一种光学功能导丝、探测系统及探测方法与流程

本申请涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种光学功能导丝、探测系统及探测方法。

背景技术：

微创介入治疗是在影像导引下，利用特定的穿刺针、导丝或导管等器械，不用打开人体组织即可准确到达病变部位进行诊断和治疗的医学技术。微创介入治疗以其疗效确切、康复快、靶向性强、防复发、无副作用、创伤少、安全可靠、费用少等的特点越来越受到患者的青睐。

其中，导丝在临床上使用十分频繁，比如辅助心脏支架的安装、血栓消融、肿瘤栓塞治疗等都会用到导丝。在介入手术中，导丝的安全性是第一位的。因此，头端柔软、顺应性好、无损伤性、易塑性、可提供低至中度支撑等均为导丝所必需的特性。

目前，市场上所售医用导丝通常是一根具有多段不同直径的核心不锈钢丝构成，并在顶端进行绕丝制成的，但是上述方案均会导致导丝直径较粗，难以进入较细的血管中。

同时，为了实现在人体腔道内的良好的操纵性能，目前通常采用头部可主动弯曲的导丝，如此可按照腔道的走向改变头部形态，从而易于进入较为细小的分支腔道，目前主要通过多根肌腱驱动、磁场驱动、记忆金属驱动的方式引导导丝在腔道内按照既定路线行进，但上述的方式具有很大的操作局限性。所以，如何提高导丝的操作性能、驱动性能、探测性能成为了亟待解决的问题。

技术实现要素：

有鉴于此，本申请实施例提供了一种光学功能导丝、探测系统及探测方法，以解决现有技术中存在的技术缺陷。

本申请提供了一种光学功能导丝，所述光学功能导丝包括光学纤维和围绕于所述光学纤维外的套管，所述光学纤维包括能够发射和收集激光的功能段，所述功能段设置有至少一个光栅组件，所述套管包括能够弯曲的塑形段和能够支持所述功能段前进的支撑段，所述塑形段与所述功能段相连，所述塑形段位于靠近所述功能段的一端，所述支撑段位于远离所述功能段的一端，所述光学功能导丝上还设置有能够使所述光学功能导丝定向弯曲的非对称结构。

可选地，所述功能段设置有多个光栅组件，所述光栅组件间隔套设于所述光学功能导丝的功能段外，且沿所述光学纤维纵向排列。

可选地，所述光学纤维包括位于轴心位置处的芯层和包裹于所述芯层外的包层，所述光栅组件间隔套设于包层外，每个光栅组件均呈空心棱柱状。

可选地，所述光栅组件包括周期不同的多个光栅，每一个所述光栅构成所述光栅组件的一个侧面。

可选地，所述支撑段的直径大于所述塑形段的直径。

可选地，所述套管还包括过渡段和推送段，所述过渡段位于所述塑形段与所述支撑段之间，且所述过渡段的直径沿塑形段至支撑段的方向逐渐增加，所述推送段的一端与所述支撑段相连，所述推送段的另一端与驱动机构相连。

可选地，所述光学纤维的功能段通过螺旋管与所述套管的塑形段相连，所述螺旋管与所述光学纤维之间设置有显影环。

可选地，所述非对称结构为所述套管的非对称管壁结构。

可选地，所述非对称管壁结构为开设在所述套管塑形段上的非对称切缝，所述非对称切缝为螺旋型切缝或矩形切缝，在所述非对称切缝为螺旋形切缝的情况下，所述套管两侧的非对称切缝的宽度不相等，在所述非对称切缝为矩形切缝的情况下，所述套管两侧的非对称切缝的深度不相等。

可选地，所述非对称管壁结构为所述套管的非对称管壁厚度，所述套管的两侧管壁厚度不相等。

可选地，所述非对称管壁结构为套管的形状，所述套管由凸起侧和平面侧构成，或由凸起侧和凹面侧构成，其中，所述凸起侧呈拱形结构。

可选地，所述功能段远离所述塑形段的一端设置有能够阻挡激光散射的半球形光学组件，所述光学功能导丝外还设置有聚合物涂层，所述聚合物涂层为亲水涂层或疏水涂层。

可选地，所述套管为海波管，所述套管的外径为0.6-0.8mm，所述套管的内径为0.3-0.5mm。

本申请还提供一种探测系统，包括：

光学功能导丝，所述光学功能导丝为如上所述的光学功能导丝；

控制中心，所述控制中心向姿态控制器、多波长脉冲激光器、波形采集器、治疗激光器发送控制信号，以控制姿态控制器、多波长脉冲激光器、波形采集器、治疗激光器的开启、运作或关闭；

