KR20100014694A - 레이저로 활성화되는 마이크로 가속기 플랫폼 - Google Patents

레이저로 활성화되는 마이크로 가속기 플랫폼 Download PDF

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KR20100014694A
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질 트래비쉬
로드니 비. 요더
제임스 로젠즈와이그
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더 리전트 오브 더 유니버시티 오브 캘리포니아
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Abstract

공명 레이저 동력 마이크로 가속기 플랫폼은 상대론적 또는 근-상대론적 전자 및 선택적으로 엑스레이를 생성할 수 있다. 장치는 바람직하게 테이퍼 형상을 이루는 좁은 진공 갭에 의해 분리된 한 쌍의 평행하는 슬래브-대칭 유전체 슬래브를 가진다. 슬래브는 한 실시예에서 레이저광이 반사체를 향할 때 구조 전기장에서 경도 주기성을 생성하는 많은 반복 슬롯을 가지는 반사층을 포함하는 상부 표면을 가진다. 갭으로 도입된 전자는 슬래브의 길이에 따라서 가속된다. 슬래브의 반사표면은 바람직하게 굴절률이 높은 물질과 굴절률이 낮은 물질이 교대로 나타나는 라이네이트이다.

Description

레이저로 활성화되는 마이크로 가속기 플랫폼{LASER ACTIVATED MICRO ACCELERATOR PLATFORM}
관련 신청의 상호 참조
본 출원은 2007년 4월 4일에 출원된 미국 가출원번호 60/910,090에 우선권을 요구하며, 그 전체를 여기서 참조로서 통합한다.
연방정부에서 후원된 연구 또는 개발에 대하여 스테이트먼트
본 발명은 미국에너지국(Department of Energy)에 의해 수여된 보조금 번호 DE-FG03-92ER40693 하의 정부 지원에 의해 이루어졌다. 정부는 본 발명에 대해 특정 권리가 있다.
본 발명은 일반적으로 상대론적 전자(relativistic electrons) 및 근-상대론적 전자(near-relativistic electrons) 또는 제동 복사 엑스레이(bremsstrahlung x-rays)를 발생하기 위한 이온화 방사선원(ionizing radiation sources), 특히 자가 마이크로 스케일의 레이저로 활성화되는 전자 가속기 플랫폼(self contained micro scale laser activated electron accelerator platform)에 관한 것이다. 장치에 의해 생성된 이온화 방사선 및 그 작은 사이즈는 본 발명의 장치를 최소 침입 레이저 내시경적 내과 처치(minimally invasive laser endoscopic medical procedures)에 있어 특히 유용하게 한다.
이온화 방사선의 이용은 포유동물의 종양 및 다른 세포 증식성 질환(other cellular proliferative disorders)의 증명된 치료방법이다. 현재 방법으로 특정 유형의 암이 성공적으로 치료될 수 있지만, 여전히 암은 주요 질병이며, 주요한 사인이다.
방사선 요법으로 치료되는 대부분의 암 환자는 외부의 고에너지 방사선 빔, 즉, 대형 외부 선형 가속기로부터, 전형적인 전자 또는 엑스레이에 노출된다. 정확하게-지시된 방사선 빔을 생성하기 위해 컴퓨터로 제어되는 PET- 또는 CAT-보조원과 함께 사용하면("정위적 방사선수술(stereotactic radiosurgery)"), 방사선 치료의 정밀도를 매우 높일 수 있다. 대부분의 이런 방사선 치료의 대상이 암인 반면, 방사선 수술(radiosurgery)은 뇌의 동정맥기형(arteriovenous malformation)(AVS)과 같은 다른 희귀한 상태의 치료에 있어 선택사항이다. 의학적 목적을 위해 사용된 방사선의 에너지는 방법에 따라 다양하지만 일반적으로 6MeV 내지 12MeV 범위 내이다.
그러나, 방사선 빔이 표적 조직에 도달하기 위해서 방사선 빔이 건강한 기관의 넓은 부분과 조직을 통과하기 때문에, 외부 이온화 방사선원은 주변의 건강한 조직에 바람직하지 않은 방사선량(radiation doses)을 전달한다. 피부, 뼈, 내부 조직 및 다른 건강한 조직의 이차 손상은 방사선 요법의 상당히 바람직하지 않은 부작용이다.
그러므로, 외부 방사선 요법의 과제는 표적 종양 조직에 치료 방사선량을 최대화함과 동시에 건강한 주위 조직의 방사선 노출을 최소화하는 것이다.
