CN114269249A - 用于紧凑型激光尾场加速电子和x射线的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

一种用于癌症疗法和诊断的激光尾场加速（LWFA）诱发电子束系统。本文中呈现的示例实施例包括：一个或多个激光光纤；以及在所述一个或多个激光光纤中的个体激光光纤内的电子束源，其中电子束源包括激光脉冲源、等离子体靶、介于激光脉冲源和等离子体靶之间的一组光学器件，所述一组光学器件被适配成将由激光脉冲源生成的激光脉冲聚焦到等离子体靶上，其中激光脉冲与等离子体靶的相互作用诱发电子束的生成。在本文中呈现的各种实施例中，电子束的高能量电子与高Z材料相互作用以生成X射线。

Description

用于紧凑型激光尾场加速电子和X射线的系统和方法
技术领域
本文中描述的主题总体上涉及激光尾场加速（LWFA），并且更特别地涉及便于生成通过LWFA紧凑地产生的大剂量电子束或X射线的系统和方法，并且更特别地涉及便于利用电子束和X射线针对癌症等进行医学治疗和诊断、以及便于利用电子束来照射仪器和材料以用于表面灭菌的系统和方法。
背景技术
放射在医学中的使用追溯到一个多世纪以前，并且其应用一直处于诊断成像和放射疗法中[参见Barret等人的Radiological Imaging：The theory of image formation， detection and processing. Vols. 1和2，Academic Press，1981；Johns等人的The physics of radiology，3rd，1974]。对于诊断成像而言，通过快速移动的电子与钨靶（tungsten target）的碰撞所产生的千伏（KV）X射线束多年来一直是标准技术，该技术延续至今[参见Beutel等人的Handbook of Medical Imaging，Vol 1，SPIE Press，2000；Curry等人的Christensen’s Physics of diagnostic radiology，4th Ed.，1990]。所有放射性成像系统（如放射线照相术、乳腺摄影术、荧光透视术和计算机断层摄影）经由该技术来产生其成像X射线。通过该技术来产生KV X射线已经被证明是有效的，然而，如果能够利用更紧凑的设备来生成KV X射线束，则可能存在显著的益处，该更紧凑的设备可以使得一些现有成像装置体积更小，并且因此对患者的威胁更小。许多治疗使用放射性同位素来进行照射；放射性同位素的产生、运输和存储的伴随物流是探究不同的源的主要原因。例如，所有放射性同位素都具有特性半衰期（characteristics half-life），因此，如果不及时使用，它将丢失。此外，所有放射性同位素都被纳入在出口管制法下，并且受到严格保护以防扩散。
主要聚焦于治疗癌症的放射疗法[参见Khan的The physics of radiation therapy，4th Ed.，2010]已经从各种放射源中显著地受益。由直线加速器（直线性加速器linac）生成的兆伏（MV）X射线和（MeV）电子束惯常地用于治疗身体的任何部位中的癌性肿瘤。除了电子被射频（RF）源的电场分量加速到兆伏能量之外，这些束的产生基于与用于成像的KV X射线类似的概念。其中发生电子加速的波导可以超过一米长，而RF源可以刚好一样大。如果MV X射线和MeV电子束的产生可以在当前直线性加速器的尺寸的一小部分内并且以相同的束特性来实现，则可以设想出显著的创新。基于相干放大网络（CAN）[参见Mourou等人的“The future is fibre accelerators”，Nature Photonics 7，258–261（2013）]对紧凑型激光尾场加速（LWFA）[参见Tajima等人的“Laser electronaccelerator”，Phys. Rev. Ltrs. 43.4（1979），267]的使用对低能量/超高剂量电子和高能量电子的产生进行了革命性变革，这通过使得其更具成本效益并且对于更多放射肿瘤学中心更容易得到。