姿态控制器，所述姿态控制器接收控制中心发出的信号和距离信息，驱动所述光学功能导丝进出腔道或在腔道内移动；

多波长脉冲激光器，所述多波长脉冲激光器接收控制中心发出的信号，发出脉冲激光传导至光学功能导丝，并通过光学功能导丝上的光栅组件(8)散射至腔道中；

波形采集器，所述波形采集器接收控制中心发出的信号，通过光学功能导丝上的光栅组件分析腔道内散射的激光并确定腔道壁与光学功能导丝之间的位置信息，并将位置信息反馈至控制中心。

可选地，所述多波长脉冲激光器、所述波形采集器通过光纤分束耦合器与所述光学纤维耦合。

本申请还提供一种探测方法，用于如上所述的探测系统，所述方法包括：

控制中心接受控制指令，并基于所述控制指令向姿态控制器和多波长脉冲激光器发送控制信号；

所述姿态控制器接收所述控制中心发送的控制信号，并基于所述控制信号驱动光学功能导丝进入腔道；

所述脉冲探测器接收所述控制中心发送的控制信号，发出脉冲激光并经由所述光学功能导丝及光栅组件将脉冲激光散射至腔道内；

所述光学功能导丝通过光栅组件接收反射的脉冲激光并发送至波形采集器，所述波形采集器基于所述反射的脉冲激光确定所述光学功能导丝在腔道内的位置；

所述姿态控制器基于所述光学功能导丝在腔道内的位置控制所述光学功能导丝的下一步移动，直至所述光学功能导丝到达目标区域完成探测后退出腔道。

本申请提供的光学功能导丝，包括至少一个光学纤维和围绕于光学纤维外的套管，光学纤维包括能够发射和收集激光的功能段，所述功能段设置有至少一个光栅组件，光栅组件具有发射和收集探测激光的功能，其可以通过发射和收集不同特定波长的激光，并分析其时间波形确定腔道壁与光学纤维之间的距离，以指导光学功能导丝随时进行形状和姿态的改变，进而实现光学功能导丝在腔道内的智能化引导及探测，套管包括依次相连的功能段、导引段和支撑段，并且套管自身或套管周围沿光学纤维设置有非对称结构，以提高光学功能导丝的弯曲性能和可操作性，使光学功能导丝易于操控易于进入张角较大的腔道，并利用激光传导在腔道内进行精确探测和治疗，从而提高微创介入治疗的效果。

本申请提供的探测系统，包括光学功能导丝、控制中心、姿态控制器、多波长脉冲激光器和波形采集器，其中，控制中心可以向其他组件发送控制信号，以协调控制各组件之间的相互配合运作，姿态控制器可以控制光学功能导丝进出腔道或在腔道内移动，提高光学功能导丝的使用灵活性，多波长脉冲激光器、波形采集器和光学功能导丝的配合，可以通过激光的延时确定光学功能导丝与腔道壁的相对位置，进而准确判断光学功能导丝下一步的姿态以及行进方向。本申请提供的探测系统创新的以光来引导导丝的行进，探测效率高，探测效果好。

本申请提供的探测方法，通过控制中心、姿态控制器、脉冲探测器、光学功能导丝以及波形采集器的相互配合实现光学功能导丝在腔道内的智能化和自动化导引，操作简便，大大提高了光学功能导丝的探测效率和探测效果。此外，还可以通过控制中心、光学功能导丝与治疗激光器的配合对患者的病变部位进行激光照射治疗，治疗效率高效果好，提高了光学功能导丝的使用灵活性和适用范围。

