation durch Anlegen von UV-Laserlichtimpulsen von einem Excimer-Laser über hochreine synthetische optische Silica- bzw. Quarzglasfasern.
Bezug wird auch auf die US-A-4398790 und GB-2095422 genommen, welche die Verwendung von Kopplungsmittel beschreiben, um hochenergetische Laserstrahlen in optische Fasern zu koppeln. Die Laser, die in diesen Dokumenten beschrieben werden, sind Dauerstrichlaser.
Bezug wird auch genommen auf "Applied Physics Letter" Vol. 43 (6), 15. September 1983, S. 517 - 18 und auf "Journal of Applied Physics" Vol. 54 (6) Juni 1983, S. 2956-61, die Anordnungen offenbaren für die Kopplung gepulster Excimer- Laserstrahlen in optische Quarzglasfasern.
Es ist ein grundlegendes Ziel der Erfindung, ein verbessertes Angioplastie-System zu schaffen für die Zufuhr von hochenergetischem UV-gepulstem Laserlicht mit Hilfe eines optischen Wellenleiters, wobei mehr Energie pro Impuls zugeführt werden kann, ohne die Fasern zu beschädigen.
Es ist ein spezifischeres Ziel der Erfindung, ein derartiges Zufuhr- bzw. Leitungssystem zu schaffen, das sich insbesondere gut eignet für die Leitung von Excimer- oder anderer, hochenergetisch gepulster Laserenergie in vivo für die Ablation von Arteriosklerose-Plaques.
Entsprechend der vorliegenden Erfindung wird ein Angioplastiesystem geschaffen, für die Zufuhr bzw. Leitung von hochenergetischem, gepulsten UV-Laserlicht mit einer Excimer- oder einer anderen hochenergetischen gepulsten Laserquelle für die Erzeugung von einem hochenergetischen gepulsten Strahl von UV-Licht und einem optischen Wellenleiter für die Leitung des erzeugten UV-Laserlichts, der eine optische Faser mit einem energieleitenden Kern umfaßt, der aus im wesentlichen reinen synthetischen Quarzglas gefertigt ist, dadurch gekennzeichnet, daß das System des weiteren Mittel aufweist, die am Ende des Wellenleiters angrenzend zur Laserquelle angeordnet sind, zur Modifizierung des hochenergetisch gepulsten Strahls von UV-Licht, welches durch die Laserquelle erzeugt wird, derart, daß die hochenergetischen UV-Impulse in die Faser gekoppelt werden können, während sie ihr Energieniveau beibehalten, ohne die Faser zu beschädigen, und daß die Laserquelle derart angeordnet ist, daß sie UV-Impulse jeweils mit einer Zeitdauer größer als 100 ns erzeugt, wobei hierdurch die Zufuhr von UV-Impulsen von höherer Energie ohne Beschädigung der Faser ermöglicht wird, als diejenige, welche zulässig ist mit Impulsen von kurzer Zeitdauer, wie sie normalerweise durch konventionelle Excimer- oder andere hochenergetische gepulste Laser erzeugt wird.
Kurz gesagt, entsprechend einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird die Länge der Impulse über die relativ kurze Zeitdauer hinaus erhöht, wie sie typischerweise von Excimer-Laser oder ähnlichen produziert wird, um die Energie zu erhöhen, die durch das System zugeführt wird, z. B. ermöglicht ein Impuls mit einer Dauer im Bereich von 100 - 125 nsec die Zufuhr von einer wesentlich höheren Energie mit demselben Zufuhr- bzw. Leitungssystem als ein 10 nsec-Impuls, ist aber trotzdem ausreichend kurz, um den gewünschten Schneidevorgang zu bewirken. Ein Beispiel für einen Schaltkreis für die Dehnung bzw. Verlängerung der Ausgangsimpulse eines Lasers ist der magnetische Schalter, der am Jet Propulsion Laboratory von Dr. J. Ladunslager und Dr. T. Tacala entwickelt wurde. Ferner wird die Energiedichte, die im Wellenleiter geführt wird, mit Hilfe eines Energiekopplers am Eingangsende der optischen Faser vergrößert. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung umfaßt dieser Energiekoppler eine geschmolzene oder geschliffene Linse am Eingangsende der synthetischen Quarzglasfaser. Diese Linse kann Teil der Faser selbst sein oder ein eigenes Element, das an die Faser befestigt ist. Eine zweite Linse, vorzugsweise eine plankonvexe Linse, fokusiert einen breiten parallelen Laserstrahl auf eine Punktquelle. Die Linse am Ende der Faser ist in einem Abstand größer als die Brennweite der zweiten Linse angeordnet, um Licht von der Punktquelle zu empfangen und in die Faser zu koppeln. Vorzugsweise sind die beiden Linsen innerhalb einer Kammer untergebracht, die mit einer Flüssigkeit gefüllt ist, welche dem Brechugsindex der Faser angepaßt wird.
Ein weiterer Schritt, der im Kontext der vorliegenden Erfindung durchgeführt wird, ist die Vergrößerung der Energiedichte, sobald sie die Faser am vorderen Ende verläßt. Diese Vergrößerung wird erreicht mit Hilfe einer an der Faser selbst angeordneten Linse. Diese Linse kann erzeugt werden, in dem das flache polierte Ende der Faser auf eine bestimmte sphärische Krümmung geschmolzen wird. Diese Linse bewirkt, daß der Laserstrahl auf einen Brennpunkt konvergiert, der kleiner ist als die Faser selbst, so daß die Ausdehnung des Strahls verringert wird und dessen Energiedichte erhöht wird.
