雷射致動的微型加速器平臺的製作方法

2023-09-21 23:11:25 2

專利名稱:雷射致動的微型加速器平臺的製作方法
技術領域：
本發明總體上涉及電離輻射源，更具體而言，涉及一種用於 產生相對論性和近相對論性電子或軔致輻射X-射線的完整的微型雷射致 動的電子加速器平臺。該裝置產生的電離輻射和它的小型尺寸使本發明 的裝置特別適用於微創雷射內窺鏡臨床操作。
背景技術：
已證實電離輻射的應用是治療哺乳動物的腫瘤和其他細胞 增生的方法。雖然用目前的方法可成功治療某些類型的癌症，但是癌症 仍然是重大疾病，且一直是死亡的主要原因。
用放射療法治療的大多數癌症患者從大型外部線性加速器 接受外部高能輻射束，通常為電子或X-射線。使用這些方法達到的精度 非常高，特別是使用計算機控制的PET (正電子放射計算機斷層掃描)或CAT (計算機軸向斷層掃描)輔助源來產生精確定向的輻射束("立體定向 放射外科治療")。雖然這些放射治療中的大部分是治療癌症，但是放射 外科治療也是諸如大腦中動靜脈畸形(AVS)等其他罕見疾病的治療選擇。 用於這些醫療目的的輻射能量根據所用方法而不同，但一般範圍為6 MeV~12 MeV。
然而，外部電離輻射源會將不希望的輻射劑量投向周圍的健 康組織，這是因為輻射束必須穿透健康器官和組織的大部分區域以到達 靶組織。二次損傷皮膚、骨骼、內部器官和其他健康組織是放射治療的 顯著的不希望負面影響。因此，對外部放射治療的挑戰是使投向靶腫瘤 組織的治療輻射劑量最大，同時使接觸周圍健康組織的輻射最小。
在被稱為術中放射治療(IORT)的相關操作中，在腫瘤手術過 程中，向腫瘤部位發出短脈衝輻射。輻射可來自外部X-射線或電子束(由 大型線性加速器產生)以及小型放射源。典型的IORT病例涉及到不能安 全徹底地去除的腫瘤，包括乳腺癌(乳房腫瘤切除術)、直腸/結腸癌、婦 科和泌尿癌的復發形式、頭頸部腫瘤以及軟組織肉瘤。
已開發出放射治療用的內部輻射源的放置，用於減少外部放 射治療對健康組織幹預的負面影響。例如，可以通過內部接觸被植入或 通過導管輸送的放射性物質來治療患者。也被稱為內放射治療或IRT的 近距離放射治療是某些癌症治療的特定選擇。通常，放射源材料以放射 性物質(例如，銥-192和鍶-90)的"種子"或小球形式被直接引入到體內。 在前列腺癌治療的一些病例中，從插入腫瘤的數百個種子中產生數周或 數月的低能量輻射。大多數常規近距離放射治療產生50 keV的低能光子 或卩粒子。因此，這些粒子對周圍組織的穿透非常有限，這對患者的健 康組織是有利的。
近距離放射治療的另一種類型是短時間(數十分鐘，重複數天) 獲得更高劑量的高劑量率(HDR)近距離放射治療。這通常是通過將放射 性同位素經由導管引入感染區且在劑量完成時再將其抽出來實現的。 HDR近距離放射治療的另一種類型以乳腺癌術後治療為例進行說明。在 一個系統中，裝滿液體的球囊導管在腫瘤切除後餘下的空間內膨脹，並利用放射性同位素向腫瘤部位周圍的組織發出高但局部的輻射劑量。用 這些方法治療的癌症通常靠近體表或靠近身體上的通口。
近距離放射治療還用於以下的心血管疾病治療的血管成形
術。當通過經皮冠狀動脈介入治療(PCI)從冠狀動脈去除斑塊時，通常將
管狀絲網支架插入動脈中，以維持其形狀。為了防止因異常細胞在支架 內生長而使動脈重新閉塞的支架內再狹窄，通常可使用由經導管引入動 脈的放射性同位素產生的輻射對該部位進行治療("血管內近距離放射治 療，，)。
