JP2022525912A

JP2022525912A - コンパクトなレーザ航跡場加速電子およびｘ線のためのシステムおよび方法

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Publication number: JP2022525912A
Application number: JP2021556370A
Authority: JP
Inventors: トシキタジマ，; ジェラールムル，; ダンテロア，; アレスネチャス，
Original assignee: University of California
Current assignee: University of California
Priority date: 2019-03-18
Filing date: 2020-03-18
Publication date: 2022-05-20
Also published as: EA202192519A1; CN114269249A; WO2020191074A1; EP3941353A1; CA3134044A1; MX2021011329A; EP3941353A4; SG11202110149PA; AU2020240068A1; KR20210139380A; US20220117075A1

Abstract

癌療法および診断のためのレーザ航跡場加速（ＬＷＦＡ）誘発電子ビームシステム。本明細書に提示される例示的実施形態は、１つ以上のレーザファイバと、１つ以上のレーザファイバの個々のもの内の電子ビーム源とを含み、電子ビーム源は、レーザパルス源と、プラズマ標的と、レーザパルス源によって発生されたレーザパルスをプラズマ標的上に集束させるように適合される、レーザパルス源およびプラズマ標的に介在する、光学系のセットとを含み、プラズマ標的とレーザパルスの相互作用は、電子ビームの発生を誘発する。本明細書に提示される種々の実施形態では、電子ビームの高エネルギー電子は、高Ｚ材料と相互作用し、Ｘ線を発生させる。

Description

（分野）
本明細書に説明される主題は、概して、レーザ航跡場加速（ＬＷＦＡ）に関し、より具体的には、ＬＷＦＡによってコンパクトに生成される大用量電子ビームまたはＸ線の発生を促進する、システムおよび方法に関し、より具体的には、電子ビームおよびＸ線を用いた癌および同等物のための医療治療および診断を促進し、表面滅菌のための電子ビームを用いた器具および材料の照射を促進する、システムおよび方法に関する。

（背景）
医学における放射線の使用は、１世紀を超えて遡り、その用途は、診断撮像および放射線療法におけるものである［Ｂａｒｒｅｔｅｔａｌ．，ＲａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌＩｍａｇｉｎｇ：Ｔｈｅｔｈｅｏｒｙｏｆｉｍａｇｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ，ｄｅｔｅｃｔｉｏｎａｎｄｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ．Ｖｏｌｓ．１ａｎｄ２，ＡｃａｄｅｍｉｃＰｒｅｓｓ，１９８１；Ｊｏｈｎｓｅｔａｌ．，Ｔｈｅｐｈｙｓｉｃｓｏｆｒａｄｉｏｌｏｇｙ，３^ｒｄ，１９７４参照］。診断撮像のために、高速移動電子とタングステン標的の衝突によって生成されるキロボルト（ＫＶ）Ｘ線ビームが、今日まで継続している、長年にわたる標準的技術となっている［Ｂｅｕｔｅｌｅｔａｌ．，ＨａｎｄｂｏｏｋｏｆＭｅｄｉｃａｌＩｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ１，ＳＰＩＥＰｒｅｓｓ，２０００；Ｃｕｒｒｙｅｔａｌ．，Ｃｈｒｉｓｔｅｎｓｅｎ’ｓＰｈｙｓｉｃｓｏｆｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｒａｄｉｏｌｏｇｙ，４^ｔｈＥｄ．，１９９０参照］。Ｘ線撮影、マンモグラフィ、蛍光透視法、およびコンピュータ断層撮影のような全ての放射線学的撮像システムは、本技術を介して、その撮像Ｘ線を生成する。本技術を通したＫＶＸ線の生成は、効果的であることが証明されているが、しかしながら、ＫＶＸ線ビームが、既存の撮像装置のうちのいくつかをあまり嵩張らないものにし、したがって、あまり患者にとって威圧的ではないものにし得る、よりコンパクトなデバイスを用いて発生され得る場合、有意な利点が存在し得る。治療の多くは、照射のために放射線同位体を使用する。放射線同位体の生成、搬送、および貯蔵の付随の諸設備は、異なる源を探すことの主な理由である。例えば、全ての放射線同位体は、特性半減期を有する、したがって、タイムリーに使用されない場合、損失されるであろう。さらに、全ての放射線同位体は、輸出規制法下で保護されており、拡散に対して厳重に守られている。