Falls das Zufuhrsystem der vorliegenden Erfindung auf dem Gebiet der Angioplastie verwendet wird, umfaßt der Laserwellenleiter vorzugsweise ein dicht gepacktes Bündel von Fasern mit geringem Durchmesser. Fasern mit geringerem Durchmesser gewähren eine größere Flexibilität als eine einzelne Faser mit dem selben Gesamtdurchmesser wie das Bündel, und nehmen daher die starken Verkrümmungen auf, die auftreten, wenn das Zuführsystem durch Körperkavitäten bzw. -hohlräume, insbesondere durch das Vascularsystem, manövriert wird. Ferner ist in diesem Zusammenhang das Faserbündel mit einem Schutzmantel ausgerüstet, der aus einem Material gefertigt ist, das von hochenergetischem Ultraviolett-Licht nicht angegriffen wird um Beschädigungen zu vermeiden, die durch Lichtverluste verursacht werden können, welche an solchen starken Verkrümmungen auftreten.
In Übereinstimmung mit einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird die Effizienz des Angioplastie-Systems, welches das neue Zufuhrsystem umfaßt, erhöht, indem zwischen dem vorderen Ende der Faser und der abzutragenden Gewebestörung eine kontinuierliche Flüssigkeitsschicht aufrecht erhalten wird. Die Flüssigkeit hat die Funktion, sowohl abgetragenes Gewebe von der Faser fernzuhalten, als auch das Ende der Faser zu kühlen. Zusätzlich sorgt sie für einen Brechugsindex, der größer als derjenige von Luft, so daß geringere Schockwellen innerhalb der Faser als Ergebnis der Laserimpulse auftreten.
Weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden veranschaulicht durch die nachfolgend detaillierte Beschreibung bevorzugter Ausführungsbeispiele der Erfindung, die in den beiliegenden Zeichnungen dargestellt sind.
Fig. 1 ist ein schematisches Diagramm eines Laserenergie- und Bildzufuhrsystems, das für Angioplastie verwendet werden kann;
Fig. 2 ist eine Querschnittsseitenansicht eines Zufuhrsystems für hochenergetisches Excimer-Laserlicht, das einen trichterförmigen Energiekoppler verwendet;
Fig. 3 ist eine Querschnittsseitenansicht eines zweiten Ausführungsbeispiels eines Energiekopplers,
Fig. 4A ist eine Seitenansicht, teilweise im Schnitt, eines dritten Ausführungsbeispieles eines Energiekopplers;
Fig. 4B ist eine vergrößerte Ansicht eines Abschnittes von Fig. 4A, welche das Arbeitsprinzip dieses Ausführungsbeispiels darstellt;
Fig. 5A und 5B sind Darstellungen des Licht- bzw. Strahlenverlaufes, der vom vorderen Ende des Linsen- Faseroptik-Wellenleiters austritt;
Fig. 6 ist eine Querschnittsendansicht der zwei Fasern, die im Laserenergie- und Bildzufuhrsystem der Erfindung eingesetzt werden;
Fig. 7 ist eine Seitenansicht eines anderen Ausführungsbeispiels eines Laserenergie- und Bildzufuhrsystems, das eine (Bezugs)sichtsebene innerhalb eines engen Kanals liefert;
Fig. 8 ist eine Endansicht des Systems von Fig. 7, das in einem Angioplastie-System untergebracht ist; und
Fig. 9 ist eine perspektivische Ansicht eines anderen Ausführungsbeispiels zum Abmessen von Distanz und/oder Größe innerhalb eines Blutgefäßes.
In der nachfolgenden Beschreibung bevorzugter Ausführungsbeispiele der Erfindung wird ein Laserzufuhrsystem beschrieben mit besonderer Bezugnahme auf die Verwendung von Excimer-Laserenergie in einem Angioplastie-System, um das Verständnis der Erfindung und deren Verwendungen zu vereinfachen. Jedoch ist zu verstehen, daß die praktischen Anwendungen des Zufuhrsystems nicht auf diese einzelnen Ausführungen beschränkt sind. Die Erfindung kann nämlich in ihrem breiten Umfang in jeder Anwendung Verwendung finden, wo die Zufuhr von Spitzenenergie von Ultraviolett-Laserlicht mittels eines faseroptischen Wellenleiters erwünscht ist, z. B. in einem Schneidegerät oder bei Arterioskopie.
Gemäß Fig. 1 wird eine Angioplastie-Anordnung in schematischer Form gezeigt, welche das Zufuhrsystem der vorliegenden Erfindung einsetzen kann. Das Angioplastie-System muß imstande sein, drei Funktionen innerhalb des Blutgefäßes durchzuführen. Die ersten zwei dieser Funktionen beziehen sich auf die Beleuchtung und Darstellung des Inneren des Gefäßes, damit ein Arzt in der Lage ist, das vordere Ende des Systems durch das Gefäß bis zum Ort der Verstopfung erfolgreich vorwärts - bzw. durchzuführen. Dementsprechend wird der Ausgang von einer Quelle 10 von sichtbarem Licht, z. B. eine Halogen- oder Xenonlampe, zum nächstliegenden Ende einer optischen Faser 12 gerichtet. Das vordere Ende dieser Faser ist innerhalb eines Katheters (nicht gezeigt) untergebracht, damit es durch bzw. in ein