近距离放射疗法是放射肿瘤学内的另一种治疗技术，该技术将放射剂量递送至邻近靶体积和/或紧密接近靶体积。在历史上，尤其如Ra-222、Ir-192、Co-60等放射性源已经被用于近距离放射疗法中。高剂量率（HDR）近距离放射疗法[参见Kubo等人的“High dose-rate brachytherapy treatment delivery：report of the AAPM Radiation TherapyCommittee Task Group”，59，Med. Phys. 25：375-403，1998]利用高活性（10 Ci）放射性伽马射线源来治疗尤其妇科、乳腺、皮肤以及头和颈癌症等，这是因为它可以向靶递送非常共形（conformal）的剂量，并且最小化去往附近器官和超出靶位置的区域的剂量。尽管在HDR治疗中使用放射性源是有效的，但是由于源衰变，治疗可能花费逐渐更长的时间。例如，利用全新Ir-192源（10 Ci）的HDR妇科治疗可能花费5分钟多一点，相比之下，利用四个月旧的源花费15分钟。通过用以电子方式生成的X射线和/或电子束替换HDR治疗中的放射性源，可以实现显著的益处，诸如消除由于衰变所致的定期源替换、放射屏蔽和恒定治疗时间方面的减少。
外科手术仪器连同其他组件和材料需要灭菌。表面上的生物活性生物体（病毒、细菌、微生物）的死亡对于灭菌是重要的。仪器、组件和材料的常规灭菌方法除了其他之外还包括：蒸汽（高压釜）灭菌、气体（环氧乙烷）灭菌、以及使用玻璃珠灭菌器的干热灭菌。与每种方法相关联的缺点的范围从对仪器、组件或材料的伤害至对人员的伤害。
由于这些和其他原因，存在针对用于医学治疗和诊断以及用于灭菌方法的能量系统的改进系统、设备和方法的需要。
发明内容
本文中提供了便于生成低强度激光、电子束和X射线的系统、设备和方法的示例实施例，该低强度激光、电子束和X射线用于医学治疗和治疗诊断学（theranostics）（包括例如治疗癌症和癌症治疗诊断学）以及用于外科手术仪器以及其他组件和材料的灭菌。
在示例实施例中，使用激光尾场加速（LWFA）来生成电子束或X射线，以便于医学治疗或疗法，诸如例如对癌症或肿瘤的照射。作为如下效果的组合的结果实现了高剂量的电子或X射线，这些效果包括多个光纤激光、激光尾场加速的低能量（高等离子体密度）方案、激光尾场加速的高能量（低等离子体密度）方案、激光的高重复率、以及以更近的距离和更小的体积来靶向肿瘤、以及光纤的最优成形以使所需剂量的电子或X射线的递送形状与肿瘤的形状相匹配同时维持健康组织完整。
在进一步的示例实施例中，经由发射、诸如例如通过低强度激光、X射线或电子束诱发的荧光来执行诊断和治疗进展监视。
在进一步的示例实施例中，形成两（2）个操作方案：（1）源自激光与高密度等离子体（1020~1021电子/cm3）的相互作用的低能量/超高剂量电子束（~1 MeV）；以及（2）源自激光与低密度等离子体（1018-1019电子/cm3）的相互作用的高能量电子束（1-20 MeV）。
在进一步的示例实施例中，低能量/超高剂量电子束用于疗法，诸如例如对癌症或肿瘤进行照射。
在进一步的示例实施例中，低强度激光用于经由激光诱发的荧光来进行诊断。
在进一步的示例实施例中，低能量/可变剂量电子束用于诊断。
在进一步的示例实施例中，高能量/可变剂量电子束用于疗法或治疗、诊断、以及X射线的生成。
在进一步的示例实施例中，X射线通过高能量电子束与位于激光光纤尖端处的高Z材料的相互作用而形成。
在进一步的示例实施例中，利用通过电子束撞击在位于癌症或肿瘤细胞中或其附近并且携带高Z材料的纳米颗粒上而生成的X射线来执行靶向癌症疗法或治疗和诊断。