主に、癌を治療することに焦点を当てる、放射線療法［Ｋｈａｎ，Ｔｈｅｐｈｙｓｉｃｓｏｆｒａｄｉａｔｉｏｎｔｈｅｒａｐｙ，４^ｔｈＥｄ．，２０１０参照］は、種々の放射線源から有意に利点を享受している。線形加速器（線形加速器）によって発生されるメガボルト（ＭＶ）Ｘ線および（ＭｅＶ）電子ビームは、身体の任意の部分における癌性腫瘍を治療するために日常的に使用されている。これらのビームの生成は、電子が高周波（ＲＦ）源の電場構成要素によってメガ電圧エネルギーまで加速されることを除き、撮像のためのＫＶＸ線と類似概念に基づく。電子加速が生じる、導波管は、１メートルを超える長さであり得る一方、ＲＦ源も、同じように大きくあり得る。有意な革新が、ＭＶＸ線およびＭｅＶ電子ビームの生成が、現在の線形加速器のサイズのある割合内で、同一ビーム特性を伴って達成され得る場合に想定され得る。コヒーレント増幅ネットワーク（ＣＡＮ）［Ｍｏｕｒｏｕｅｔａｌ．，“Ｔｈｅｆｕｔｕｒｅｉｓｆｉｂｒｅａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒｓ”，ＮａｔｕｒｅＰｈｏｔｏｎｉｃｓ７，２５８－２６１（２０１３）参照］に基づく、コンパクトなレーザ航跡場加速（ＬＷＦＡ）［Ｔａｊｉｍａｅｔａｌ．，“Ｌａｓｅｒｅｌｅｃｔｒｏｎａｃｃｅｌｅｒａｔｏｒ”，Ｐｈｙｓ．Ｒｅｖ．Ｌｔｒｓ．４３．４（１９７９），２６７参照］の使用は、よりコスト効果的かつより放射線腫瘍学中心によりアクセス可能にすることによって、低エネルギー／超高用量電子および高エネルギー電子の生成に革命を引き起こした。

近接照射療法は、放射線用量を標的体積に隣接および／または近接近して送達する、放射線腫瘍学内の別の治療技法である。歴史的には、とりわけ、Ｒａ－２２２、Ｉｒ－１９２、Ｃｏ－６０のような放射性源が、近接照射療法において使用されている。高用量率（ＨＤＲ）近接照射療法［Ｋｕｂｏｅｔａｌ．，“Ｈｉｇｈｄｏｓｅ－ｒａｔｅｂｒａｃｈｙｔｈｅｒａｐｙｔｒｅａｔｍｅｎｔｄｅｌｉｖｅｒｙ：ｒｅｐｏｒｔｏｆｔｈｅＡＡＰＭＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙＣｏｍｍｉｔｔｅｅＴａｓｋＧｒｏｕｐ”，５９，Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．２５：３７５－４０３，１９９８参照］は、非常に共形の用量を標的に送達し、標的場所を越えた近傍器官および領域への用量を最小限にし得るため、高活性（１０Ｃｉ）放射性ガンマ光線源を利用して、とりわけ、婦人科、乳房、皮膚、ならびに頭部および頸部癌を治療する。ＨＤＲ治療における放射性源の使用は、効果的であるが、治療は、源減衰に起因して、漸次的により長い時間かかり得る。例えば、新しいＩｒ－１９２源（１０Ｃｉ）を用いたＨＤＲ婦人科治療は、４ヶ月経過した源を用いた１５分と比較して、５分をわずかに超える程度であり得る。減衰に起因する規則的源交換の排除、放射線遮蔽の低減、および一定治療時間等の有意な利点が、電子的に発生されたＸ線および／または電子ビームのためのＨＤＲ治療における放射性源を置換することによって実現され得る。

外科手術用器具は、他の構成要素および材料とともに、滅菌を要求する。表面上の生物学的に活性の生物（ウイルス、細菌、微生物）の死滅は、滅菌にとって重要である。器具、構成要素、および材料の従来の滅菌方法は、とりわけ、スチーム（高圧滅菌）滅菌、ガス（エチレンオキシド）滅菌、およびガラスビーズ滅菌器を使用した乾燥熱滅菌を含む。各方法と関連付けられる不利点として、器具、構成要素、または材料に有害であることから、人員にとっても有害であることが挙げられる。

これらおよび他の理由から、医療治療および診断のため、ならびに滅菌方法のためのエネルギーシステムのための改良されたシステム、デバイス、および方法の必要性が存在する。