附图说明

图1是本申请一实施例所述的光学功能导丝的整体结构示意图；

图2是本申请一实施例所述的光学功能导丝局部结构示意图；

图3是本申请一实施例所述的光栅组件结构示意图；

图4是本申请一实施例所述的光学功能导丝使用场景示意图；

图5是本申请一实施例所述的脉冲测距示意图；

图6是本申请一实施例所述的光学功能导丝局部结构示意图；

图7是本申请一实施例所述的光学功能导丝的另一整体结构示意图；

图8是本申请一实施例所述的光学功能导丝的另一整体结构示意图；

图9是本申请一实施例所述的光学功能导丝的另一整体结构示意图；

图10是本申请一实施例所述的光学功能导丝的另一整体结构示意图；

图11是本申请一实施例所述的光学功能导丝的另一整体结构示意图；

图12是本申请一实施例所述的探测系统的工作原理图；

图13是本申请一实施例所述的激光脉冲叠加延时波形图。

其中，1-光学纤维，2-套管，3-功能段，4-塑形段，5-支撑段，6-过渡段，7-推送段，8-光栅组件，9-芯层，10-包层，11-螺旋管，12-显影环，13-聚合物涂层，14-半球形光学组件，15-非对称切缝，16-凸起侧，17-平面侧。

具体实施方式

下面结合附图对本申请的具体实施方式进行描述。

在本发明中，除非另有说明，否则本文中使用的科学和技术名词具有本领域技术人员所通常理解的含义。并且，本文中所用的试剂、材料和操作步骤均为相应领域内广泛使用的试剂、材料和常规步骤。同时，为了更好地理解本发明，下面提供相关术语的定义和解释。

在本申请中，海波管是指一种长金属管，在其整个管道上具有微工程特性。它是微创治疗用导管的重要组件，需与球囊和支架配合使用来打开动脉阻塞。导管的球囊部分附着于海波管远端。海波管进入人体，将球囊沿着曲折复杂的长血管向动脉阻塞处推去。在这个过程中，海波管需避免扭结，同时能够顺畅地在人体结构中行进(推进、追踪和转动)。

实施例1

本实施例提供一种光学功能导丝，如图1所示，所述光学功能导丝包括光学纤维1和围绕于所述光学纤维1外的套管2，所述光学纤维1包括能够发射和收集激光的功能段3，所述功能段3设置有至少一个光栅组件8，所述套管2包括能够弯曲的塑形段4和能够支持所述功能段3前进的支撑段5，所述塑形段4与所述功能段3相连，所述塑形段4位于靠近所述功能段3的一端，所述支撑段5位于远离所述功能段3的一端，所述光学功能导丝上还设置有能够使所述光学功能导丝定向弯曲的非对称结构。

本实施例中的光学纤维1是用于传导光的人造纤维，其位于光学功能导丝的轴心位置处。光学纤维1的功能段3通过其设置的光栅组件8发射和收集激光，进而通过激光产生的时间波形确定光学功能导丝在腔道中的位置。

如图2所示，光栅组件8的数量可以为1个也可以为多个，比如2个、3个、4个、5个等，优选为3个。在光栅组件8数量为多个的情况下，光栅组件8间隔套设于光学功能导丝的功能段3外，且沿所述光学纤维1间隔纵向排列，相邻两个光栅组件8之间的间隔距离可以视具体情况而定，本申请对此不做限制。

更为具体地，光学纤维1包括位于轴心位置处的芯层9和包裹于芯层9外的包层10，相邻的光栅组件8间隔套设于包层10外，每个光栅组件8均呈空心棱柱状。其中，包层10采用透明聚合物制成，以使光学纤维1中的激光透过包层10经光栅组件8散射至腔道中。光栅组件8可以呈空心四棱柱状、空心六棱柱状、空心八棱柱状、空心十棱柱状等，优选为空心六棱柱状。

光栅组件8的结构如图3所示，光栅组件8由多个光栅组成，光栅是固定于光学纤维1上用于发射和收集激光的光学器件，其由大量等宽等间距的平行狭缝构成。

每个光栅组件8均包括周期不同的多个光栅，每个所述光栅均固定于棱柱状包层10的一个侧面。将多波长的脉冲激光传输至光纤中，从不同光栅耦合发出的脉冲波长不同。光栅组件8中光栅的数量与棱柱的侧面数量相同，比如在光栅组件8呈空心六棱柱状的情况下，其由6个周期不同的光栅组成。