在进一步的示例实施例中，X射线用于经由例如X射线诱发的荧光来进行癌症疗法或治疗和诊断。
在本文中提供的各种实施例中，将例如经由内窥镜检查、近距离放射疗法或术中放射疗法（IORT）来部署或递送激光电子束或X射线。
在本文中提供的各种实施例中，在具有反馈的情况下实时执行疗法和诊断，并且经由人工神经网络（ANN）来控制疗法和诊断。
在本文中提供的各种实施例中，使用透镜OPCPA[参见
Figure DEST_PATH_IMAGE001
等人的“53 Waverage power CEP-stabilized OPCPA system delivering 55 TW few cycle pulsesat 1 kHz repetition rate”，Opt. Express 25，5797（2017）]或CPA[参见Strickland等人的“Compression of amplified chirped optical pulses”，Opt. Commun. 56，219-221（1985）]来压缩CAN或光纤激光。
在进一步的示例实施例中，激光架构被配置成递送毫焦耳能量的10飞秒脉冲。当由于更长的脉冲长度或更高的电子密度而采用更长的脉冲（即，非谐振LWFA）时，通过自调制的LWFA（即，SMLWFA）或激光脉冲的适当叠加的方式对尾场的激发被采用，以诱发适当的尾场（拍波或脉冲叠加）。
在进一步的示例实施例中，激光强度在1017 W/cm2至1019 W/cm2的范围内。
在进一步的示例实施例中，激光采用大于100,000 Hz的高重复率。
在本文中提供的各种实施例中，CAN激光光纤是微米级。因此，外科医生或机器人可以容易地在外部或内部来携带它。身体内部的应用可以包括从身体开口和经由静脉来进入身体内部。该应用的示例可以是对肝肿瘤的治疗[参见Arnold等人的“90Y-TheraSpheres：The new look of Yttrium-90”，Am. J. Surg. Pathol. 43：688-694，2019]，其中介入放射科医师通过腹股沟附近的患者股动脉来插入微导管。该导管被引导至肿瘤从中获得其大部分血液供应的肝动脉，并且因此提供用于照射肿瘤的有效管道。可以通过微导管来插入CAN激光光纤，并且经由肿瘤的血液供应将其引导至肿瘤以提供治疗。
在进一步的示例实施例中，光纤（CAN或光纤激光）被成形和修改以使剂量和诊断的形状符合肿瘤的形状，同时维持健康组织完整。
基于CAN光纤技术连同低密度和高密度靶以使电子加速的癌症治疗允许精细控制电子能量，从而优先靶向肿瘤。此外，通过使用多个光纤来递送电子或X射线的剂量，也可以控制所递送的剂量的形状与任何任意肿瘤形状的符合。
在进一步的示例实施例中，LWFA电子束用于对仪器、组件和材料表面进行灭菌。利用电子束和X射线对仪器、组件和材料表面进行照射引起细胞凋亡，即预先规划的细胞死亡。表面上的生物活性生物体（病毒、细菌、微生物）的死亡对于灭菌是重要的。
激光生成的电子的示例实施例的优点包括：
a）激光驱动电子束以及其靶的小尺寸。
b）精细电子控制：时间以及空间。
c）激光的高重复率
d）30%的高激光电光转化效率（wall plug efficiency）。
在检查以下各图和详细描述后，本文中描述的主题的其他系统、设备、方法、特征和优点对于本领域技术人员来说将是清楚的或将变得清楚。所意图的是，所有这种附加系统、方法、特征和优点被包括在本说明书内，被包括在本文中描述的主题的范围内，并且被所附权利要求所保护。在权利要求中没有明确记载示例实施例的特征的情况下，那些特征决不应当被解释为对所附权利要求进行限制。
附图说明
通过研究附图，本文中阐述的主题的细节（关于其结构和操作两者）可以是清楚的，在附图中，相似的参考数字指代相似的部分。各图中的组件不一定是按比例的，取而代之，将重点放在说明本主题的原理上。此外，所有图示都意图传达概念，其中可以示意性地而不是字面上或精确地图示相对尺寸、形状和其他详细属性。