（要約）
本明細書に提供されるシステム、デバイス、および方法の例示的実施形態は、例えば、癌の治療および癌の診断治療を含む、医療治療および診断治療、ならびに外科手術用器具および他の構成要素ならびに材料の滅菌のための低強度レーザ、電子ビーム、およびＸ線の発生を促進する。

例示的実施形態では、レーザ航跡場加速（ＬＷＦＡ）が、電子ビームまたはＸ線を発生させ、例えば、癌または腫瘍の照射等、医療治療または療法を促進するために使用される。高用量の電子またはＸ線は、複数のファイバレーザ、レーザ航跡場加速の低エネルギー（高プラズマ密度）処方計画、レーザ航跡場加速の高エネルギー（低プラズマ密度）処方計画、レーザの高繰り返し率、ならびにより近い距離およびより小さい体積における腫瘍の標的化を含む、効果と、健康な組織を無傷に維持しながら、要求される用量の電子またはＸ線の送達の形状を腫瘍の形状に合致するためのファイバの最適成形との組み合わせの結果として達成される。

さらなる例示的実施形態では、診断および治療進行度監視が、例えば、低強度レーザ、Ｘ線、または電子ビームによって誘発される蛍光等の放出を介して実施される。

さらなる例示的実施形態では、２つの動作処方計画、すなわち、（１）高密度プラズマ（１０^２０～１０^２１電子／ｃｍ^３）とレーザの相互作用から生じる、低エネルギー／超高用量電子ビーム（約１ＭｅＶ）と、（２）低密度プラズマ（１０^１８～１０^１９電子／ｃｍ^３）とレーザの相互作用から生じる、高エネルギー電子ビーム（１～２０ＭｅＶ）とが、形成される。

さらなる例示的実施形態では、低エネルギー／超高用量電子ビームは、例えば、癌または腫瘍の照射等の療法のために使用される。

さらなる例示的実施形態では、低強度レーザは、レーザ誘発蛍光を介した診断のために使用される。

さらなる例示的実施形態では、低エネルギー／可変用量電子ビームは、診断のために使用される。

さらなる例示的実施形態では、高エネルギー／可変用量電子ビームは、療法または治療、診断、およびＸ線の発生のために使用される。

さらなる例示的実施形態では、Ｘ線は、レーザファイバの先端に位置する高Ｚ材料と高エネルギー電子ビームの相互作用によって形成される。

さらなる例示的実施形態では、標的化された癌療法または治療および診断は、電子ビームが、癌または腫瘍細胞内またはその隣に位置する、ナノ粒子に衝突し、高Ｚ材料を搬送することによって発生される、Ｘ線を用いて実施される。

さらなる例示的実施形態では、Ｘ線は、例えば、Ｘ線誘発蛍光を介した癌療法または治療および診断のために使用される。

本明細書に提供される種々の実施形態では、レーザ電子ビームまたはＸ線は、例えば、内視鏡検査、近接照射療法、または術中照射療法（ＩＯＲＴ）を介して展開または送達されることになる。

本明細書に提供される種々の実施形態では、療法および診断は、フィードバックを用いてリアルタイムで実施され、人工ニューラルネットワーク（ＡＮＮ）を介して制御される。

本明細書に提供される種々の実施形態ではレンズ、ＯＰＣＰＡ［Ｂｕｄｒｉｕｎａｓｅｔａｌ．，“５３ＷａｖｅｒａｇｅｐｏｗｅｒＣＥＰ－ｓｔａｂｉｌｉｚｅｄＯＰＣＰＡｓｙｓｔｅｍｄｅｌｉｖｅｒｉｎｇ５５ＴＷｆｅｗｃｙｃｌｅｐｕｌｓｅｓａｔ１ｋＨｚｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｒａｔｅ，”Ｏｐｔ．Ｅｘｐｒｅｓｓ２５，５７９７（２０１７）参照］またはＣＰＡ［Ｓｔｒｉｃｋｌａｎｄｅｔａｌ．，“Ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎｏｆａｍｐｌｉｆｉｅｄｃｈｉｒｐｅｄｏｐｔｉｃａｌｐｕｌｓｅｓ，”Ｏｐｔ．Ｃｏｍｍｕｎ．５６，２１９－２２１（１９８５）参照］が、ＣＡＮまたはファイバレーザを圧縮するために使用される。