参见图3，在该图中，a和b表示处于相反方向的两个光栅，在实际应用中，光栅a发出的激光经腔道壁散射后，经光栅a耦合入光纤，光栅b发出的激光经腔道壁散射后，经光栅b耦合入光纤，在光栅a处具有一个分支腔道的情况下，如图4所示，光栅a与腔道壁之间的距离大于光栅b与腔道壁之间的距离，光栅a收集的散射脉冲时间相对于光栅b较为滞后，如图5所示，λ1表示光栅a发出的波长，λ2表示光栅b发出的波长，通过对散射回波的波形进行分析，即可得到腔道的分支形貌，从而指引塑形段4弯曲进入该分支腔道，通过位于不同方向的光栅回波波形分析，可以判断每一个光栅所处位置的腔道分支情况，如此能够为形状较为复杂的腔道通路提供更为详细的判断数据，以提高导丝行进的效率。

如图2、图6所示，光学纤维1的功能段3可以通过螺旋管11与套管2的塑形段4相连，上述螺旋管11优选采用金属材质制成，螺旋管11与所光学纤维1之间还可以设置显影环12，显影环12与其外侧的螺旋管11及内侧的光学纤维1均可以通过粘结的方式固定。显影环12优选采用重金属制成，例如黄金、白金等，其在x光的照射下能够呈现清晰影像，进而辅助探测与治疗。

光学功能导丝外还可以设置聚合物涂层13。该聚合物涂层13可以是亲水涂层或疏水涂层，亲水涂层可以吸引水分子在导丝表面形成“凝胶状”表面，降低导丝的通过阻力，疏水涂层可以抵制水分子形成“蜡状”表面，减少摩擦，增强导丝的跟踪性。

在本实施例中，套管2可以为等径套管2，也可以为变径套管2，在套管2为等径套管2的情况下，套管2塑形段4和支撑段5的直径相等，在套管2为变径套管2的情况下，套管2塑形段4和支撑段5的直径依次增加。在实际应用中，套管2优选为变径套管2，塑形段4的直径小于支撑段5的直径，可以促使塑形段4相对于支撑段5更加易于弯曲，从而更加易于在弯曲的腔道中行进，支撑段5的直径较大则具有足够的刚性，可以为塑形段4提供前进驱动力。

此外，套管2的塑形段4和支撑段5既可以是等径段，也可以是变径段，在塑形段4和/或支撑段5为变径段的情况下，每一段的直径均沿塑形段4至支撑段5的方向逐渐增加，但不论塑形段4、支撑段5是等径段还是变径段，二者的外径均不相同，塑形段4外径始终小于支撑段5外径。

如图7所示，在本实施例提供的光学功能导丝中，套管2还可以包括过渡段6和推送段7，过渡段6位于塑形段4与支撑段5之间，且过渡段6的直径沿塑形段4至支撑段5的方向逐渐增加，推送段7的一端与支撑段5相连，推送段7的另一端与驱动机构相连，从而提供前进驱动力。驱动机构可以为手动驱动光学功能导丝行进的操作手柄，或靠电力驱动光学功能导丝行进的姿态控制器等机器，本申请对此不做限制。

光学功能导丝还设置有能够使其向一侧定向弯曲的非对称结构，非对称结构优选为套管2的非对称管壁结构，比如非对称切缝15、非对称管壁厚度、形状等。非对称结构的设置可以使光学功能导丝更易于向一侧弯曲，提高光学功能导丝的弯曲性能和可操作性，易于操控光学功能导丝进入较细血管以及张角较大的分支血管进行探测和治疗。

在本实施例中，光学功能导丝的总长度优选为2m，套管2推送段7的总外径优选为0.8mm，长度优选为1m，套管2优选采用医用304不锈钢制成。套管2的支撑段5可以通过推送段7经拉伸构成，外径优选为0.4mm，内径优选为0.3mm，长度优选为0.8m。套管2的过渡段6和塑形段4也可以通过推送段7经拉伸构成，过渡段6长度优选为0.1m，塑形段4外径优选为0.2mm，内径优选为0.15mm，长度优选为0.1m。光学纤维1的直径为优选0.1mm，长度优选为2m，优选采用石英或聚合物制成。可见本实施例提供的光学功能导丝，直径达到了毫米级别，如此可以安全地进入较细的血管内进行探测或治疗，避免导丝对血管壁造成的损伤，适用范围广。