图1是图示了通过激光来生成电子的示例实施例的示意图。图1进一步图示了肿瘤内的X射线的生成。
图2是图示了通过激光来生成电子的示例实施例的示意图。图2进一步图示了通过电子与高Z材料的相互作用来生成X射线。
图3A和3B是图示了激光光纤的示例实施例的示意图。
图4是图示了向患者的激光源和激光光纤递送的示例实施例的示意图。
图5是用于生成和放大激光脉冲的常规系统的示例的示意图。
具体实施方式
在详细描述本主题之前，要理解的是，本公开不限于所描述的特定实施例，因为这当然可以变化。还要理解的是，本文中使用的术语仅仅是出于描述特定实施例的目的，而不是意图进行限制，这是由于本公开的范围将仅由所附权利要求来限制。
本文中描述了基于激光尾场加速（LWFA）的电子束或X射线系统的示例实施例，如下：这种系统内的设备和组件的示例实施例；操作和使用这种系统的方法的示例实施例；以及其中可以实现或并入这种系统、或者可以与之一起利用这种系统的应用的示例实施例。
下面公开的每一个附加特征和教导可以单独地或与其他特征和教导结合地利用，以提供如下系统和方法，所述系统和方法便于通过经由LWFA生成并且通过高重复率CAN激光系统递送到肿瘤的电子束进行高剂量照射，以及基于激光的治疗诊断学。
在本文中提供的各种示例实施例中，激光光纤被理解为单个光纤或光纤的相干网络——被称为相干放大网络（CAN）。
转到各图，图1示出了包括电子和X射线源的组装件的示例实施例。该组装件包括：激光光纤12、光学耦合到激光光纤12的光学器件14、以及对等离子体20的前体供应，诸如例如中性气体（包括例如氮、氦等）或碳纳米管或纳米颗粒。激光光纤12将用于生成电子束、X射线和激光诱发的荧光的长脉冲递送到在空间中聚焦激光脉冲的一组光学器件14。
转到图5，示出了用于生成和放大适当激光脉冲的常规方法的一个示例，并且仅出于示例目的来提供该示例。为了生成适当激光脉冲，激光器100包括振荡器110。振荡器110创建激光脉冲112，诸如例如纳米焦耳飞秒激光脉冲。基于线性调频（chirp）脉冲放大（CPA）原理来放大激光脉冲112的脉冲能量。首先，由展宽器114（诸如例如，线性调频光纤布拉格光栅（CFBG）展宽器）来展宽激光脉冲112，使得线性调频激光脉冲116（诸如例如，展宽至纳秒的激光脉冲）变得是正线性调频的，其具有先于较短波长的长波长。接下来，由空间分离器118将线性调频激光脉冲116在空间上分离成N个放大通道120A、120B、120C…120N。在放大之前，然后基于来自相干相加级的监视器130的相位测量反馈128相对于参考脉冲来控制每个通道
Figure 921765DEST_PATH_IMAGE002
122A、122B…122N的相对相位和延迟。通道120A、120B、120C…120N之间的延迟通过使用可变光学延迟线来管理，而相位差由将光纤区段物理展宽的光纤展宽器114来控制。对N个脉冲的放大发生在N个放大器124A、124B、124C…124N内，这些放大器具有掺杂有稀土材料（诸如例如镱）的光子晶体光纤（PCF）。然后，由相干相加透镜130将经放大的脉冲126A、126B、126C…126N相干地相加，相干相加透镜130对离开精密调整架（precisionmount）内布置的光纤的N个脉冲的六边形阵列进行聚焦。经放大的、重新组合的脉冲132仍然是正线性调频的，并且被发送到常规的基于光栅的压缩器134，压缩器134将展宽器的色散反转以生成超短激光脉冲136，诸如例如飞秒、毫焦耳或焦耳能量级别脉冲。超短激光脉冲136可以经由光纤被递送至癌症或肿瘤部位以照射靶。