利用放射性同位素作為電離輻射源存在很多危險和缺點。首 先，植入的放射源將持續放出電離輻射，往往超過了患者的生命極限， 並產生在一定時間損害健康組織的危險。處理放射性物質的醫生及其他 醫務人員可能隨著時間推移受到電離輻射。還存在關於放射性物質的獲 得、維持和處置的進一步的管理負擔。因此，植入放射性物質是不可取 的，因為它們不能被關閉和開啟，使用複雜，而且為了安全操作必須充 分屏蔽和控制。
已開發出避免將放射性物質放入患者體內且減少外部輻射 源對健康器官和組織的輻射沉積的幾種裝置。例如， 一種市售裝置使用 微型X-射線管，在體內發出50 kV的X-射線脈衝。微型X-射線管避免 組織處於放射性物質的周圍，但僅限於非常具體的能量範圍(10 50kV)， 並且沒有能力選擇或準直所產生的輻射束。產生的頻譜寬，峰值在低能 量，並且輻射束同樣在寬角度擴散。
為了給X-射線管提供動力，使用X-射線技術可能還需要將 高壓(50kV)直接導入患者體內。雖然這些裝置被微型化，但是X-射線管 在每個方向上仍然佔據幾個毫米，並且(因為需要電壓隔離)必須安裝在剛 性厚實的支持件內，而不是安裝在限制其有效性的狹窄導管上。
微型X-射線管發生器的另一個問題是管的陽極會產生過度 熱量。過度熱量也可能會損害周圍的健康組織或血管。其他微型X-射線 管的設計是使管子處於能夠提供一些隔熱並使流體循環以消除熱量的膨脹球囊內。然而，這些設計仍然需要在體內產生大電壓以致動裝置，並 且體積龐大。
進一步的內部設計提供了一種柔性的X-射線輻射傳輸針，其 中通過中空玻璃纖維或其他反射光束傳輸管來傳輸X-射線或電子。針尖 插入腫瘤或其他組織中，並通過針向該部位傳遞輻射。然而，由於反射 的原因，使得最低治療輻射的照射時間較長，因此輻射強度存在大量損 失。
因此，需要開發一種微小尺寸的裝置，它能利用來自位於或 靠近目標腫瘤部位的輻射源的電離放射治療體內癌症，並使鄰近器官和 組織最少地暴露在輻射中。還需要一種向靶組織部位提供電離輻射的導 管定位裝置，不需要向體內輸入大電壓、過度熱量或放射性物質。還需 要一種微型裝置，可以選擇電離輻射的強度和持續時間，從而控制靶組 織的照射，不會使醫務人員或患者暴露在危險材料中或者需要採取輻射 安全措施。還需要一種製造相對便宜、易於使用的裝置，其適用於難以 接近器官的腫瘤治療、冠狀動脈支架植入、AVM異常的破壞和其他用途 等各方面。本發明滿足了這些需求以及其他需求，並且是對現有技術的 裝置和治療的全面改進。

發明內容
本發明是一種能夠產生並加速電子或產生X-射線的微型諧 振雷射動力的結構。本發明的一個應用是醫療裝置，它能夠向體內的器 官、腫瘤或血管直接傳遞治療劑量的電離輻射。產生的輻射由能量約1 MeV 約5MeV的相對論性電子(P粒子)的脈衝構成。這種輻射產生是通 過亞毫米尺寸的電子加速器實現的，該電子加速器可安裝在光纖導管內， 並能通過腹腔鏡插入組織或器官。該裝置特別適於進行醫學近距離放射 治療，其中通過引入體內的小型或局部輻射源將治療輻射直接傳遞到所 需部位。然而，該裝置可用在需要加速電子或X-射線的任何情況下。
近距離放射治療並不局限於任何一個醫療目的或操作。幾種 不同形式的這種治療可用於治療諸如前列腺、子宮頸、胸部、頭頸部和
9肺部等可接近器官的表面腫瘤和癌症。在相關應用中，可以在照射腫瘤
床之後立即進行手術切除腫瘤(術中放射治療或IORT)。在治療冠狀動脈 疾病中安裝動脈支架期間也可以使用近距離放射治療，它可以阻止支架 周圍的血管重新閉塞，而無需使用藥物。
本發明沒有放射性同位素；產生的輻射是僅在短暫脈衝期間
開放的窄束。裝置內的任何地方都沒有輻射，在工作時，不需要屏蔽。 產生的電子束具有可以在製造時選定的相對較窄的能量峰值。