수술중 방사선 치료법(intraoperative radiation therapy, IORT)으로 알려져 있는 관련 치료 방법에서, 수술 도중 종양 위치로 방사선의 짧은 파열(short burst)이 전달된다. 소형 방사선원뿐만 아니라 (대형 선형 가속기에 의해 생성된) 외부 엑스레이 또는 전자빔에서 방사선이 조사될 수 있다. 전형적인 IORT 경우는 완전히 안전하게 제거될 수 없는 종양에 적용되고, 이는 유방암(유방 종괴절제술(lumpectomy surgery)), 직장암/대장암, 부인과 관련(gynecological) 암 및 비뇨기과(urinary) 관련 암의 재발성 형태, 머리 종양 및 목 종양, 및 연부조직육종(soft-tissue sarcoma)을 포함한다.
방사선 요법을 위한 내부 방사선원의 배치는 사이에 삽입되어 있는 건강한 조직에 대한 외부 방사선 요법의 부정적 효과를 감소시키기 위하여 개발되었다. 예를 들면, 환자는 카테터(catheter)를 통해서 주입되거나 전달되는 방사성 물질에 내부 노출을 통해 치료될 수도 있다. 내부 방사선 요법 또는 IRT로 알려진, 근접치료(brachytherapy)는 특정 암을 치료하는 전문화된 선택권이다. 전형적으로, 방사선원 물질은 방사성 물질(예를 들면, 인듐(indium)-192 또는 스트론튬(strontium)-90)의 "씨앗(seed)" 또는 펠릿의 형태로, 신체로 직접 도입된다. 전립선암 치료의 일부 경우에, 저-에너지 방사선이 종양으로 삽입된 수백 개의 씨앗에서 수주 또는 수개월 동안 생성된다.
대부분의 전통적인 근접치료(brachytherapy)는 50keV 정도의, 저-에너지 양자 또는 베타 입자를 생성한다. 주변 조직으로 이러한 입자들이 매우 제한적으로 침투되며, 이는 환자의 건강한 조직에 이득을 줄 수도 있다.
또 다른 유형의 근접치료(brachytherapy)는 고선량(high dose-rate ;HDR) 근접치료(brachytherapy)로서, 이는 단시간(며칠 동안 반복된, 몇 십분) 동안 매우 높은 선량을 얻는다. 고선량 근접치료는 카테터로 영향을 받을 영역으로 방사성 동위원소(radioactive isotopes)를 도입하고, 선량이 완료될 때 동위원소를 다시 회수하여 달성된다. HDR 근접치료(brachytherapy)의 다른 유형은 유방암의 한 유형의 수술 후 치료로 설명된다. 한 시스템에서, 종양을 제거하고 남은 공간에 액체로 채워진 풍선 카테터를 팽창시키고, 종양 위치를 포위하는 조직에 높지만 국부적인 방사선 양을 전달하기 위하여 방사성 동위원소를 이용한다. 이 방법으로 치료된 암은 신체 표면 근처 또는 개구부 근처에 있다.
근접치료(brachytherapy)는 심혈관계 질환(cardiovascular disease)을 치료하기 위해 다음의 혈관성형술(angioplasty)을 이용하였다. 경피적 관상동맥중재술(percutaneous coronary intervention(PCI))를 통해 관상동맥(coronary artery)에서 플라크(plaque)를 제거할 때, 그 형태를 유지하기 위해 동맥으로 튜브-유사 와이어 메쉬 스텐트(tube-like wire mesh stent)를 삽입한다. 스텐트 내에 이상한 세포가 성장하여 동맥이 막히는, 스텐트 내 재협착(ISR - In-stent restenosis)을 막기 위해, 카테터를 통해 동맥으로 도입되는 자리를 방사선 동위원소(radioisotopes)에 의해 전형적으로 생성되는 방사선으로 치료할 수도 있다("혈 관내 근접방사선 치료(vascular brachytherapy)").
이온화 방사선원으로 방사성 동위원소를 사용하는 것은 많은 위험 및 불리함이 동반된다. 첫째로, 주입된 방사성원은 계속 이온화 방사선을 방출하고, 시간이 지나면서 건강한 조직에 손상을 일으킬 위험이 생기는 등 때때로 환자의 생명을 위협할 우려가 있다. 방사성 물질을 취급하는 의사 및 다른 병원 직원도 한동안 이온화 방사선에 노출될 것이다. 또한 방사성 물질을 얻고, 유지하고, 처리하는 것과 관련된 관리상의 부담이 또한 있다. 그러므로, 주입된 방사선 물질을 켜고 끌 수 없고, 사용하기 복잡하며 또한 안전한 작업을 위해 잘 보호되고 통제되어야 하기 때문에, 주입된 방사성 물질은 바람직하지 않다.