さらなる例示的実施形態では、レーザアーキテクチャは、ミリジュールエネルギーの数十ｆｓパルスを送達するように構成される。より長いパルス長またはより高い電子密度のいずれかに起因して、より長いパルス（すなわち、非共鳴ＬＷＦＡ）が、採用されるとき、自己変調ＬＷＦＡ（すなわち、ＳＭＬＷＦＡ）またはレーザパルスの適切な重畳を用いた航跡場の励起が、適切な航跡場（ビート波またはパルス重畳）を誘発するために採用される。

さらなる例示的実施形態では、レーザ強度は、１０^１７Ｗ／ｃｍ^２～１０^１９Ｗ／ｃｍ^２の範囲内である。

さらなる例示的実施形態では、レーザは、１００，０００Ｈｚを上回る高繰り返し率を採用する。

本明細書に提供される種々の実施形態では、ＣＡＮレーザファイバは、マイクロメートル単位である。したがって、外科医またはロボットのいずれかによって外部または内部から容易に搬送され得る。内部身体用途は、身体開口部から、静脈を介して、身体内部にアクセスすることを含み得る。本願の実施例は、肝臓腫瘍の治療であり得［Ａｒｎｏｌｄｅｔａｌ．，“９０Ｙ－ＴｈｅｒａＳｐｈｅｒｅｓ：ＴｈｅｎｅｗｌｏｏｋｏｆＹｔｔｒｉｕｍ－９０，”Ａｍ．Ｊ．Ｓｕｒｇ．Ｐａｔｈｏｌ．４３：６８８－６９４，２０１９参照］、介入放射線科医がマイクロカテーテルを鼠径部の近傍の患者の大腿動脈を通して挿入する。本カテーテルは、そこから腫瘍がその血液供給の大部分を得て、したがって、腫瘍を照射するための効果的導管を提供し得る、肝動脈に誘導される。ＣＡＮレーザファイバは、マイクロカテーテルを通して挿入され、腫瘍の血液供給を介して腫瘍に誘導され、治療を提供し得る。

さらなる例示的実施形態では、ファイバ（ＣＡＮまたはファイバレーザ）は、健康な組織を無傷に維持しながら、用量および診断の形状を腫瘍の形状に共形化するように成形および修正される。

ＣＡＮファイバ技術に基づく癌治療は、電子を加速させるための低および高密度標的とともに、電子エネルギーの微細な制御、したがって、腫瘍の優先的標的化を可能にする。さらに、複数のファイバを使用して、電子またはＸ線の用量を送達することによって、送達される用量を任意の恣意的腫瘍形状の形状に共形化することも、同様に制御されることができる。

さらなる例示的実施形態では、ＬＷＦＡ電子ビームは、器具、構成要素、および材料表面の滅菌のために使用される。電子ビームおよびＸ線を用いた器具、構成要素、および材料の表面の照射は、細胞アポトーシス、すなわち、事前にプログラムされた細胞死を引き起こす。表面上の生物学的に活性の生物（ウイルス、細菌、微生物）の死滅は、滅菌にとって重要である。

レーザ発生された電子の例示的実施形態の利点は、以下を含む。
ａ）レーザ駆動電子ビームおよびその標的の小サイズ
ｂ）微細な電子制御：時間的ならびに空間的
ｃ）レーザの高繰り返し率
ｄ）３０％の高レーザ壁コンセント効率性

本明細書に説明される主題の他のシステム、デバイス、方法、特徴、および利点は、以下の図および発明の実施形態の精査に応じて、当業者に明白である、または明白となるであろう。全てのそのような付加的システム、方法、特徴、および利点は、本説明内に含まれ、本明細書に説明される主題の範囲内にあって、付随の請求項によって保護されることが意図される。請求項内のそれらの特徴の明示的列挙がなくても、いかようにも例示的実施形態の特徴は、添付の請求項の限定として解釈されるべきではない。

本明細書に記載される主題の詳細は、その構造および動作の両方に関して、同様の参照番号が同様の部品を指す、付随の図の検討によって明白となり得る。図中の構成要素は、必ずしも、正確な縮尺ではなく、強調が、代わりに、本主題の原理を図示することに応じて置かれる。さらに、全ての例証は、概念を伝達するために意図され、相対的サイズ、形状、および他の詳述される属性は、文字通りまたは精密にではなく、図式的に図示され得る。