根據本發明的一個方面，提供一種輻射源，包括容納微型加 速器平臺組件的抽空的殼體，所述平臺組件具有被真空間隙隔開的一對 介電板，每個板包括在對著所述間隙的一側上的反射層和活性面，至少 一個反射層具有多個周期槽。光源，用於使光束導向所述介電板的所述 反射層；電子源，用於在所述真空間隙內發射和加速電子。
根據本發明的另一方面，提供一種微型加速器平臺，它包括 電子源、具有包括多個槽的反射面和活性面的第一介電板和具有包括多
個槽的反射面和活性面的第二介電板，所述第二介電板的活性面對著所 述第一介電板的活性面，在兩個所述活性面之間形成間隙。光輻射源， 設置成使光束導向所述第一和第二介電板的所述反射面上，並且從所述 電子源發射的電子在所述兩個介電板的活性面之間的所述間隙內被加 速。
本發明的另一方面提供一種微型加速器平臺，它包括具有 包括多個槽的反射面和活性面的第一介電板以及具有反射面和活性面的 第二介電板，所述兩個活性面彼此對著並在其間形成間隙。所述第二板 的反射面可以是金屬反射體。光輻射源，設置成使光束導向所述第一介 電板的開槽的反射面上，並且電子源在所述間隙內發射電子，然後加速 電子。
在本發明的另一方面，提供一種輻射源，它的電子源包括鐵 電晶體基底、與所述鐵電晶體基底耦合的發射器陣列和加熱元件。所述 發射器陣列優選由石墨針製成，所述鐵電晶體基底優選由鈮酸鋰製成。[0025]在說明書的下面部分將說明本發明的其他方面，其中詳細描述的目的是完全沒有任何限制地公開本發明的優選實施例。


參照附圖能更充分地理解本發明，附圖僅是說明性的，在附圖中
圖1是根據本發明的具有對稱的一對介電晶片/板的一個微型加速器平臺實施例的側視示意圖。
圖2是根據本發明的具有成對的介電晶片/板的微型加速器平臺另一個實施例的側視示意圖，其中一個板的反射面包括周期耦合槽，另一介電板設置在簡單的反射面上。
圖3是圖l所示實施例的成對周期板結構的示意圖。
圖4A是板結構的一個實施例的示意側視圖，詳細顯示了高折射率和低折射率材料的交替層和槽。
圖4B是根據本發明的板結構的一個實施例的示意俯視圖，詳細顯示了周期槽。
圖5是具有從垂直略微旋轉且每隔幾個結構周期符號交替的耦合槽的板結構的另一個實施例的示意俯視圖。
圖6是根據本發明的集成粒子發射器的一個實施例的示意圖。
圖7A是沿著模擬加速器結構的粒子能量圖。
圖7B是使用斜槽結構聚焦的圖，顯示了最初20個結構周期內的x和y的值。
具體實施方式
更具體地參照附圖，以圖1 圖7B所示的裝置為例說明本發明。應理解的是，在不背離本文公開的基本構思的情況下，這些裝置在結構方面和各個部分的細節方面可以變化，並且方法的具體步驟和順序也可以變化。
下面參照圖1和圖2，示意性示出了用於產生高強度相對論性或近相對論性的電子束和任選的軔致輻射X-射線的微型加速器平臺(MAP)的兩個實施例。 一般地，裝置IO和系統包括封裝在殼體12內的MAP，殼體的大小可以調節，而與在動物或人類患者體內使用的標準內窺鏡系統連接。整個結構的尺寸通常小於1立方毫米，並且可收容在與導管連接的小型一次性尖端。雖然本發明特別適用於體內放置，然而，可以理解的是，本發明可以用於有利地使用電離輻射束的任何外部。
在圖1和圖2所示的實施例中，提供了優選通過光纖纜14傳導至殼體12的雷射光源。在治療室內可產生選定波長或波長範圍的雷射，並通過光纖纜14沿導管傳輸至加速器。這樣，電子完全在患者體內產生、加速並發射，並且能達到現有的近距離放射治療源當前不能達到的能量範圍。因此，醫務人員可以將輻射源放置在靠近腫瘤部位的合適位置處，並向腫瘤傳遞可控的高強度劑量的電離輻射。在傳遞所需劑量之後，可通過切斷雷射光源關閉輻射，使得健康組織在治療期間不會受到照射。