回到图1，该组光学器件14将经压缩的脉冲16聚焦到对等离子体20的前体上。从激光光纤12递送的分离的低强度激光脉冲或者从激光光纤12递送的主脉冲的基座（pedestal）使中性气体电离，以形成低于气体密度的等离子体20（1018-1019电子/cm3）。激光-等离子体相互作用因此生成高能量电子22。电子22可以用于直接照射肿瘤30。
当激光脉冲与低密度靶（n e ≪n c ）相互作用时，在激光尾流中仅捕获少量电子，从而以类似于在深海中传播的海啸波的方式生成低通量的高能量电子；由于海啸的相速度太大，因此它没有良好地耦合到对象。然而，一旦海啸到达海岸或浅水区，其相速度降低并且甚至耦合到静止对象也是可能的，而振幅增加。类似地，当激光与高密度等离子体（n e ≈n c ）相互作用时，激光的相速度降低，并且发生与该等离子体的强耦合，其代价是平均电子能量较低，但是仍处于几百 keV的数量级。然而，通量、并且因此剂量是大的。靶是为了满足n e ≈n c 条件而专门设计的。这可以通过使用最优填充的碳纳米管或纳米颗粒而可实现。
在进一步的示例实施例中，电子22与携带高Z材料（诸如例如，金或钆）的纳米颗粒32相互作用，这生成了照射肿瘤30的X射线34。尽管激光生成的电子22可以与癌症或肿瘤细胞相互作用从而引起细胞死亡——凋亡，但是电子与癌症或肿瘤细胞的相互作用可以被增强（1000倍），并且通过利用高Z材料（诸如例如，金或钆）来浸渍癌症或肿瘤体积，电子能量递送可以被主要地定位到癌症或肿瘤体积。可以经由不同的递送策略（诸如例如，局部（例如，作为软膏）、针注射或载体药物递送）、利用携带纳米颗粒32的高Z材料来浸渍肿瘤30。当电子与高Z材料相互作用时，其能量通过韧致辐射过程（process of Bremsstrahlung）被转化成X射线光子34。纳米颗粒32所携带的高Z材料优先地使癌症块体或肿瘤30内的电子22减速，并且将一部分电子能量转换成光子34。通过转换电子能量所生成的光子34因此被周围的癌症或肿瘤细胞所吸收，从而引起癌症或肿瘤细胞死亡。
在图1的附加示例实施例中，代替于使中性气体电离，通过使碳纳米管泡沫电离以形成近临界密度电子等离子体（1020~1021电子/cm3）来形成等离子体20，从而生成超高剂量的低能量（~1 MeV）电子22来照射肿瘤30。在该实施例中，电子22的能量不足以引起足够量的X射线。对碳纳米管泡沫33的电离通过主激光脉冲的基座或来自光纤激光12的分离的低强度激光脉冲来执行。
在图2中所示的另一个示例实施例中，该组装件包括围绕中性气体20定位的高Z材料33。X射线34是由高能量电子32与高Z材料33的相互作用而产生的。电子22是从低密度等离子体20生成的。
转到图3A和3B，示出了源自分光器40A和40B的光纤激光42A和42B的示例表示（未示出激光源）。光纤配置的形状被优化，以优先向肿瘤递送所需剂量的电子或X射线，同时最小化对健康的周围组织的照射并且消除对驻留时间的需要。光纤经由用于治疗例如肝癌的柔性导管或用于治疗例如卵巢癌的刚性通道被插入患者。光纤也可经由静脉或动脉来插入。
如图3A和3B中进一步所示，单个光纤激光可以被第二分光器40B进一步分开，以进一步符合剂量定位和剂量成形。
转到图4，示出了包括激光源12和光纤42A、42B的示例实施例。光纤42A、42B向患者50递送激光脉冲。光纤42A、42B的端部进入患者50或者在术中放射疗法（IORT）期间使用。光纤42A、42B的端部如图3A和3B中所示的那样成形，并且每个光纤的尖端包含如图1和2中所示的电子束源20，该电子束源20具有用于X射线22生成的添加电势（potential）。
在进一步的示例实施例中，形成两（2）个操作方案：（1）源自激光与高密度等离子体（1020~1021电子/cm3）的相互作用的低能量/超高剂量电子束（~1 MeV）；以及（2）源自激光与低密度等离子体（1018-1019电子/cm3）的相互作用的高能量电子束（1-20 MeV）。