Blutgefäß eingespeist werden kann. Eine zweite optische Faser 14, die innerhalb des Katheters angrenzend an die Faser 12 angeordnet ist, empfängt das Bild vom beleuchteten Innern des Blutgefäßes und überträgt es zu einer Videokamera 16 mittels eines Videokopplers 18, der zwischen dem Ausgangsende der Faser 14 und der Kamera verbunden ist. Das durch die Faser 14 der Kamera 16 dargestellte bzw. übertragene Bild wird in ein Videosignal umgewandelt und einem geeigneten Monitor 20 für eine Betrachtung durch den Arzt eingespeist, sobald der Katheter im Innern des Blutgefäßes angeordnet ist. Alternativ dazu können Videokoppler, Kamera und Monitor durch ein Augenfenster bzw. ein Okular ersetzt werden, das am nächstliegenden Ende der Faser 14 befestigt ist.
Sobald die vorderen Enden der Fasern 12 und 14 in geeigneter Weise in der Nähe der Verstopfung angeordnet worden sind, wird ein hochenergetischer gepulster Laser, z. B. ein Excimer-Laser, aktiviert, um die Verstopfung abzutragen. In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird das Laserlicht entlang derselben optischen Faser 12 geleitet wie das sichtbare Licht. Um ein derartiges Ergebnis zu erzielen, wird der Ausgangsstrahl des Lasers auf den Strahlteiler 24 gerichtet, der auch das sichtbare Licht von der Quelle 10 transmittiert. Diese zwei Formen von Lichtenergie breiten sich entlang desselben Weges aus und werden am Eingangsende der optischen Faser 12 mit Hilfe eines Energiekopplers 26 angelegt.
Gemäß Fig. 2 wird nun ein Ausführungsbeispiel des Zuführsystems für hochenergetisches gepulstes Laserlicht im größeren Detail dargestellt. Das Zuführsystem umfaßt im wesentlichen drei Basiselemente. Das erste dieser Elemente ist die optische Faser 12. Eine Faser, die sich als besonders geeignet für die Verwendung in der Zufuhr bzw. Leitung von hochenergetischem gepulsten Laserlicht herausgestellt hat, ist eine Multimode-Faser, die einen relativ großen Kern oder aktiver Bereich hat im Vergleich zur Ausdehnung von ihrem Überzug bzw. Mantel, d. h. die äußere Hülle der Faser. Der Kern kann aus reinem Quarzglas gefertigt sein, das geschmolzen wurde, und der den Kern umgebende Mantel kann Quarzglas enthalten, das zuvor mit Fluor dotiert wurde. Insbesondere ist der Kern aus synthetisch geschmolzenem Quarzglas, d. h. amorphem Silicium-Dioxid, gefertigt. Dieses Material ist wesentlich freier bzw. reiner von metallischen Verunreinigungen als geschmolzener Quarz, der durch Mahlen und Schmelzen von natürlichen Kristallen erzeugt wird, was eine geringere Dämpfung der übertragenen Laserenergie bewirkt.
Im Kontext der vorliegenden Erfindung kann die Faser eine einzelne Faser oder ein Bündel von Fasern sein, mit einem Gesamtdurchmesser im Bereich von 100 - 2,000 Micrometer. Ein Bündel von dicht gepackten Fasern mit geringem Durchmesser wird bevorzugt, weil sie eine größere Gesamtflexibilität bieten und hierdurch Verdrillingen und enge Kurven leichter aufnehmen, die notwendig sind, um das Zufuhrsystem durch Körperhohlräume zuzuführen. Dies ist insbesondere dann erwünscht, wenn ein Wellenleiter mit großem Durchmesser benötigt wird, um einen Strahl mit relativ großem Durchmesser durch bzw. zuzuführen wie z. B. bei Vaskular- Angioplastie. Diese gesamte Struktur kann durch einen flexiblen Schutzmantel 28 umgeben sein, der aus einem Material gefertigt ist, welches durch Ultraviolettlicht nicht angegriffen wird. Insbesondere treten Lichtverluste auf, wenn die Faser enge Kurven bzw. Knicke durchläuft, z. B. an der Verbindung von zwei Arterien. Diese Verluste können ausreichen, um bestimmte Arten von Mantelmaterialien zu schmelzen. Jedoch können UV-Licht resistente Materialien, z. B. UV-gehärtetes Epoxid oder Teflon® können hohe Krümmungsverluste ohne Degradation aushalten und sind deshalb erwünschter für den Schutzmantel.
Eine Quarzglasfaser mit dieser Konstruktion kann typischerweise eine Eingangsenergie bis zu einem Niveau von ca. 30 mJ/mm² aufnehmen. Falls die Energiedichte über dieses Niveau hinaus erhöht wird, wird das Eingangsende einer konventionellen Faser mit einer ebenen, polierten Oberfläche beschädigt oder zerstört, falls der Laser unmittelbar an sie angelegt wird. Unglücklicherweise entspricht dieses Dichteniveau ungefähr dem Minimum, das erforderlich ist, um die Abtragung von verkalkten Plaques zu erreichen, so daß kein Toleranzbereich zur Verfügung steht, falls der Einsatz des Zuführsystems für Angioplastie geplant ist. Dementsprechend kann ein Energiekoppler 30 am Eingangsende der Faser vorgesehen sein, um zu ermöglichen, daß ein höheres Energieniveau in der Faser geleitet wird. Im Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 2 weist dieser Energiekoppler einen Faserabschnitt auf, der eine größere Querschnittsausdehnung aufweist als der Hauptabschnitt der Faser. Dieser größere Querschnittsbereich verjüngt sich allmählich bis zum Nominaldurchmesser der Faser, derart, daß er einen trichterförmigen Eingangsabschnitt bildet.