圖1所示實施例的加速器具有並排排列的一對矽晶片或板16、 18，在這兩個晶片之間存在狹窄的真空間隙20。電子源22位於間隙20的近端，間隙20的遠端是打開的。晶片16、 18優選比它們的間隔距離20寬很多，形成'夾心'或'板對稱'的幾何形狀。
兩個晶片16、 18的外表面24、 26被至少一層反射材料覆蓋，並具有如圖4A和圖4B所示的填充介電材料的槽的周期陣列。或者，槽可向真空打開。雷射從上方撞擊在結構上並通過槽進入真空間隙20。
在圖4A所示的本發明實施例中，在Bragg狀結構配置中，使用不同介電材料的交替層來代替反射材料。選擇結構尺寸和其他參數，以在結構內捕集雷射輻射，從而在間隙20的區域內形成電場諧振。
使來自光纖纜14的雷射分布在加速器內，從而將雷射導向晶片16、 18的外表面24、 26，在圖1和圖2中概念性地示出光線從很多微型鏡子28反射到晶片表面上。雖然用一系列碾磨過的反射面可使晶片16、 18被照射，然而，可以理解的是，可以許多不同的方式來提供雷射，例如使晶片16、 18的表面24、 26直接面向功能光纖表面。
裝置10內的真空間隙20在一端具有電子源22，產生初始速度約為0.3倍光速的電子，最後通過間隙20加速，然後作為光束30發射以治療腫瘤組織32。由於電子從雷射場中獲取能量，因此晶片結構和間隙20優選為漸縮形狀，使加速場的相速度增加，以與電子速度相匹配。在一個實施例中，經過約500個結構周期之後，能量接近l 2MeV的電子從殼體結構12的近端34發射。
可以看到，晶片16、 18的幾何形狀避開了現有技術中已知的標準線性加速器的許多限制。在圖2所示的實施例中，高場被限制在真空/介電間隙20內或保持遠離金屬邊界，且橫向尾場受到抑制。此外，介電材料可耐受非常高的電場，短期內不會被擊穿，並且介電結構允許用微加工和分層法以極高的精度加工出小型結構。
在圖2中示意性示出MAP結構的另一個實施例。在該實施例中，電子加速器的介電晶片具有不同於圖1所示的結構。下面參照圖2，導光管36與裝置殼體38連接，並與具有外部可控雷射波長、強度和其他特性的雷射光源(圖未示)連接。導光管36優選為柔性光纖纜，其大小可調節而通過導管插在殼體38上。
雷射通過導管36經過圖2功能性示出的一系列反射面44被傳導至板或晶片42的外表面40。 一個板42是具有每隔長度p被寬度w的槽中斷的反射面(Bragg狀疊層)40的準周期板，其中p是軸向位置的緩慢變化函數。槽的深度^與反射面的厚度相同。如圖4A和圖4B所示，在反射面的內側上是具有厚度^和介電常數s的介電材料均勻層。
另一個板44是放置在反射體46上的介電材料，並且沒有如在板42中所看到的耦合槽。板結構42、 44可以是被寬度為g的真空間隙48平行隔開的。
電子源50位於真空間隙48的一端。在一個實施例中，電子源50包括被沉積的電子發射柵極覆蓋的鐵電晶體(FEC)。諸如鈮酸鋰等鐵電晶體在受熱時會自發產生極化電荷，從而產生每釐米兆伏級的法線取向的表面電場。這種熱電效應產生相對長壽命的場(幾秒的弛豫時間)。
可通過場驅動發射或在另一個實施例中通過光電子發射使電子從被覆蓋的柵極發射。長壽命的熱電錶面場將用作恆定場加速區，從而使電子以28 keV的動能離開陰極區。
在另一個實施例中，設有由因來自間隙48的加速電子碰撞而發射X-射線的材料製成的端板52。這種材料包括鎢、鉛和金等。
下面參照圖3，示意性示出了本發明的成對開槽的介電結構的加速器的晶片/板結構和陰極電子源。在該實施例中，加速器具有一對晶片，每個晶片具有介電基底54、 56，其上具有以優選周期陣列形式被槽62中斷的至少一層反射面58、 60。槽62用介電材料填充或者可以向殼體的真空打開。雷射68被導向成對的晶片結構的外表面上。