図１は、レーザによる電子の発生を図示する、例示的実施形態の概略図である。図１はさらに、腫瘍内のＸ線の発生を図示する。

図２は、レーザによる電子の発生を図示する、例示的実施形態の概略図である。図２はさらに、高Ｚ材料との電子相互作用によるＸ線の発生を図示する。

図３Ａおよび３Ｂは、レーザファイバの例示的実施形態を図示する、概略図である。

図４は、レーザ源および患者へのレーザファイバ送達を図示する、例示的実施形態の概略図である。

図５は、レーザパルスの発生および増幅のための従来のシステムの実施例の概略図である。

（詳細な説明）
本主題が、詳細に説明される前に、本開示は、説明される特定の実施形態に限定されず、したがって、当然ながら、変動し得ることを理解されたい。また、本明細書で使用される専門用語は、特定の実施形態のみを説明する目的のためのものであって、本開示の範囲が添付の請求項によってのみ限定されるであろうため、限定することを意図するものではないことを理解されたい。

レーザ航跡場加速（ＬＷＦＡ）ベースの電子ビームまたはＸ線システムの例示的実施形態が、そのようなシステム内のデバイスおよび構成要素の例示的実施形態、そのようなシステムを動作および使用する方法の例示的実施形態、およびその中にそのようなシステムが、実装される、または組み込まれ得る、もしくはそれを用いてそのようなシステムが利用され得る、用途の例示的実施形態とともに本明細書に説明される。

下記に開示される付加的特徴および教示はそれぞれ、別個に、または他の特徴および教示と併せて利用され、ＬＷＦＡを介して発生され、高繰り返し率ＣＡＮレーザシステムならびにレーザベースの診断治療によって腫瘍に送達される、電子ビームによる、高用量照射を促進する、システムおよび方法を提供する。

例示的本明細書に提供される種々の実施形態では、レーザファイバは、単一ファイバまたはコヒーレント増幅ネットワーク（ＣＡＮ）として知られるファイバのコヒーレントネットワークのいずれかとして理解される。

図に目を向けると、図１は、電子およびＸ線源を備える、アセンブリの例示的実施形態を示す。アセンブリは、レーザファイバ１２と、レーザファイバ１２に光学的に結合される、光学系１４と、例えば、窒素、ヘリウム、または同等物を含む、例えば、中性ガス、もしくはカーボンナノチューブまたはナノ粒子等のプラズマ２０の前駆体の供給源とを含む。レーザファイバ１２は、電子ビーム、Ｘ線、およびレーザ誘発蛍光を発生させるために使用される、長パルスを、レーザパルスを空間内で集束させる、光学系１４のセットに送達する。

図５に目を向けると、適切なレーザパルスを発生および増幅させるための従来の方法の一実施例が、例示目的のためだけに示され、提供される。適切なレーザパルスを発生させるために、レーザ１００は、発振器１１０を含む。発振器１１０は、例えば、ナノジュールフェムト秒レーザパルス等のレーザパルス１１２を作成する。レーザパルス１１２のパルスエネルギーは、チャープパルス増幅（ＣＰＡ）原理に基づいて増幅される。第１のレーザパルス１１２は、例えば、例えば、ナノ秒まで伸展されるレーザパルス等のチャープレーザパルス１１６が、より短い波長に先行した長波長を伴って、正にチャープされた状態になるように、チャープファイバブラッグ格子（ＣＦＢＧ）ストレッチャ等のストレッチャ１１４によって伸展される。次のチャープレーザパルス１１６は、空間セパレータ１１８によって、Ｎ個の増幅チャネル１２０Ａ、１２０Ｂ、１２０Ｃ…１２０Ｎに空間的に分離される。増幅の前に、各チャネルΔφ１２２Ａ、１２２Ｂ…１２２Ｎの相対的位相および遅延が、次いで、コヒーレント加算段のモニタ１３０からの位相測定値フィードバック１２８に基づいて、参照パルスに対して制御される。チャネル１２０Ａ、１２０Ｂ、１２０Ｃ…１２０Ｎ間の遅延は、可変光学遅延ラインを使用することによって管理される一方、位相差異は、ファイバの区分を物理的に伸展させる、ファイバストレッチャ１１４によって制御される。Ｎ個のパルスの増幅は、例えば、イッテルビウム等の希土類材料でドープされたフォトニック結晶ファイバ（ＰＣＦ）を有する、Ｎ個の増幅器１２４Ａ、１２４Ｂ、１２４Ｃ…１２４Ｎ内で生じる。次いで、増幅されたパルス１２６Ａ、１２６Ｂ、１２６Ｃ…１２６Ｎは、精度搭載部内に配列されるファイバから退出するＮ個のパルスの六角形アレイを集束させる、コヒーレント加算レンズ１３０によってコヒーレントに加算される。増幅され、再度組み合わせられたパルス１３２は、依然として、正にチャープされ、ストレッチャの分散を逆転させ、例えば、フェムト秒ミリジュールまたはジュールエネルギーレベルパルス等の超短レーザパルス１３６を発生させる、従来の格子ベースのコンプレッサ１３４に送信される。超短レーザパルス１３６は、ファイバを介して、癌または腫瘍部位に送達され、標的を照射することができる。