몇몇 장치는 환자에 방사성 물질을 배치하는 것을 피하고 외부 방사선원에서 건강한 기관 및 조직에의 침착을 줄이기 위해 개발되었다. 예를 들면, 한 상업적 장치는 신체 내로 50kV 엑스레이 파열(burst)을 전달하기 위해 소형화된 엑스레이 튜브를 이용한다. 소형 엑스선 튜브는 주위의 방사성 물질의 유출을 방지하지만, 매우 특정한 에너지 범위(10~50kV)로 한정되고, 발생된 빔을 선택하거나 조준하는 능력이 없다. 생성된 스펙트럼은 넓고 낮은 에너지에서 피크를 이루고, 빔은 광각(wide angle) 이상으로 유사하게 퍼진다.
엑스레이 기술은 또한 엑스레이 튜브에 전력을 주기 위해 환자의 신체로 직접 고전압(50 kV)을 도입해야 사용할 수도 있다. 이 장치가 소형이더라도, 엑스선 튜브는 여전히 각각의 방향에서 몇 밀리미터로 측정되고 (전압 절연(voltage isolation)이 필요하기 때문에) 그것의 유용성을 제한하는 좁은 카테터보다 오히려 단단하고 두꺼운 지지대에 거치되어야 한다.
소형 엑스선 튜브 발전기(miniature x-ray tube generators)에서 제기된 또 다른 문제는 튜브의 양극(anode)에 의해 과도한 열이 발생하는 것이다. 과도한 열은 또한 주위의 건강한 조직 또는 혈관을 손상할지도 모른다. 다른 소형 엑스선 튜브 디자인은 열을 제거하기 위하여 약간 열 절연체 및 순환 유체(circulating fluids)를 제공할 수 있는 팽창식 풍선 내에 관이 있다. 그러나, 이 디자인은 아직도 장치를 작동시키기 위해 신체 내로 큰 전압을 생성해야 하며 또한 여전히 부피가 크다.
다른 내부 디자인은 중공의 유리섬유 또는 다른 반사 빔 전달 튜브를 통해 전달된 엑스레이 또는 전자와 함께 가변 엑스레이 방사선 전달 바늘을 제공한다. 바늘 팁을 종양 또는 다른 조직으로 도입하고 바늘을 통해 방사선을 위치로 전달한다. 그러나, 최소 치료 방사선 노출에 따라 더 긴 노출 시간을 만드는 투영 때문에 방사선 강도에 큰 손실이 있다.
그러므로, 방사선에 인접 기관 및 조직의 노출을 최소화하는 표적 종양 위치에 또는 그 근처에 위치한 근원에서 이온화 방사선으로 내부 암을 치료할 수 있는 마이크로-사이즈의 장치를 개발할 필요가 있다. 또한 신체 내로 고전압, 과도한 열 또는 방사성 물질을 도입하지 않는 표적 조직 위치에 이온화 방사선을 제공하는 카테터가 위치된 장치가 필요하다. 위험 물질에 의료 스텝 또는 환자를 노출하거나 방사선 안전 프로토콜을 요구하지 않는 선택된 강도 및 기간의 이온화 방사선에 표적 조직의 제어된 노출을 제공할 마이크로 장치가 더 필요하다. 또한 비교적 제조 비용이 적게 들고, 사용하기 편하며, 접근하기 어려운 기관의 다양한 종양학적 치료법, 관상동맥 스텐트 주입, AVM 이상(abnormality)의 파괴 및 다른 용도에 적합한 장치가 필요하다. 본 발명은 본 기술분야의 장치 및 치료의 일반적인 향상일뿐만 아니라 상기 필요를 만족시킨다.
본 발명은 전자를 생성하고 가속시키거나 엑스레이를 생성시킬 수 있는 마이크로-스케일 공명 레이저 전력공급 구조(micro-scale resonant laser powered structure)이다. 본 발명의 한 이용은 신체 내의 기관, 종양 또는 혈관에 이온화 방사선의 치료 복용량을 직접 전달할 수 있는 의료 기기이다. 생성된 방사선은 약 1MeV 내지 약 5MeV의 에너지를 가지는 상대론적 전자(relativistic electrons)(베타 입자)의 펄스로 구성된다. 이 방사선은 광섬유 카테터(fiber-optic catheter)에 거치되며 조직 또는 기관으로 복강경식으로(laparoscopically) 삽입될 수 있는, 서브-밀리미터-사이즈의(sub-millimeter-sized) 전자 가속기에 의해 생성된다. 이 장치는 치료 방사선이 신체로 도입된 작고 집중된(localized) 방사선원에 의해 원하는 위치로 직접 전달되는, 의료적 근접치료(brachytherapy)를 실행하기에 특히 적당하다. 그러나, 장치는 가속된 전자 또는 엑스레이가 필요한 모든 세팅에서도 사용될 수도 있다.