圖3所示的對稱板結構被間隙66分開。介電層54、 56之間的間隙66可以是均勻的，也可以是變化的。然而，間隙66優選呈漸縮形狀，通常是考慮到槽62之間的間距和介電層54、 56的寬度來確定的。
間隙間距g不是定值，但是與介電材料厚度f和基底介電板54、 56的材料的介電常數e (參見下文)有關。較大的g值產生較大的電子束孔徑，並且使電子束射入和加速更容易而無邊界影響。然而，比A的近似值大的g值，導致在介電層內的高場且顯著場不均勻性為|3>&那麼滿足該條件。因此，『的範圍為約10微米 約1000微米。
圖4A示出槽用介電材料填充的實施例的板結構的側視圖。該介電材料可以由與底板介電材料相同的材料組成。可選擇地，槽介電材料可以是不同於板介電材料的介電材料。此外，在一個實施例中，可以不使用槽介電結構並向周圍真空打開。
每個板具有厚度為f的基底介電材料74。在該裝置中，板也可以採用許多不同類型的介電材料。材料選擇要考慮到在材料工作波長下的傳輸和該波長下的復折射率(介電常數)，包括所謂的損耗因數、擊穿 電壓及材料薄膜的沉積和結晶化性質。在工作波長下的理想材料具有高
傳輸(>0.9)性能、高折射率(>1.5)、低損耗因數、高擊穿電壓(〉100MV)， 且能夠形成外延或單晶膜。
優選的製造工藝和合適材料的選擇與在微晶片和微結構 (MEMS)製造中使用的那些類似。對於板而言，矽具有許多有利特性，但 在波長小於約1.2pm時是不透明的。碳化矽(SiC)在所需的800-1064 nm 帶具有傳輸；具有優異的擊穿電壓和優異的熱性能(以便控制高平均功 率)；但是在易於製造和獲得大塊材料方面通常不如矽。諸如熔融氧化矽、 石英和藍寶石等玻璃提供優異的體積和表面特性，並具有可接受的擊穿 電壓，但具有較低折射率，因此，可以製造較低效率的結構。最後，金 剛石也許是理想的板材料，但價格昂貴且難以大規模生產。
介電常數e:基底74的介電常數根據選定用於畫出形成間隙 的板內部的邊線的材料而定。較高的s值產生更有效結構，因為更小的 場被限制在這些結構中的介電材料內。然而，實際上，可進行微加工的 材料的s值的範圍並不大，大多數材料的s值為2 4;碳化矽(￡ = 6.8)是 最實際的選擇之一。
介電厚度" 一旦確定了間隙間距g和材料的介電常數s，基 底介電材料74的厚度f優選通過下式被固定
其中w是雷射角頻率，y是電子相對論性因子(l-(32)—1 然而，只針 對沒有耦合槽微擾的無限寬結構，該式才是正確的，因此Z可能需要通 過物理耦合結構模擬進行校正。此外，f也可以隨著》增加而變化。
槽寬度w:圖4A和圖4B所示的槽72的寬度不必經過分析 計算。然而，對於結構內的合理場約束通常有必要使w<<p。如圖3所示， 槽62允許雷射68耦合進結構中，並在板結構之間的間隙66內幹擾其附 近的加速電子場(以及諧振頻率)。[0067]較寬的槽72提供更好的耦合(更有效地利用雷射能)，但產生 更大幹擾(較小的波型純淨度)。因此，最佳槽72的寬度的選擇是折中的。 槽的尺寸也受到易於製造性的限制。模擬結果表明寬的最佳值約為^10。 對於800 nm的設計，例如，可選擇約50 nm的折中值，但表明10 nm~100 nm的w值也起作用。
槽深度c/:槽72的深度d的理論最佳值是能產生理想的阻抗 匹配的值。例如，對於任何波導耦合器，正好是四分之一波長的長度不 會干擾腔場。在這種情況下，可使用下式計算理想槽深度A
^理想=義,
1
—"h附
,
，tw=0,1，2，3...