図１に戻ると、光学系１４のセットは、圧縮されたパルス１６をプラズマ２０の前駆体上に集束させる。レーザファイバ１２から送達される別個の低強度レーザパルスまたはレーザファイバ１２から送達される主要パルスのペデスタルのいずれかが、中性ガスをイオン化し、ガスより低い密度のプラズマ２０（１０^１８～１０^１９電子／ｃｍ^３）を形成する。レーザ－プラズマ相互作用は、その結果、高エネルギー電子２２を発生させる。電子２２は、直接、腫瘍３０を照射するために使用されることができる。

レーザパルスが、低密度標的

と相互作用すると、いくつの電子のみが、深海の海洋における津波波の伝搬に類似する様式において、レーザ航跡場内に捕捉され、高エネルギー電子の低流束を発生させる、すなわち、津波の位相速度が大きすぎるため、物体に良好に結合しない。しかしながら、いったん津波が、海岸または浅瀬に来ると、その位相速度は、減少し、定常物体への結合さえ、振幅が増加する間、可能性として考えられる。同様に、レーザが、高密度プラズマ

と相互作用すると、レーザの位相速度は、低減し、プラズマへの強結合が、平均電子エネルギーが、より低いが、依然として、約数百ｋｅＶになることを犠牲にして生じる。しかしながら、流束、したがって、用量は、大きい。標的は、

条件を満たすように特別に設計される。これは、最適に充塞されたカーボンナノチューブまたはナノ粒子を使用して達成可能であり得る。

さらなる例示的実施形態では、電子２２は、ナノ粒子３２と相互作用し、例えば、金またはガドリニウム等の高Ｚ材料を搬送し、これは、腫瘍３０を照射する、Ｘ線３４を発生させる。レーザ発生電子２２は、癌または腫瘍細胞と相互作用し、細胞死、すなわち、アポトーシスを引き起こすことができるが、癌または腫瘍細胞との電子相互作用は、向上されることができ（１，０００倍）、電子エネルギー送達は、癌または腫瘍体積を、例えば、金またはガドリニウム等の高Ｚ材料に含浸させることによって、癌または腫瘍体積に著しく局在化されることができる。腫瘍３０は、例えば、局部（例えば、軟膏として）、針注射、またはベクター薬物送達等の異なる送達方略を介して、ナノ粒子３２を搬送する、高Ｚ材料で含浸されてもよい。電子が、高Ｚ材料と相互作用すると、そのエネルギーは、制動放射のプロセスを通して、Ｘ線光子３４に変換される。ナノ粒子３２によって搬送される高Ｚ材料は、癌性腫瘤または腫瘍３０内の電子２２を優先的に減速させ、電子エネルギーの一部を光子３４に変換する。電子エネルギーを変換することによって発生された光子３４は、その結果、周囲癌または腫瘍細胞によって吸収され、癌または腫瘍細胞死を引き起こす。

図１の付加的例示的実施形態は、中性ガスをイオン化する代わりに、プラズマ２０が、カーボンナノチューブ発泡体をイオン化し、近臨界密度電子プラズマ（１０^２０～１０^２１電子／ｃｍ^３）を形成し、超高用量の低エネルギー（約１ＭｅＶ）電子２２を発生させるによって形成され、腫瘍３０を照射する。本実施形態では、電子２２は、十分な量のＸ線を引き起こすために十分にエネルギー性ではない。カーボンナノチューブ発泡体３３のイオン化は、ファイバレーザ１２からの主要レーザパルスのペデスタルまたは別個の低強度レーザパルスによって実施される。

図２に示される別の例示的実施形態では、アセンブリは、中性ガス２０を中心として位置付けられる、高Ｚ材料３３を含む。Ｘ線３４は、高Ｚ材料３３と高エネルギー電子３２の相互作用によって生成される。電子２２は、低密度プラズマ２０から発生される。