在实际应用中，光学功能导丝中的光学纤维1可以通过光纤分束耦合器与多波长脉冲激光器、波形采集器相连，光学功能导丝远离功能段3的一端可以与姿态控制器相连，多波长脉冲激光器、波形采集器和姿态控制器均接受控制中心的控制。控制中心向姿态控制器发送控制信号，姿态控制器根据上述控制信号控制光学功能导丝进入、退出腔道或在腔道内移动，控制中心向多波长脉冲激光器发送控制信号，多波长脉冲激光器根据上述控制信号发出脉冲激光经光学功能导丝及光学功能导丝上的光栅组件8传导至腔道内并在腔道内形成激光散射，控制中心向波形采集器发送控制信号，波形采集器根据上述控制信号通过光学功能导丝上的光栅组件8采集散射激光的时延波形，进而通过计算确定腔道壁与光学功能导丝之间的距离信息，包括二者的相对位置、光学功能导丝前方是否存在分支腔道等，波形采集器将上述距离信息反馈至控制中心以及姿态控制器，进而控制调整导丝的姿态和下一步行进方向，以避免导丝行进过程中对腔道壁造成的损伤。

本实施例提供的光学功能导丝，包括至少一个光学纤维1和围绕于光学纤维1外的套管2，光学纤维1包括能够发射和收集激光的功能段3，所述功能段3设置有至少一个光栅组件8，光栅组件8具有发射和收集探测激光的功能，其可以通过发射和收集不同特定波长的激光，并分析其时间波形确定腔道壁与光学纤维1之间的距离，以指导光学功能导丝随时进行形状和姿态的改变，进而实现光学功能导丝在腔道内的智能化引导及探测，套管2包括依次相连的功能段3、导引段和支撑段5，并且套管2自身或套管2周围沿光学纤维1设置有非对称结构，以提高光学功能导丝的弯曲性能和可操作性，使光学功能导丝易于操控易于进入张角较大的腔道，并利用激光传导在腔道内进行精确探测和治疗，从而提高微创介入治疗的效果。

需要说明的是，本发明的光学功能导丝还具有诊断和治疗的功能。例如在光动力治疗过程中，在经上述引导过程引导至病灶处后，可以通过光栅组件8出射治疗用红光激发单线态氧，在光敏药物产生荧光后经光栅收集并分析荧光光谱，起到诊断的作用；在诊断过程结束之后，通过引导治疗用光动力激光出射，对光敏药物进行激发，起到治疗的作用，治疗效果好。

实施例2

在实施例1的基础上，本实施例提供一种光学功能导丝，其塑形段4和功能段3侧截面结构如图8所示。

在本实施例中，所述非对称管壁结构为开设在套管2上的非对称切缝15，其中非对称切缝15为螺旋形切缝，套管2两侧非对称切缝15的宽度不相等，非对称切缝15优选开设在套管2的塑形段4上，一侧切缝宽度较小，另一侧切缝宽度较大，从而可以使得塑形段4在受力时产生偏向较大切缝侧的弯曲，提高光学功能导丝的灵活性。

在实际应用中，套管2上的螺旋形切缝可以通过激光切割工艺进行旋转切缝形成，支撑段5的切缝宽度优选为0.5mm，螺距优选为1mm，塑形段4一侧切缝宽度优选为0.1mm，另一侧切缝宽度优选为0.5mm。

所以本实施例提供的光学功能导丝，通过螺旋形非对称切缝15的设置进一步提高光学功能导丝的弯曲性能和操作性能，使光学功能导丝易于操控易于进入张角较大的腔道，可以实现光学功能导丝在腔道内的自引导和灵活探测，从而提高微创介入治疗的治疗效果。

实施例3

在实施例1的基础上，本实施例提供一种光学功能导丝，其塑形段4和支撑段5侧截面结构如图9所示。

在本实施例中，所述非对称管壁结构为开设在套管2上的非对称切缝15，所述非对称切缝15为矩形切缝，所述套管2两侧的非对称切缝15的深度不相等。其中，非对称切缝15优选开设在套管2的塑形段4上，塑形段4上的非对称切缝15可以使其具有非对称的力学性质，在受力时向切缝较深的一侧弯曲，进而可以使光学功能导丝方便快捷的进入张角较大的腔道，并且，矩形切缝制作工艺简单，使用过程易于控制，可操控性强，适用范围广。

所以本实施例提供的光学功能导丝，通过矩形非对称切缝15的设置进一步提高光学功能导丝的弯曲性能和操作性能，使光学功能导丝易于操控易于进入张角较大的腔道，可以实现光学功能导丝在腔道内的自引导和灵活探测，从而提高微创介入治疗的治疗效果。