其中義g是合適的自由空間雷射波長。(槽可以填充真空或介電材料， 在介電材料的情況下會減小槽內的場幅度。在任一種情況下，義g都是材 料中的雷射波長)。如果J是理想值，則不會干擾結構場。然而，諸如大 縱橫比等有關製造問題使得在一些應用中使用理想槽不具有吸引力。模 擬結果表明，如果對真空間隙g略微調整以彌補所產生的小失諧，那麼 比計算所得的理想值小很多的d值效果好。對於800 nm的設計，例如， 在模擬中80 nm的槽深度產生可接受的場不均勻性(小於5%),同時槽的 縱橫比從l: 4(即50nm: 200 nm)減小到小於1: 2，大大緩解了製造限 制。
圖4A所示的基底介電材料74具有許多高折射率材料層76 和低折射率材料層78的交替層，這些層被槽72界定，且都具有與槽深 度c/相等的厚度。交替層76、78的厚度的優選範圍為約50nm 約300 nm。 層數可以變化，且主要由提供所需特性的製造質量確定。通常，使用九 層以上的高折射率材料層76和低折射率材料層78，並將這些層設置在板 的基底介電材料74上。Bragg結構的性能主要影響裝置的效率，不是核 心問題。此外，可以使用額外的雷射功率來達到結構加熱過高的點。
現有技術中已經開發了在基板上製作材料的交替薄膜或層 的製造方法。例如，Bragg型反射疊層(全介電裝置所需的)商業上已從寬 範圍的高折射率材料和低折射率材料製成。在納米雷射器中使用的一種普通的"夾心"結構是InGaAsP疊層。在大體積的光學器件中，通常使用 氧化物和氟化物(例如MgF2)的膜。已開發的利用加工的材料薄疊層來制 造垂直腔表面發射雷射器(VCSEL)和其他光子帶隙(PBG)結構的技術也 可用來製造本發明的板結構。
如圖4B的俯視圖所示，槽72之間的反射面70的間距戶優 選固定為自由空間雷射波長A乘以歸一化的電子速度A所獲得的值，即 p=y^。選擇特定雷射和結構內期望的電子速度，從而確定p值，隨著電 子加速，p值在開始時會快速增加，然後朝著結構的端部緩慢增加。
因此，基本上可以選擇任何雷射頻率，並且這種選擇通常主 要受雷射的市售可得性引導。常見的選擇是波長？^800 nm、 1064 nm、 1550 nm和lOpm的雷射。選定的雷射應能夠維持必要的脈衝重複率，並 且板材料和基板的光學特性(例如，耗損)在該頻率下必須是合理的。
對於給定電子注入能量和軸線上的場強度，可以求出板結構 內任一點的y 值。軸線上的場強度通常可確定電子的每單位長度上的(大 致恆定的)能量增益。數學上來講，理想的共振軌跡為
其中A是注入速度，^是每單位長度(按合適單位)的加速度。對於 穩定注入，A^7-〃e。由此，周期數由所需的輸出能量和J值確定。」 的梯度與入射雷射的場強度成比例，入射雷射的場強度主要受限於反射 體和介電基板的電擊穿閾值。 一般而言，這種極限值能很好地表徵，但 理想的是在幾何結構中用短脈衝(小於1皮秒)來實驗確定，然而可以認為 場強度至少為1 GV/m。
圖5是圖3所示的板結構54、 56的另一個實施例的俯視圖。 圖5所看到的板結構具有帶有周期槽84的上表面80。示出了沿下介電層 加速的電子的軌跡82，以便參照。在該實施例中，使用傾斜結構實現電 子在數百周期的穩定加速，該結構沿圖3所示的小(y)方向聚焦，而沿(x) 方向交替橫向射出。從垂直以小角度(優選(3相關角)旋轉耦合槽84，實 際上利用非零橫向速度使散射&反向。槽84沿板結構的長度交替設置。如圖7B所示，在幾個結構周期後，當電子越過中心線時，槽的角度改變 為相反符號。
圖6示出圖3的集成電子源64的一個實施例。通過場發射 產生電子，然後在準DC電場中加速至約25keV或更大。圖6中概念性 示出的陰極設計具有沉積在諸如鈮酸鋰(LiNb03)或LiTa03等鐵電晶體基 底88上的小型場發射區86 (如石墨針的陣列)。鐵電晶體(FEC)通常具有 熱電特性，使得它們在受熱或冷卻時在晶體表面上出現暫時極化。已證 實產生的暫時極化電荷與材料的溫度升高和熱電係數成比例。極化電荷 最終被材料中的主體傳導而中和。然而，該過程通常會有持續幾秒的中 和時間。