図３Ａおよび３Ｂに目を向けると、スプリッタ４０Ａおよび４０Ｂから生じる、ファイバレーザ４２Ａおよび４２Ｂの例示的表現が、示される（レーザ源は、示されない）。ファイバ構成の形状は、健康な周囲組織の照射を最小限にし、滞留時間の必要性を排除しながら、腫瘍への要求される用量の電子またはＸ線の優先的送達に最適化される。ファイバは、例えば、肝臓癌の治療のための可撓性カテーテル、または、例えば、卵巣癌の治療のための剛性チャネルを介して患者の中に挿入される。ファイバは、同様に、静脈または動脈を介しても挿入可能である。

図３Ａおよび３Ｂにさらに示されるように、単一ファイバレーザが、第２のスプリッタ４０Ｂによってさらに分裂され、用量局所化および用量成形にさらに共形化してもよい。

図４に目を向けると、例示的実施形態が、レーザ源１２と、ファイバ４２Ａ、４２Ｂとを含むように示される。ファイバ４２Ａ、４２Ｂは、レーザパルスを患者５０に送達する。ファイバ４２Ａ、４２Ｂの端部は、患者５０に進入する、または術中照射療法（ＩＯＲＴ）の間に使用される。ファイバ４２Ａ、４２Ｂの端部は、図３Ａおよび３Ｂに示されるように、成形され、各ファイバの先端は、図１および２に示されるように、Ｘ線２２発生のための付加的潜在性を伴って、電子ビーム源２０を含有する。

本明細書に提供される種々の実施形態ではレンズ、ＯＰＣＰＡ［Ｂｕｄｒｉｕｎａｓｅｔａｌ．，２５，５７９７（２０１７）参照］またはＣＰＡ［Ｓｔｒｉｃｋｌａｎｄｅｔａｌ．，５６，２１９－２２１（１９８５）参照］が、ＣＡＮまたはファイバレーザを圧縮するために使用される。

本明細書に提供される種々の実施形態では、ＣＡＮレーザファイバは、マイクロメートル単位である。したがって、外科医またはロボットのいずれかによって外部または内部から容易に搬送され得る。内部身体用途は、身体開口部から、静脈を介して、身体内部にアクセスすることを含み得る。本願の実施例は、肝臓腫瘍の治療であり得［Ａｒｎｏｌｄｅｔａｌ．，Ａｍ．Ｊ．Ｓｕｒｇ．Ｐａｔｈｏｌ．４３：６８８－６９４，２０１９参照］、介入放射線科医がマイクロカテーテルを鼠径部の近傍の患者の大腿動脈を通して挿入する。本カテーテルは、そこから腫瘍がその血液供給の大部分を得て、したがって、腫瘍を照射するための効果的導管を提供し得る、肝動脈に誘導される。ＣＡＮレーザファイバは、マイクロカテーテルを通して挿入され、腫瘍の血液供給を介して腫瘍に誘導され、治療を提供し得る。

さらに、本明細書に提供される全ての例示的実施形態では、低強度レーザ、低／高エネルギー電子ビーム、またはＸ線に基づく、診断は、人工ニューラルネットワークシステムからのフィードバックを提供され、治療を最適化し、治療進行度を検討する。

本主題の種々の側面が、これまで説明された実施形態の復習として、および／またはその補完として、以下の実施形態の相互関係および相互交換性に強調が置かれた上で、下記に記載される。換言すると、実施形態の各特徴が、明示的にそうではないことが述べられない、または論理的にあり得ない限り、相互およびあらゆる他の特徴と組み合わせられたことができるという事実に強調が置かれる。

本明細書に提供される任意の実施形態に関して説明される全ての特徴、要素、構成要素、機能、およびステップは、任意の他の実施形態からのものと自由に組み合わせ可能かつ代用可能であることが意図されることに留意されたい。ある特徴、要素、構成要素、機能、またはステップが、一実施形態のみに関して説明される場合、特徴、要素、構成要素、機能、またはステップは、明示的にそうではないことが述べられない限り、本明細書に説明されるあらゆる他の実施形態と併用されることができることを理解されたい。本段落は、したがって、随時、以下の説明が、特定の事例において、そのような組み合わせまたは代用も可能性として考えられることを明示的に記載しない場合でも、異なる実施形態からの特徴、要素、構成要素、機能、およびステップを組み合わせる、または一実施形態からの特徴、要素、構成要素、機能、およびステップを別の実施形態のもので代用する、請求項の導入のための前置きおよび記述支援としての役割を果たす。特に、それぞれおよびあらゆるそのような組み合わせならびに代用の許容性が当業者によって容易に認識されるであろうことを前提として、あらゆる可能性として考えられる組み合わせおよび代用の明示的列挙は、過度に負担であることが、明示的に認識される。