근접치료(brachytherapy)는 단 한가지 의학적 목적 또는 절차로 제한되지 않는다. 상피종양(superficial tumors) 및 전립선(prostate), 자궁 경부(cervix), 유방, 머리, 목 및 폐 등과 같이 접근가능한 기관의 암을 치료하는데 이 치료의 몇몇 다른 형태를 사용할 수 있다. 관련된 적용분야에서, 종양을 외과적으로 제거한 후 바로 투머 베드(tumor bed)에 방사선을 조사할 수 있다(수술중 방사선 치료법 (interoperative radiation therapy, 또는 IORT)). 근접치료(brachytherapy)는 관상동맥 질환의 치료시 동맥 스텐트를 설치하는 동안, 약을 사용하지 않고 스텐트 주위의 혈관이 다시 막히는 것을 방지할 수 있다.
본 발명은 방사성 동위원소를 포함하지 않는다; 생성된 방사선은 짧은 펄스 동안에만 켜지는 좁은 빔에 있다. 장치가 작동되지 않을 때에는 장치에서 방사선이 생성되지 않아 보호할 필요가 없다. 생성된 전자빔은 생성되는 동안 선택될 수 있는 상대적으로 좁은 에너지 피크를 가진다.
본 발명의 한 양상에 따르면, 진공 갭에 의해 분리된 한 쌍의 유전성 슬래브(dielectric slab)를 가지는 마이크로-가속기 플랫폼 어셈블리를 포함하는 중공의 하우징(evacuated housing)을 가지며, 각 슬래브는 상기 갭의 반대쪽에 반사층을 가지고, 적어도 하나의 반사층은 복수의 반복 슬롯 및 활성 표면을 가지는, 방사선원을 제공한다. 광원(optical source)은 유전성 슬래브의 반상층으로 광선을 향하도록 채용되며 전자원(source of electrons)은 상기 진공 갭 안에서 전자를 방출하고 가속되도록 구성된다.
본 발명의 다른 양상에 따르면, 전자원(electron source), 복수의 슬롯 및 활성 표면을 가지는 반사표면을 가지는 제1 유전성 슬래브 및 복수의 슬롯 및 활성 표면 사이의 갭을 형성하는 제1 유전성 슬래브의 상기 활성 슬래브와 반대 방향을 향하는 활성 표면을 가지는 반사표면을 가지는 제2 유전성 슬래브를 포함하는 마이크로-가속기 플랫폼이 제공된다. 방사선의 광원은 제1 및 제2 유전성 슬래브의 반사표면으로 광선을 향하도록 구성되며 전자원에서 방출된 전자는 두 유전성 슬래브의 활성 표면 사이의 상기 갭 안에서 가속된다.
본 발명의 또 다른 양상은 복수의 슬롯 및 활성 표면을 가지는 반사표면을 가지는 제1 유전성 슬래브 및 반사표면 및 활성 표면을 가지며 상기 활성표면들은 활성 표면 사이의 갭을 형성하는 서로 반대방향을 향하는 제2 유전성 슬래브를 포함하는 마이크로-가속기 플랫폼을 제공하는 것이다. 제2 유전성 슬래브의 반사표면은 금속 반사체일 수 있다. 방사선의 광원은 제1 유전성 슬래브의 배열된(slotted) 반사표면으로 광선을 향하게 하고 전자원은 가속되는 전자를 갭 안으로 방출한다.
본 발명의 다른 양상에서, 강유전성 크리스털 베이스(ferroelectric crystal base); 강유전성 크리스털 베이스와 연결된 이미터 어레이(emitter array) 및 히팅 요소(heating element)를 포함하는 방사선원이 제공된다. 이미터 어레이는 바람직하게 흑연 바늘로 형성되며 강유전성 크리스털 베이스는 바람직하게 리튬-니오베이트(lithium-niobate)로 형성된다.
본 발명의 다른 양상은 명세서의 다음 부분에 나오며, 상세한 설명은 본 발명의 바람직한 실시예를 완전히 개시할 목적으로서, 상세한 설명에 의해 제한되지 않는다.
본 발명은 설명적인 목적만을 위한 다음의 도면을 참조하여 완전히 이해될 것이다:
도 1은 본 발명에 따른 쌍을 이루고 대칭인 유전성 웨이퍼/슬래브를 가진 마이크로-가속기 플랫폼 구체예의 개략적인 측면도이다.