從發射區86發射並在表面場內加速的電子獲得的總能量取 決於鐵電晶體88的尺寸和特性。例如，圓形鈮酸鋰FEC的半徑優選為 約0.5 mm。
因此，在圖6所示的實施例中，陰極操作是分為兩個階段的 過程。首先，通過加熱器90對陰極進行加熱，從而提供準DC靜電場。 然後，陰極通過場發射從發射器86的尖端產生電子。電子被注入板之間 的間隙66並被加速。通常，在陰極64和加速結構之間小於1毫米的間 隙允許電子以足夠高的能量注入該間隙，以便捕集和加速。
參照以下實施例能更好地理解本發明，實施例僅是說明性目 的，在任何情況下都不應解釋為限制在所附權利要求
書中限定的本發明 範圍。
實施例1
為了說明微型粒子加速器的功能，對能夠在1 2MeV能量下 產生和加速電子束且每個尺寸測得為1 mm或更小的諧振雷射動力的結 構進行評價。該加速器結構具有被狹窄的真空間隙隔開並被(多個)反射層 上下界定的一對平行介電板。板的總長度為lmm並具有約1600個結構 周期。反射體內的周期槽用於提供使輻射耦合進間隙的手段，並且還用 於增強結構場內的縱向周期。選擇結構的尺寸(真空間隙和介電厚度)，使結構在雷射頻率下發生諧振，這樣通過具有相速度(C)的縱駐波來控制場
模式。已證實加速場通常比入射雷射場大4 10倍。
由於結構尺寸隨著電子束的速度而變化，因此隨著電子束能 量增加而使間隙呈漸縮錐形。如圖3所示，間隙在錐形頂部處的範圍 a=0.05|im~0.1|Lim，底部處的範圍b=0.27nm 0.31nm。還可以通過周期為 2;r/A^的耦合槽在z方向上調整結構，槽間距是漸縮的且等於^，其中義 是自由空間雷射波長。
對可以在數百周期允許穩定加速的一種方法進行評價，該方 法使用沿(y)方向保持聚焦而沿(X)方向交替橫向射出的傾斜耦合槽結構。
使用通過分析場的單粒子跟蹤對該結構進行評價。如在圖7A 中所看到的，示出假定在間隙內來自GW級雷射器的場強度為3.5GV/m 的情況下粒子能量沿結構的變化。可以看出，粒子在軸線上的能量增益 似乎很平穩，在剛剛行進1 mm後達到1 MeV的輸出能量。
圖7B示出使用斜槽結構的聚焦，顯示了在最初20個結構周 期內的x和y的值。該結構沿y方向(虛線)聚焦並沿x方向(實線)交替散 射。
因此，提供了一種能夠產生電子束或X-射線的基於板對稱介 電材料的微型相對論性電子加速器。裝置的大小可適用於導管系統，例 如，以便放置在體內其他方式達不到的部位，並且簡單的設計允許用常 規微製造技術形成該結構。
儘管上述說明包含許多細節，然而這些細節不應解釋為限制 本發明的範圍，僅僅是為本發明的一些目前優選的實施例提供說明。因 此，可以理解的是，本發明的範圍完全包括對本領域技術人員來說顯而 易見的其他實施例，因而本發明的範圍僅受所附權利要求
書的限制，其 中提到單數的元素不是指"一個和僅一個"的意思，除非明確說明，而是 指"一個或更多個"的意思。本領域技術人員所知道的上述優選實施例的 各元素的所有結構、化學品和功能等同物均被明確地併入本文參考，並 意圖被本發明的權利要求
書覆蓋。此外，對裝置或方法而言，不必須解 決本發明所要解決的每一個問題，因為它被包含在本發明的權利要求
書
20中。此外，無論在權利要求
書中是否明確描述了元素、成分或方法步驟， 本發明公開的任何元素、成分或方法步驟都不是奉獻給公眾的。根據美
國專利法35 U.S.C. 112第6段的規定來解釋本文未要求保護的元素，除
非使用短語"用於……的裝置"明確描述了該元素。
權利要求
1.一種微型加速器平臺，包括
電子源；
具有包括多個槽的反射面和活性面的第一介電板；
具有包括多個槽的反射面和活性面的第二介電板，所述第二介電板的活性面對著所述第一介電板的活性面，在兩個所述活性面之間形成間隙；和
光輻射源，設置成使光束導向所述第一和第二介電板的所述反射面上；
其中從所述電子源發射的電子在所述第一和第二介電板的活性面之間的所述間隙內被加速。
2. 如權利要求