Die Herstellung einer derartigen Form am Ende der Faser kann erreicht werden durch geeignetes Design der (Zieh)form, durch welche das Quarzglas gezogen wird, um die Faser zu erzeugen. Beim Unterbrechen des Ziehvorgangs der Faser, verbleibt eine knollige Masse an einem Ende der Faser. Diese Masse kann geschliffen und poliert werden, um den trichterförmigen Eingangsabschnitt zu erzeugen.
Im Betrieb verringert die vergrößerte Fläche des trichterförmigen Kopplers die Eingangsenergiedichte für ein bestimmtes Energieniveau innerhalb der Faser. Entsprechend kann die Ausdehnung des Eingangsendes in geeigneter Weise dimensioniert werden, so daß eine ausreichend große Energiemenge für die Abtragung von Gewebe in die Faser ohne Beschädigung des Eingangsendes gekoppelt werden kann. Sobald diese angekoppelt wurde, steigt die Energiedichte an durch Verringerung der Querschnittsausdehnung der Faser innerhalb des Verjüngungsabschnittes, so daß eine größere Energiemenge innerhalb der Faser geleitet werden kann als möglich wäre ohne eine derartige Vorrichtung.
Ein zweites Ausführungsbeispiel eines Energiekopplers wird in Fig. 3 dargestellt. In diesem Ausführungsbeispiel besitzt die optische Faser einen einheitlichen Durchmesser entlang ihrer Länge und endet an einem flach polierten Ende. Der Endabschnitt der Faser ist innerhalb einer Kapsel 32 eingekapselt, die aus einem geeigneten Material, z. B. aus Messing, gefertigt ist. Ein Aluminiumgehäuse 33 mit einem kreisförmigen Ring 34, der von dessen innerer Wand hervorsteht, ist auf die Kapsel geschraubt. Ein Teflon-O-Ring 35, der zwischen dem Ende des kreisförmigen Ringes und der Kapsel angeordnet ist, liefert eine wasserfeste Dichtung zwischen dem Gehäuse und der Kapsel. Ein zweiter O-Ring 36 ist auf dem oberen Ende des kreisförmigen Ringes angeordnet und trägt eine Glasplatte 38, die z. B. aus Z-Schliff-Quarz gefertigt ist. Diese Anordnung bildet einen flüssigkeitsdichten Hohlraum 40 zwischen der Kapsel 32, dem Gehäuse 33 und der Glasplatte 38. Die Glasplatte kann an ihrem Ort gehalten werden mit Hilfe eines dritten O-Rings 42 und eines Klammerrings 44, der am oberen Ende des Gehäuses angeordnet ist. Der flüssigkeitsdichte Hohlraum wird mit einer Flüssigkeit aufgefüllt, die als Puffer für das Eingangsende der Faser wirkt, so daß Laserenergie mit relativ hoher Dichte in die Faser ohne Beschädigung derselben eingekoppelt werden kann. Die Flüssigkeit innerhalb des Hohlraumes kann z. B. destilliertes und deionisiertes Wasser sein oder transparentes Öl mit einem Brechungsindex, welcher demjenigen der Faser 12 angepaßt ist.
Ein drittes und bevorzugtes Ausführungsbeispiel des Energiekopplers wird in den Fig. 4A und 4B dargestellt. In diesem Ausführungsbeispiel ist das Eingangsende der Faser mit einer geschmolzenen semisphärischen Linse 46 versehen. Diese Linse kann gebildet werden durch Schmelzen des Materials der Faser selbst mit einem Microschweißbrenner, um eine hochreine Quarzglaslinse ohne Verunreinigungen oder Brüche zu erhalten. Alternativ dazu kann die Linse 46 eine eigene geschliffene Linse sein, die am flachen Ende der Faser befestigt ist. Die Faser 12 kann sich verjüngen, so wie in Fig. 2 gezeigt, oder sie kann einen gleichförmigen Durchmesser entlang ihrer Länge haben.
Eine zweite Linse, vorzugsweise eine plankonvexe Linse 47, fokusiert den Eingangsstrahl vom Laser auf einem Brennpunkt 48. Die Eingangslinse 46 an der Faser ist axial mit der Linse 47 justiert und ist in einem Abstand von der Linse 47 angeordnet, der größer ist als die Brennweite dieser Linse. Daher scheint die fokusierte Laserenergie von einer Punktquelle herzurühren. Die Linse 46 richtet diese fokusierte Energie aus und koppelt sie in die Faser.
Das Eingangsende der Faser ist mit der Linse 46 und Fokusierlinse 47 innerhalb einer Kammer 49 untergebracht. Diese Kammer ist mit einer Vakuumöffnung 50 versehen, die es ermöglicht, die Kammer von Luft zu evakuieren. Falls Luft zwischen den Linsen 46 und 47 vorhanden ist, könnte die hochkonzentrierte Energie am Brennpunkt 48 einen Ausfall von Stickstoff- und Sauerstoffgasen verursachen, welche die Linse 46 verunreinigen könnten. Zusätzlich dazu hält die Vakuumumgebung Staub und andere Partikel fern, die sich auf der Linse 46 absetzen und als eine Hitzesenke wirken könnten, was die Rundung der Linse beeinträchtigen bzw. zerstören würde.