实施例4

在实施例1的基础上，本实施例提供一种光学功能导丝，其塑形段4的侧截面结构如图10所示。

非对称管壁结构为套管2的非对称管壁厚度，套管2的其中一侧管壁厚度小于另一侧管壁厚度。具体地，以套管2为圆柱形套管2为例，将其按横截面直径一分为二，成为两个半圆柱形套管2，参见图10，其中a表示较薄一侧的管壁，其厚度优选为0.1mm-0.3mm，b表示较厚一侧的管壁，其厚度优选为0.3mm-0.5mm。

在本实施例所述的光学功能导丝中，套管2的一侧管壁厚度较小，另一层管壁厚度较大，导丝在受力时，可以向管壁较薄的一侧弯曲，从而向张角较大的腔道中继续推进。

所以本实施例提供的光学功能导丝，通过非对称管壁的设置进一步提高光学功能导丝的弯曲性能和操作性能，使光学功能导丝易于操控易于进入张角较大的腔道，可以实现光学功能导丝在腔道内的自引导和灵活探测，从而提高微创介入治疗的治疗效果。

实施例5

在实施例1的基础上，本实施例提供一种光学功能导丝，其横截面结构如图11所示。

非对称管壁结构为套管2的形状，套管2由凸起侧16和平面侧17构成，或由凸起侧16和凹面侧构成，其中，凸起侧16呈拱形结构。

具体地，由于凸起侧16呈拱形结构，其刚性较强，所以光学功能导丝在受力时，其会向与凸起侧16相对的凹面侧或平面侧17弯曲，从而使光学功能导丝更为顺利的向弯曲的腔道中推进。

所以本实施例提供的光学功能导丝，通过非对称管状结构的设置进一步提高光学功能导丝的弯曲性能和操作性能，使光学功能导丝易于操控易于进入张角较大的腔道，可以实现光学功能导丝在腔道内的自引导和灵活探测，从而提高微创介入治疗的治疗效果。

实施例6

本实施例提供一种探测系统，包括：

光学功能导丝，所述光学功能导丝为实施例1-5任意一项所述的光学功能导丝；

控制中心，所述控制中心向姿态控制器、多波长脉冲激光器、波形采集器、治疗激光器发送控制信号，以控制姿态控制器、多波长脉冲激光器、波形采集器、治疗激光器的开启、运作或关闭；

姿态控制器，所述姿态控制器接收控制中心发出的信号和距离信息，驱动所述光学功能导丝进出腔道或在腔道内移动；

多波长脉冲激光器，所述多波长脉冲激光器接收控制中心发出的信号，发出脉冲激光传导至光学功能导丝，并通过光学功能导丝上的光栅组件8散射至腔道中；

波形采集器，所述波形采集器接收控制中心发出的信号，通过光学功能导丝上的光栅组件8分析腔道内散射的激光并确定腔道壁与光学功能导丝之间的位置信息，并将位置信息反馈至控制中心。

其中，光学功能导丝中的光学纤维1可以通过光纤分束耦合器与多波长脉冲激光器、波形采集器耦合。光学功能导丝靠近支撑段5的一端可以与姿态控制器相连，多波长脉冲激光器、波形采集器和姿态控制器均接受控制中心的控制。

控制中心向姿态控制器发送控制信号，姿态控制器根据上述控制信号控制光学功能导丝进入、退出腔道或在腔道内移动，例如通过通过直线步进电机提供导丝前进、后退动力，通过步进电机、舵机等旋转带动导丝旋转，通过直线步进电机拉动光纤，带动塑形段4向切缝较大一侧弯曲等。

控制中心向多波长脉冲激光器发送控制信号，多波长脉冲激光器根据上述控制信号发出脉冲激光经光学功能导丝及其光栅组件8传导将脉冲激光散射至腔道内，控制中心向波形采集器发送控制信号，波形采集器根据上述控制信号通过光栅组件8采集散射激光的时延波形，进而通过计算确定光学功能导丝在腔道内，包括二者的相对位置、光学功能导丝前方是否存在分支腔道等。在进行顶端弯曲控制时，可以通过张紧机构施加一定拉力将光学功能导丝进行张紧，光学功能导丝将拉力传导至塑形段4的显影环12，通过显影环12传递到具有非对称结构的套管2，使套管2产生侧向的弯曲。