本明細書および添付の請求項で使用されるように、単数形「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、文脈によって別様に明確に決定付けられない限り、複数形参照も含む。

実施形態は、種々の修正および代替形態を被るが、その具体的実施例は、図面に示されており、本明細書にも詳細に説明される。しかしながら、これらの実施形態は、開示される特定の形態に限定されず、対照的に、これらの実施形態は、本開示の精神内に該当する、全ての修正、均等物、および代替を網羅することを理解されたい。さらに、実施形態の任意の特徴、機能、ステップ、または要素は、その範囲内にない、特徴、機能、ステップ、または要素によって請求項の本発明の範囲を定義する、負の限定と同様に、請求項内に列挙される、またはそれに追加されてもよい。

Claims

癌療法および診断のためのレーザ航跡場加速（ＬＷＦＡ）誘発電子ビームシステムであって、
１つ以上のレーザファイバと、
前記１つ以上のレーザファイバの個々のもの内の電子ビーム源と
を備え、
前記電子ビーム源は、
レーザパルス源と、
プラズマ標的と、
前記レーザパルス源によって発生されたレーザパルスを前記プラズマ標的上に集束させるように適合されている、前記レーザパルス源および前記プラズマ標的に介在する光学系のセットであって、前記プラズマ標的と前記レーザパルスの相互作用は、電子ビームの前記発生を誘発する、光学系のセットと
を含む、電子ビームシステム。
前記１つ以上のファイバは、１つ以上のスプリッタを含む、請求項１に記載の電子ビームシステム。
前記１つ以上のファイバの端部は、患者に進入するように構成され、または術中照射療法（ＩＯＲＴ）のために構成されている、請求項２に記載の電子ビームシステム。
前記１つ以上のファイバの端部は、電子ビーム源を有する先端を備える、請求項２に記載の電子ビームシステム。
電子ビーム源は、Ｘ線発生のために構成されている、請求項４に記載の電子ビームシステム。
複数の前記１つ以上のファイバの前記端部は、標的腫瘍の形状に構成可能である、請求項２に記載の電子ビームシステム。
前記１つ以上のファイバの個々のものは、可撓性カテーテルまたは剛性チャネルのうちの１つを介して、患者の中に挿入可能である、請求項２に記載の電子ビームシステム。
前記レーザパルス源は、時間的にパルスを圧縮するように構成可能である、請求項４に記載の電子ビームシステム。
前記電子ビーム源は、別個の低強度レーザパルスまたは主要レーザパルスのペデスタルのうちの１つを利用して、中性ガスをガスより低い密度のプラズマに前記プラズマ標的としてイオン化するように構成されている、請求項１に記載の電子ビームシステム。
前記レーザパルス源によって発生されたレーザパルスは、前記プラズマ標的と相互作用し、高エネルギー電子を発生させる、請求項９に記載の電子ビームシステム。
前記プラズマ標的を中心として位置付けられた高Ｚ材料をさらに備え、前記高エネルギー電子は、前記高Ｚ材料と相互作用し、Ｘ線を発生させる、請求項１０に記載の電子ビームシステム。
前記プラズマ密度は、１０^１８～１０^１９電子／ｃｍ^３の範囲内である、請求項９に記載の電子ビームシステム。
低強度レーザ、Ｘ線、または電子ビーム誘発放出を監視するように構成された監視システムをさらに備える、請求項１に記載の電子ビームシステム。
前記電子ビームシステムは、１０^２０～１０^２１電子／ｃｍ^３の範囲内の密度を有するプラズマとレーザパルスの相互作用から低エネルギー／超高用量電子ビームを、または１０^１８～１０^１９電子／ｃｍ^３の範囲内の密度を有するプラズマとレーザの相互作用から高エネルギー電子ビームを発生させるように構成されている、請求項１に記載の電子ビームシステム。
ＯＰＣＰＡレンズまたはＣＰＡレンズのうちの１つをさらに備える、請求項１に記載の電子ビームシステム。
前記レーザパルス源は、コヒーレント増幅されたネットワークを備える、請求項１に記載の電子ビームシステム。