Alternativ dazu kann diese Kammer 49 mit einer Flüssigkeit gefüllt werden, z. B. Wasser oder Öl, die an den Brechungsindex der Quarzglasfaser angepaßt ist. Der höhere Brechungsindex verringert den elektrischen Schock, sobald die Impulse vom Flüssigtransmissionsmedium in die Faser übertreten, im Vergleich zu demjenigen, welcher für Luft als Transmissionsmedium festgestellt wurde.
Obwohl das bevorzugte Ausführungsbeispiel eine gekrümmte Linse am nächstliegenden Eingangsende der Faser verwendet, ist es möglich, die Energie in die Faser mit einer ebenen Eingangsoberfläche zu koppeln. Jedoch ist es wichtig zu versichern, daß diese Oberfläche frei von Kratzern oder anderen Unregelmäßigkeiten ist. Dies kann erreicht werden durch Erhitzen des Endes der Faser mit einem Microschweißbrenner, so daß das Fasermaterial zum Schmelzen und langsamen Fließen gebracht wird, wobei die durch das Polieren verursachten Störungen beseitigt werden.
Die Art des in Fig. 4 gezeigten Energiekopplers dient dazu, die Energie innerhalb der Faser zu verstärken.
Insbesondere entspricht der Verstärkungsfaktor dem Verhältnis des Durchmesser des Laserstrahls an der Linse 47 zum Durchmesser der Faser. Dieses Verhältnis hängt ebenfalls ab von der Vergrößerung, die durch die zwei Linsen erzeugt wird. Gemäß Fig. 4B entspricht die Dimension FD der Brennweite der Linse 47 und die Dimension FA der Distanz zwischen der Linse 46 und dem Brennpunkt 48. Der Vergrößerungsfaktor dieser zwei Linsen ist definiert als FB/FA. Da dieser Faktor gleich der Laserenergieverstärkung sein muß, kann der geeignete Abstand zwischen den Linsen 46 und 47, d. h. AB = FB + FA, aus der nachfolgenden Beziehung bestimmt werden:
FB/FA = DL/DF
wobei DL der Durchmesser des Laserstrahls und DF der Durchmesser der Faser ist.
Obwohl als separates Element in den Figuren dargestellt, wird man verstehen, daß die Energiekoppler innerhalb der Struktur des Lasers untergebracht werden können, um ein integriertes Laser- und Kopplungssystem zu schaffen.
Das dritte Merkmal des Zufuhrsystems ist eine Linse 51, die am vorderen Ende der Faser 12 vorgesehen sein kann. Diese Linse arbeitet derart, daß die Energiedichte weiter zunimmt, sobald diese vom vorderen Ende der Faser austritt, in dem deren Querschnitt auf eine geringere Ausdehnung als die Faser selbst reduziert wird.
In den Fig. 5A und 5B sind zwei Beispiele für den fokusierten Lichtverlauf gezeigt, der von der Linse 51 am Ende der optischen Faser 12 austritt. Wie man sieht, konvergiert ein Großteil des Lichts, das von der optischen Faser austritt, in bzw. auf einem Brennpunkt oder -fläche 52. Im Grunde wird der Abstand von diesem Brennpunkt vom Ende der Faser bestimmt durch den Krümmungsradius der Linse. Zusätzlich divergiert ein geringer Anteil des Lichts nach Austritt von der optischen Faser, so daß der resultierende Lichtverlauf am Brennpunkt im wesentlichen aus einem extrem hellen Fleck im Zentrum des Brennpunktes besteht, der von einem konzentrischen Bereich geringerer Beleuchtung bzw. Leuchtstärke umgeben ist. Wie nachfolgend noch detaillierter beschrieben wird, kann dieser äußere Bereich geringerer Leuchtstärke, der durch die divergierenden Lichtstrahlen erzeugt wird, mit vorteilhaften Ergebnissen in einem Angioplastie-System verwendet werden.
Vorzugsweise ist die Linse 51 am Ende der optischen Faser 12 einstückig mit der Faser, d. h. aus dem Material der Faser selbst, gefertigt, z. B. kann ein Microschweißbrenner verwendet werden, um das flache polierte vordere Ende der Spitze auf eine vorgegebene sphärische Krümmung unter einem Mikroskop zu schmelzen. Alternativ dazu kann die Linse 51 ein diskretes Element getrennt von der Faser 12 selbst sein und an diese durch geeignete Mittel befestigt werden, welche die Lichtreflexion an der Faser/Linse-Grenzfläche minimieren.
Mit der Kombination der synthetischen Quarzglasfaser 12, des Energiekopplers 30, der eine höhere Energieniveauleitung durch die Faser ermöglicht, und der Linse 51 am vorderen Ende, welche die Ausgangsenergie auf einen kleinen Bereich konvergiert, um hierdurch deren Dichte zu erhöhen, kann eine Menge von hochenergetischem Laserlicht, die für die Erzeugung eines Einschnittes ausreicht, sicher durch einen optischen Faser-Wellenleiter ohne das Risiko der Beschädigung der Faser übertragen werden.