具体地，在此以一个实际例子对位置计算进行具体说明。比如多波长脉冲激光器发出可以18个波长(例如1020nm-1080nm中递增的的18个波长)的皮秒脉冲，单脉冲宽度为1皮秒。该18个波长经18-1合束器合束后进入光学功能导丝，并通过18个光栅分别出射。皮秒脉冲经腔道壁散射后的回波经对应波长的光栅收集后，返回波形采集器。1皮秒脉冲对应距离分辨率为。如图3-5、图13所示，光栅a发射的激光经过不同距离的腔道壁散射回波，在时间上叠加后形成如图13所示的波形；光栅b发射的激光经过不同距离的腔道壁散射回波，在时间上叠加后形成如图13所示的波形。由于光栅组b距离腔道壁较近，而光栅组a处具有一分支空腔，因此回波脉冲时延叠加的的时间长度比的时间长度长，据此通过控制中心的时间波形分析，获得光栅组a对应处具有一分支空腔。

本实施例提供的探测系统，包括光学功能导丝、控制中心、姿态控制器、多波长脉冲激光器和波形采集器，其中，控制中心可以向其他组件发送控制信号，以协调控制各组件之间的相互配合运作，姿态控制器可以控制光学功能导丝进出腔道或在腔道内移动，提高光学功能导丝的使用灵活性，多波长脉冲激光器、波形采集器和光学功能导丝的配合，可以通过激光的延时确定光学功能导丝与腔道壁的相对位置，进而准确判断光学功能导丝下一步的姿态以及行进方向。本申请提供的探测系统创新的以光来引导导丝的行进，探测效率高，探测效果好。

可选地，本实施例提供的探测系统，还可以包括：治疗激光器，治疗激光器接收控制中心发出的信号，发出治疗用激光，经光学功能照射病变部位。

光学功能导丝通过光纤合束器与所述脉冲探测激光器、波形采集器、治疗激光器相连。在实际应用中，治疗激光器通过光纤导丝发射治疗激光照射病变部位，能够有效提高治疗灵活性和效率。

实施例7

本实施例提供一种探测方法，用于实施例6所述的探测系统，所述方法包括步骤s1至s5。

s1、控制中心接受控制指令，并基于所述控制指令向姿态控制器和多波长脉冲激光器发送控制信号。

s2、所述姿态控制器接收所述控制中心发送的控制信号，并基于所述控制信号驱动光学功能导丝进入腔道。

s3、所述脉冲探测器接收所述控制中心发送的控制信号，发出脉冲激光并经由所述光学功能导丝及光栅组件8将脉冲激光散射至腔道内。

s4、所述光学功能导丝通过光栅组件8接收反射的脉冲激光并发送至波形采集器，所述波形采集器基于所述反射的脉冲激光确定所述光学功能导丝在腔道内的位置。

s5、所述姿态控制器基于所述光学功能导丝在腔道内的位置控制所述光学功能导丝的下一步移动，直至所述光学功能导丝到达目标区域完成探测后退出腔道。

此外，控制中心还可以向治疗激光器发送控制信号，治疗激光器发出治疗激光并经由光学功能导丝散射至目标区域，对目标区域进行治疗。

本实施例提供的探测方法，通过控制中心、姿态控制器、脉冲探测器、光学功能导丝以及波形采集器的相互配合实现光学功能导丝在腔道内的智能化和自动化导引，操作简便，大大提高了光学功能导丝的探测效率和探测效果。此外，还可以通过控制中心、光学功能导丝与治疗激光器的配合对患者的病变部位进行激光照射治疗，治疗效率高效果好，提高了光学功能导丝的使用灵活性和适用范围。

在本文中，“相等”、“相同”等并非严格的数学和/或几何学意义上的限制，还包含本领域技术人员可以理解的且制造或使用等允许的误差。

除非另有说明，本文中的数值范围不仅包括其两个端点内的整个范围，也包括含于其中的若干子范围。

上面结合附图对本申请优选的具体实施方式和实施例作了详细说明，但是本申请并不限于上述实施方式和实施例，在本领域技术人员所具备的知识范围内，还可以在不脱离本申请构思的前提下做出各种变化。