在进一步的示例实施例中，低能量/超高剂量电子束用于疗法，诸如例如对癌症或肿瘤进行照射。
在进一步的示例实施例中，低强度激光用于经由激光诱发的荧光来进行诊断。
在进一步的示例实施例中，低能量/可变剂量电子束用于诊断。
在进一步的示例实施例中，高能量/可变剂量电子束用于疗法或治疗、诊断、以及X射线的生成。
在进一步的示例实施例中，X射线通过高能量电子束与位于激光光纤尖端处的高Z材料的相互作用而形成。
在进一步的示例实施例中，利用通过电子束撞击在位于癌症或肿瘤细胞中或其附近并且携带高Z材料的纳米颗粒上而生成的X射线来执行靶向癌症疗法或治疗和诊断。
在进一步的示例实施例中，X射线用于经由例如X射线诱发的荧光来进行癌症疗法或治疗和诊断。
在本文中提供的各种实施例中，将例如经由内窥镜检查、近距离放射疗法或术中放射疗法（IORT）来部署或递送激光电子束或X射线。
在本文中提供的各种实施例中，在具有反馈的情况下实时执行疗法和诊断，并且经由人工神经网络（ANN）来控制疗法和诊断。
在本文中提供的各种实施例中，使用透镜OPCPA[参见
Figure DEST_PATH_IMAGE003
等人，25，5797（2017）]或CPA[参见Strickland等人，56，219–221（1985）]来压缩CAN或光纤激光。
在进一步的示例实施例中，激光架构被配置成递送毫焦耳能量的10飞秒脉冲。当由于更长的脉冲长度或更高的电子密度而采用更长的脉冲（即，非谐振LWFA）时，通过自调制的LWFA（即，SMLWFA）或激光脉冲的适当叠加的方式对尾场的激发被采用，以诱发适当的尾场（拍波或脉冲叠加）。
在进一步的示例实施例中，激光强度在1017 W/cm2至1019 W/cm2的范围内。
在进一步的示例实施例中，激光采用大于100,000 Hz的高重复率。
在本文中提供的各种实施例中，CAN激光光纤是微米级。因此，外科医生或机器人可以容易地在外部或内部来携带它。身体内部的应用可以包括从身体开口和经由静脉来进入身体内部。该应用的示例可以是对肝肿瘤的治疗[参见Arnold等人，Am. J. Surg.Pathol. 43：688-694，2019]，其中介入放射科医师通过腹股沟附近的患者股动脉来插入微导管。该导管被引导至肿瘤从中获得其大部分血液供应的肝动脉，并且因此提供用于照射肿瘤的有效管道。可以通过微导管来插入CAN激光光纤，并且经由肿瘤的血液供应将其引导至肿瘤以提供治疗。
在进一步的示例实施例中，光纤（CAN或光纤激光）被成形和修改以使剂量和诊断的形状符合肿瘤的形状，同时维持健康组织完整。
基于CAN光纤技术连同低密度和高密度靶以使电子加速的癌症治疗允许精细控制电子能量，从而优先靶向肿瘤。此外，通过使用多个光纤来递送电子或X射线的剂量，也可以控制所递送的剂量的形状与任何任意肿瘤形状的符合。
在进一步的示例实施例中，LWFA电子束用于对仪器、组件和材料表面进行灭菌。利用电子束和X射线对仪器、组件和材料表面进行照射引起细胞凋亡，即预先规划的细胞死亡。表面上的生物活性生物体（病毒、细菌、微生物）的死亡对于灭菌是重要的。
此外，在本文中提供的所有示例实施例中，基于低强度激光、低/高能量电子束或X射线的诊断被提供来自人工神经网络系统的反馈，以优化治疗并且研究治疗进展。
下面阐述了本主题的各个方面，以回顾和/或补充到目前为止所描述的实施例，其中这里的重点在于以下实施例的相互关系和可互换性。换句话说，重点在于如下事实：即，实施例的每个特征可以与每一个其他特征组合，除非另有明确声明或在逻辑上不可信。