Wie bereits vorstehend erwähnt, ist eine spezielle Anwendung, für welche das Laserzuführsystem in besonderem Maße geeignet ist, das Gebiet der Angioplastie. Bei einer derartigen Anwendung kann die optische Faser für die Zufuhr von Laserenergie auch verwendet werden für die Zufuhr des sichtbaren Lichts, welches das Innere des Gefäßes beleuchtet. Während es wünschenswert ist, die Laserenergie derart zu fokusieren, um das Dichteniveau zu erhöhen, ist der entgegengesetzte Effekt normalerweise für sichtbares Licht erwünscht. Mit anderen Worten, es ist wünschenswert, einen größtmöglichen Bereich zu beleuchten, um dem Arzt eine Gesamtansicht des Blutgefäßes in unmittelbarer Nähe des Endes der Faser zu verschaffen. Obwohl ein Großteil der Energie im Brennbereich bzw. -ebene 52 konzentriert ist, wie in den Fig. 5A und 5B gezeigt, divergieren einige Lichtstrahlen nach Austritt von der Faser 12. Es ist möglich, dieses divergente Licht zu verwenden, um die Beleuchtungsfunktion durchzuführen. Man hat festgestellt, daß die Lichtmenge, die vom Brennpunkt wegdivergiert, generell ausreicht, um genügend Beleuchtung in den Blutgefäßen zu liefern, so daß der Arzt in der Lage ist, das Umgebungsgebiet in geeigneter Weise zu observieren.
Daher benötigt das Angioplastie-System allein die Verwendung von zwei optischen Fasern 12 und 14, eine zum Zuführen der Laser- und sichtbaren Lichtenergie und die andere zum Rücksenden des Bildes an eine Videokamera zur Ansicht. Diese beiden Fasern können in einer Seite-an-Seite Anordnung angeordnet sein, wie in Fig. 6 dargestellt. Vorzugsweise hat jede Faser einen Durchmesser von ungefähr 0,5 mm. Sie können in einem Katheter 54 eingekapselt sein, der einen Außendurchmesser besitzt, der nur wenig größer als 1 mm ist. Der übrige Raum zwischen der inneren Wand des Katheters und den optischen Fasern kann als Spülkanal verwendet werden, was den Einsatz des Systems innerhalb der meisten Coronararterien möglich macht.
Vorzugsweise wird jedoch dieser verfügbare Raum dazu genutzt, um eine Salzlösung an das vordere Ende des faseroptischen Wellenleiters zuzuführen. Falls eine Gewebestörung durch Spitzenwertenergie-Laserlicht z. B. Excimer-Laserenergie abgetragen wird, können die abgetragenen Produkte auf die Spitze der Faser spritzen. Diese Produkte sorgen für eine Absorptionsstelle, die zur Zerstörung der Faserspitze führen kann. Durch Zwischenschalten einer kontinuierliche Schicht von Salzlösung zwischen der Spitze der Faser und der Gewebestörung wird verhindert, daß sich Reststücke auf die Faserspitze absetzen.
Ferner hat man herausgefunden, daß eine derartige Salzzwischenschicht den Abtragsprozeß beschleunigt. Die Salzlösung hat nämlich einen Brechungsindex, der näher an demjenigen von faseroptischem Material liegt als der von Luft. Dementsprechend wird eine geringere Schockwelle zurück in die Faser reflektiert. Zusätzlich kann die Salzlösung einen Kühleffekt an der Spitze der Faser hervorrufen.
Als Alternative zum Zwei-Fasersystem, wie in Fig. 6 gezeigt, können getrennte Lichtwellenleiter für die Laserenergie und das sichtbare Licht verwendet werden, um dem Arzt eine Tiefen(referenz)ansicht zu liefern.
Insbesondere besteht eine der schwierigeren Aufgaben bei der Betrachtung eines Körperhohlraumes oder Blutgefäßes durch ein Endoskop oder ein Angioskop in der Bestimmung der Größe und Lage eines gegebenen Objekts im Sichtfeld. Eine inhärente Charakteristik der Weitwinkellinse, die bei diesen Vorrichtungen herausgefunden wurde, besteht darin, daß sie das Bild verzerrt und keinen spezifischen Brennpunkt hat. Dieses Problem ist besonders hervorzuheben, wenn die Betrachtung durch eine einzige Bildführung stattfindet, die innerhalb einer tunnelähnlichen Umgebung angeordnet ist, z. B. ein Blutgefäß, das durch eine nichtgleichmäßige dreidimensionale Gewebestörung verstopft ist.
In Übereinstimmung mit einer anderen Gestaltung der vorliegenden Erfindung, kann dieser Nachteil jedoch behoben werden, indem ein Beleuchtungsstrahl verwendet wird, der einen anderen Divergenzwinkel als das Sichtfeld hat, das durch die Objektivlinse an den Bildwellenleiter geliefert wird. Gemäß Fig. 7 endet der Bildwellenleiter 56, der aus einer einzelnen optischen Faser oder einem Bündel von Fasern bestehen kann, in einer Objektivlinse 58, mit einem Sichtfeld, das den Winkel 4a aufspannt. Dieser Bildwellenleiter wird durch einen Beleuchtungslichtwellenleiter 60 umgeben, der Licht ausstrahlt, das über einen Winkel R divergiert. In einem konventionellen Endoskop oder Angioskop ist R größer als α, so daß das gesamte Sichtfeld ausgeleuchtet wird. Jedoch ist entsprechend einem Aspekt der vorliegenden Erfindung R kleiner als α. Diese Winkel werden bestimmt durch die numerische Apertur (N.A.) von jedem der Wellenleiter 56 und 60, die ihrerseits abhängig ist vom Brechungsindex des Materials, aus dem Kern und Mantel des Wellenleiters gefertigt sind.