l所述的平臺，其中所述第一和第二介電板的所述開 槽的反射面包括高折射率和低折射率介電材料的多個交替層。
3. 如權利要求
l所述的平臺，其中所述第一和第二介電板的所述開 槽的反射面包括金屬反射體。
4. 如權利要求
1所述的平臺，還包括用於聚焦加速電子流的裝置。
5. 如權利要求
3所述的平臺，其中所述用於聚焦加速電子流的裝置 包括在所述第一和第二介電板的反射面中交替系列的斜槽。
6. 如權利要求
l所述的平臺，其中所述第一和第二介電板的活性面 被定向成使所述板之間的間隙呈漸縮形狀。
7. 如權利要求
l所述的平臺，還包括用於使電子流轉換成X-射線 的裝置。
8. —種微型加速器平臺，包括 電子源；具有包括多個槽的反射面和活性面的第一介電板；具有反射面和活性面的第二介電板，所述第二介電板的活性面對著 所述第一介電板的活性面，在兩個所述活性面之間形成間隙；和光輻射源，設置成使光束導向所述第一介電板的所述反射面上；其中從所述電子源發射的電子在所述第一和第二介電板的活性面之 間的所述間隙內被加速。
9. 如權利要求
8所述的平臺，其中所述第一介電板的所述開槽的反 射面包括高折射率和低折射率介電材料的多個交替層。
10. 如權利要求
8所述的平臺，其中所述第一和第二介電板的所述 開槽的反射面包括金屬反射體。
11. 如權利要求
8所述的平臺，還包括用於聚焦加速電子流的裝置。
12. 如權利要求
ll所述的平臺，其中所述用於聚焦加速電子流的裝 置包括在所述第一介電板的反射面中交替系列的斜槽。
13. 如權利要求
8所述的平臺，其中所述第一和第二介電板的活性 面被定向成使所述板之間的間隙呈漸縮形狀。
14. 如權利要求
8所述的平臺，還包括用於使電子流轉換成X-射 線的裝置。
15. —種輻射源，包括-抽空的殼體；和設置在所述抽空的殼體內的微型加速器平臺組件，所述平臺組件包括被真空間隙隔開的一對介電板，每個板在對著所述間隙的一側 上具有反射層，至少一個反射層具有多個周期槽；電子源，用於在所述真空間隙內發射電子；和 光源，用於使光束導向所述介電板的所述反射層； 其中來自所述電子源的電子被加速。
16. 如權利要求
15所述的輻射源，還包括血管通路系統，用於將所述微型加速器平臺組件輸送進體內併到達 體內的某個位置。
17. 如權利要求
16所述的輻射源，其中所述血管通路系統包括柔性 光纖導管。
18. 如權利要求
15所述的輻射源，其中所述第一和第二介電板的所 述開槽的反射面包括高折射率和低折射率介電材料的多個交替層。
19. 如權利要求
15所述的輻射源，其中所述光束被反射鏡垂直導向 所述介電板的所述開槽的反射面。
20. 如權利要求
15所述的輻射源，其中所述光束被光纖纜垂直導向 所述介電板的所述開槽的反射面。
21. 如權利要求
15所述的輻射源，還包括用於使電子流轉換成 X-射線的裝置。
22. 如權利要求
21所述的輻射源，其中所述用於轉換電子流的裝置 包括鉛板。
23. 如權利要求
15所述的輻射源，所述電子源還包括 鐵電晶體基底；與所述鐵電晶體基底耦合的發射器陣列；和 加熱元件。
24. 如權利要求
23所述的輻射源，其中所述發射器陣列包括石墨針。
25. 如權利要求
23所述的輻射源，其中所述鐵電晶體基底包括鈮酸鋰。
專利摘要
本發明提供一種諧振雷射動力的微型加速器平臺，它能夠產生相對論性或近相對論性電子和任何的X-射線。該裝置具有被優選呈錐形的窄真空間隙隔開的一對平行的板對稱的介電板。在一個實施例中，這些板具有包括許多周期槽的反射層的頂面，當雷射被導向反射體上時，周期槽在結構場中產生縱向周期。導入間隙內的電子沿著板的長度被加速。板的反射面優選為高折射率和低折射率材料的交替疊層。
文檔編號G21K1/06GKCN101689408SQ200880010613
公開日2010年3月31日 申請日期2008年4月4日
發明者吉爾·特拉維施, 羅德尼·B·約德, 詹姆斯·羅森茨韋格 申請人:加利福尼亞大學董事會導出引文BiBTeX, EndNote, RefMan