应当注意的是，关于本文中提供的任何实施例所描述的所有特征、元件、组件、功能和步骤意图可与来自任何其他实施例的特征、元件、组件、功能和步骤自由组合和替换。如果仅关于一个实施例描述了某个特征、元件、组件、功能或步骤，则应当理解的是，该特征、元件、组件、功能或步骤可以与本文中描述的每个其他实施例一起使用，除非另有明确声明。因此，本段落在任何时候都用作针对权利要求的引入的前提基础和书面支持，权利要求组合了来自不同实施例的特征、元件、组件、功能和步骤，或者用来自一个实施例的特征、元件、组件、功能和步骤来替换来自另一个实施例的特征、元件、组件、功能和步骤，即使下面的描述在特定实例中没有明确声明这种组合或替换是可能的亦如此。明确公认的是，对每个可能组合和替换的明确记载是过于繁琐的，尤其是考虑到对每一个这种组合和替换的容许性将容易被本领域普通技术人员所认识到。
如本文中和所附权利要求中所使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”包括复数指代物，除非上下文另有清楚地规定。
虽然实施例容许各种修改和替代形式，但是其具体示例已经在附图中示出并且在本文中详细描述。然而，应当理解的是，这些实施例将不限于所公开的特定形式，相反，这些实施例要覆盖落入本公开的精神内的所有修改、等同物和替代方案。此外，可以在权利要求中记载实施例的任何特征、功能、步骤或元件、以及如下消极限制，或者将它们添加到权利要求，所述消极限制即通过不在权利要求的发明范围内的特征、功能、步骤或元素来限定权利要求的发明范围。

Claims (16)

1.一种用于癌症疗法和诊断的激光尾场加速（LWFA）诱发的电子束系统，包括：
一个或多个激光光纤，以及
在所述一个或多个激光光纤中的个体激光光纤内的电子束源，其中电子束源包括，
激光脉冲源，
等离子体靶，
介于激光脉冲源和等离子体靶之间的一组光学器件，所述一组光学器件被适配成将由激光脉冲源生成的激光脉冲聚焦到等离子体靶上，其中激光脉冲与等离子体靶的相互作用诱发电子束的生成。
2.根据权利要求1所述的电子束系统，其中所述一个或多个光纤包括一个或多个分光器。
3.根据权利要求2所述的电子束系统，其中所述一个或多个光纤的端部被配置成进入患者或者被配置用于术中放射疗法（IORT）。
4.根据权利要求2所述的电子束系统，其中所述一个或多个光纤的端部包括具有电子束源的尖端。
5.根据权利要求4所述的电子束系统，其中电子束源被配置用于X射线生成。
6.根据权利要求2所述的电子束系统，其中所述一个或多个光纤中的数个光纤的端部可配置成靶肿瘤的形状。
7.根据权利要求2所述的电子束系统，其中所述一个或多个光纤中的个体光纤可经由柔性导管或刚性通道中的一个插入患者。
8.根据权利要求4所述的电子束系统，其中激光脉冲源可配置成在时间上将脉冲压缩。
9.根据权利要求1所述的电子束系统，其中电子束源被配置成利用分离的低强度激光脉冲或主激光脉冲的基座中的一个将中性气体电离成低于气体密度的等离子体，作为等离子体靶。
10.根据权利要求9所述的电子束系统，其中由激光脉冲源生成的激光脉冲与等离子体靶相互作用以生成高能量电子。
11.根据权利要求10所述的电子束系统，进一步包括围绕等离子体靶定位的高Z材料，其中高能量电子与高Z材料相互作用以生成X射线。
12.根据权利要求9所述的电子束系统，其中等离子体密度在1018-1019电子/cm3的范围内。
13.根据权利要求1所述的电子束系统，进一步包括监视系统，监视系统被配置成监视低强度激光、X射线或电子束诱发的发射。
14.根据权利要求1所述的电子束系统，其中所述电子束系统被配置成：从激光脉冲与具有在1020~1021电子/cm3范围内的密度的等离子体的相互作用来生成低能量/超高剂量电子束，或者从激光与具有在1018-1019电子/cm3范围内的密度的等离子体的相互作用来生成高能量电子束。
15.根据权利要求1所述的电子束系统，进一步包括OPCPA透镜或CPA透镜中的一个。
16.根据权利要求1所述的电子束系统，其中激光脉冲源包括相干放大网络。
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