Durch geeignete Anpassung dieser zwei Winkel durch entsprechende Auswahl der Materialien für die Wellenleiter, kann erreicht werden, daß das Beleuchtungsfeld das Sichtfeld der Linse 58 in einer Bezugsebene 62 schneidet. Z.B. kann die N.A. des Bildwellenleiters 56 0.35 und diejenige für den Lichtwellenleiter 60 0.20 sein, um eine Bezugsebene 62 zu liefern bzw. zu erzeugen, die ungefähr 2 mm vom Ende der Linse 58 entfernt ist.
Falls ein Objekt durch den Bildwellenleiter betrachtet wird, wird in der Praxis das von diesem Objekt reflektierte Licht das Sichtfeld nur dann vollständig ausfüllen, wenn es in der Bezugsebene 62 angeordnet ist. Falls das Objekt weiter entfernt ist von der Linse als die Bezugsebene, wird der beleuchtete Abschnitt des Objekts kleiner sein als das gesamte Sichtfeld, d. h. ein dunkler Kreis wird rund um das Objekt erscheinen. Falls alternativ dazu das Objekt näher an der Linse ist, als die Bezugsebene, wird es verschwommen erscheinen gefolgt von einem zunehmenden dunklen Bereich im Zentrum. Daher kann der Arzt die exakte Lage des vorderen Endes der Faser relativ zum betrachteten Objekt bestimmen und hieraus die Größe des Objekts, in dem die Position der Faser so lange verändert bzw. angepaßt wird, bis das beleuchtete Bild vollständig das Sichtfeld ausfüllt.
Der Einbau dieses Prinzips in ein Angioplastie-System wird in Fig. 8 dargestellt, welche die äußere Endansicht der optischen Fasern umfaßt. Der Bildwellenleiter 56 und ein Linsen-Laserenergiewellenleiter 64 sind in einer Seite-an- Seite Anordnung angeordnet. Eine Vielzahl an kleineren Lichtwellenleitern 60 sind rund um den Großteil oder um den gesamten verbleibenden Umfang des Bildwellenleiters vorgesehen, so daß der Strahl des Beleuchtungslichts konzentrisch liegt mit dem Sichtfeld des Bildwellenleiters. Als Beispiel kann der Bildwellenleiter 56 einen Durchmesser von ungefähr 1 mm haben, der Laserwellenleiter 64 kann aber auch 8.5 mm im Durchmesser sein und der Lichtwellenleiter 60 kann einen Durchmesser zwischen 0.10 und 0.15 mm haben.
Ein zweites Ausführungsbeispiel für ein Meßsystem kann erreicht werden mit Hilfe eines niederenergetischen, farbigen Lichtstrahls. Gemäß Fig. 9 kann ein Strahl von einem niederenergetischen Laser oder einer Glühlichtbeleuchtung, die Licht im sichtbaren Wellenlängenbereich erzeugt, z. B. ein 0.5 mW grüner Laser, durch eine Spezialfaser 66 geführt, die getrennt ist von der Beleuchtungslichtfaser 60. Das Ausgangsende der Faser 66 ist geschliffen oder in sonstiger Weise geeignet geformt, um ein wohl definiertes divergentes Strahlenprofil zu liefern, das innerhalb des Beleuchtungsfeldes (wie durch die äußere gestrichelte Linie gezeigt) aber teilweise außerhalb des Sichtfeldes liegt (innere gestrichelte Linie).
Wenn der grüne Strahl am Target, z. B. einer Gewebestörung, gestreut wird, wird ein großer grüner Punkt bzw. Fleck für den Beobachter sichtbar. Die Größe des Fleckes hängt ab vom Abstand zwischen der Spitze der Faser 66 und der Gewebestörung. Falls erwünscht, kann das reflektierte Bild einer Farbbildkamera und einem Computer-Bildsystem zur Videoinformationsverarbeitung zugeführt werden, um den Abstand zur Gewebestörung, sowie deren Form und Querschnittsausdehnung zu berechnen, z. B. durch Zählen der Anzahl der Pixels, die im grünen Fleck enthalten sind.
Eine zweite grüne Strahllichtführung 68 kann verwendet werden, wie in Fig. 9 gezeigt. Mit Hilfe dieser Anordnung kann die relative Verzerrung von zwei grünen Markierungsflecken analysiert werden, um das dreidimensionale Profil der Gewebestörung zu bestimmen.
Während hier ein grüner Laser beschrieben wurde, ist es möglich, jede Lichtwellenlänge zu verwenden, dessen Ausgangsstrahl sichtbar ist. Jedoch wird rotes Laserlicht in der Umgebung von 630 nm Wellenlänge nicht empfohlen, weil es von menschlichem Gewebe absorbiert wird, was einen Markierungsfleck ergibt, der nicht klar definiert ist.
Während das Laserzuführsystem mit dem Einsatz von einer optischen Festkern-Faser beschrieben wurde, die im wesentlichen aus reinem synthetischem Quarzglas besteht, ist es auch möglich, eine auf Quarzglas basierende Hohlkern-Faser für diesen Zweck zu verwenden. Im Falle von hochenergetischem Eximer- oder für anderes Vakuum-Ultraviolett (VUV)- Laserlicht sollte das Mantelmaterial für die Hohlfaser reiner Quarz sein. Am vorderen Ende der Faser kann der Quarzmantel geschmolzen werden, um eine sphärische Linse zu erzeugen, die den Ausgangsstrahl konzentriert. Diese Art von Linse kann verwendet werden für Licht mit einer Wellenlänge größer als ungefähr 175 nm. Für kürzere Lichtwellenlängen ist Floridglas, z. B. LiF, MgF oder CaF, ein bevorzugtes Material für die Linse. Diese Linse ist ein separates Element, das in geeigneter Weise an der Quarzmantel- Hohlfaser befestigt ist.

Claims

1. Ein Angioplastie-System für die Zufuhr von hochenergetischem gepulstem UV-Laserlicht mit einer Excimer- oder einer anderen hochenergetischen gepulsten Laserquelle für die Erzeugung von einem hochenergetischen gepulsten Strahl von UV-Licht und einem optischen Wellenleiter (12; 64) für die Leitung des erzeugten UV-Laserlichts, der eine optische Faser mit einem energieleitenden Kern aufweist, der aus im wesentlichen reinem synthetischem Silica bzw. Quarzglas gefertigt ist, dadurch gekennzeichnet, daß das System des weiteren Mittel (30; 40; 46, 47) aufweist, die am Ende des Wellenleiters angrenzend zur Laserquelle angeordnet sind, zur Modifizierung des hochenergetisch gepulsten Strahls von UV-Licht, welches durch die Laserquelle erzeugt wird, derart, daß die hochenergetischen UV-Impulse in die Faser gekoppelt werden können, während sie ihr Energieniveau beibehalten, ohne die Faser zu beschädigen, und daß die Laserquelle derart angeordnet ist, daß sie UV-Impulse jeweils mit einer Zeitdauer größer als 100 ns erzeugt, wobei hierdurch die Zufuhr von UV-Impulsen von höherer Energie ohne Beschädigung der Faser ermöglicht wird, als diejenige, welche zulässig ist mit Impulsen von kurzer Zeitdauer, wie sie normalerweise durch konventionelle Excimer- oder andere hochenergetische gepulste Laser erzeugt wird.

2. Das Zufuhrsystem nach Anspruch 1, wobei der Energiekoppler (46, 47) eine Oberfläche umfaßt, die im wesentlichen frei ist von Kratzern am einen Ende der Faser, und eine Linse (47), welche den Laserstrahl auf einen Brennpunkt fokusiert, wobei die fokusierende Linse in einem Abstand vom einen Ende der Faser angeordnet ist, der größer ist als die Brennweite der fokusierenden Linse, so daß das auf die Faser auftreffende Laserlicht von einer Punktquelle auszugehen scheint (Fig. 4A und 4B).

3. Das Zufuhrsystem nach Anspruch 2, wobei das eine Ende der Faser eine sphärische Linse (46) aufweist.

4. Das Zufuhrsystem nach Anspruch 1, wobei der Energiekoppler (30) einen Abschnitt der Faser (12) mit einer relativ großen Querschnittsausdehnung am Ende der Faser aufweist und einen sich verjüngenden Abschnitt, der auf eine relativ kleine Querschnittsausdehnung abnimmt, um einen trichterförmigen Eingangsabschnitt zu bilden (Fig. 2).

5. Das Zufuhrsystem nach Anspruch 1, wobei der Energiekoppler (40) einen Hohlraum (33) aufweist, der mit einem Flüssigmedium (40) gefüllt ist und ein für Laserenergie transparentes Fenster (38) an einer Seite davon aufweist und mit dem einen Ende der Faser an der gegenüberliegenden Seite davon in Verbindung steht, um dabei als Puffer für die Energieimpulse zu wirken, die auf das Faserende durch eine fokusierende Linse gerichtet werden (Fig. 3).

6. Das Zuführsystem nach Anspruch 5, wobei das flüssige Medium Wasser ist.

7. Das Zuführsystem nach Anspruch 5, wobei das flüssige Medium ein Öl ist mit einem Brechungsindex, der nahezu derselbe ist wie derjenige der optischen Faser.

8. Das Zuführsystem nach einem der vorstehenden Ansprüche, das des weiteren eine Linse (51) am vorderen Ende der Faser aufweist, um die Energie, die vom Ende austritt, in einem konvergenten Strahl zu konzentrieren.

9. Das Zuführsystem nach Anspruch 8, wobei die Linse aus dem Material der Faser und einstückig damit geformt ist.

10. Das Zuführsystem nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Wellenleiter ein Bündel von dichtgepackten synthetischen Quarzglasfasern umfaßt, um Flexibilität zur Verfügung zu stellen, während ein Strahl mit relativ großem Querschnitt an die gewünschte Stelle zugeführt werden kann.

11. Das Zuführsystem nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Wellenleiter in einem Schutzmantel (28) untergebracht ist, der aus einem Material gefertigt ist, das von Ultraviolettlicht nicht angegriffen wird.

12. Das Zuführsystem nach Anspruch 11, wobei das Mantelmaterial ein UV-gehärtetes Epoxid ist.

13. Das Zuführsystem nach Anspruch 11, wobei das Mantelmaterial TEFLON ist.

14. Das Zuführsystem nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Wellenleiter einen energieleitenden Kern aufweist, der im wesentlichen frei ist von metallischen Verunreinigungen.