도 2는 본 발명에 따른 반복 커플링 슬롯을 포함하는 한 반사 슬래브 표면 및 간단한 반사 표면에 배치된 다른 유전성 슬래브를 포함하는 쌍을 이룬 유전성 웨이퍼/슬래브를 가지는 다른 마이크로-가속기 플랫폼 구체예의 개략적인 측면도이다.
도 3은 도 1에 도시된 구체예의 쌍을 이룬 반복 슬래브 구조의 개략도이다.
도 4A는 굴절률이 높은 물질과 굴절률이 낮은 물질이 한 층씩 교대로 배치된 층 및 슬롯을 설명하는 슬래브 구조의 한 구체예의 개략적인 측면도이다.
도 4B는 본 발명에 따른 반복 슬롯을 설명하는 슬래브 구조의 한 구체예의 개략적인 평면도이다.
도 5는 수직선에서 약간 회전한 커플링 슬롯이 몇 구조 갭마다 교대로 나타나는 슬래브 구조의 다른 구체예의 개략적인 평면도이다.
도 6은 본 발명에 따른 통합 입자(integrated particle) 이미터의 일 구체예의 개략도이다.
도 7A는 모의 가속기(simulated accelerator)의 구조에 따른 입자 에너지의 도표이다.
도 7B는 구조의 첫 번째 20 주기의 x 및 y 값을 나타내는 캔티드-슬롯 구조(canted-slot configuration)을 사용한 포커싱의 그래프이다.
특히 도면에 있어서, 설명 목적으로 본 발명은 일반적으로 도 1 내지 도 7B에 도시된 장치로 구현된다. 여기에 개시되는 기본 개념에서 벗어나지 않고, 장치는 구조에 관해서 그리고 부품의 세부사항에 관해서 변경될 수도 있으며, 방법도 특정한 단계 및 순서에 관해서 변할 수도 있다.
도 1 및 도 2에 있어서, 높은 강도의 상대론적(relativistic) 또는 근-상대론적(near relativistic) 전자의 빔을 생성하고, 선택적으로, 제동 복사(bremsstrahlung) 엑스레이를 생성하도록 디자인된 마이크로-가속기 플랫폼(Micro-Accelerator Platform ;MAP)의 두 구체예가 개략적으로 도시되어 있다. 장치(10) 및 시스템은 아픈 동물 또는 인간 환자의 신체 내에서 이용하기 위한 표준 내시경 시스템에 부착할 수 있는 사이즈의 하우징(12)에서 캡슐로 싸인 MAP를 포함한다. 전체 구조의 사이즈는 일반적으로 1 입방 밀리미터(cubic millimeter) 이하이며, 카테터에 부착된 소형 일회용 팁(disposable tip) 안에 수용될 수 있다. 본 발명은 내부 배치시 특히 유용하더라도, 본 발명이 이온화 방사선의 빔이 유리하게 사용될 수 있는 한 외부에서도 사용될 수 있다.
도 1 및 도 2에 도시된 실시예에 광섬유 케이블(14)을 통해 하우징(12)으로 바람직하게 전달되는 레이저 광원이 제공된다. 선택된 파장 또는 파장 범위를 가지는 레이저 광이 치료실에서 생성되고 광섬유 케이블(14)을 통해서 가속기로 카테터 선의 아래로 전달될 수 있다. 따라서 전자는 환자 신체 안에 생성되고, 가속되며, 방출되며, 현재의 근접치료(brachytherapy) 근원에서는 가능하지 않은 에너지 범위에 도달할 수 있다. 그러므로, 의사는 종양 위치의 바로 옆에 방사선원을 배치할 수 있고 종양에 이온화 방사선의 제어된 높은 강도 복용량을 전달할 수 있다. 필요한 복용량이 전달된 후에, 레이저 광원을 잠금으로써 방사선을 끌 수 있어서 건강한 조직이 회복되는 동안 노출되지 않는다.
도 1에 도시된 구체예의 가속기는, 두 웨이퍼 사이에 좁은 진공 갭(20)을 가지며 나란히 배열된, 한 쌍의 실리콘 웨이퍼 또는 슬래브(16, 18)를 포함한다. 전자원(22)은 갭(20)의 근단부(proximal end)에 위치하며 갭(20)의 원단부(distal end)는 열려 있다. 웨이퍼(16, 18)는 '샌드위치형' 또는 '슬래브-대칭형' 구조를 형성하는, 분리 거리(20)보다 훨씬 더 넓다.
두 웨이퍼(16, 18)의 외부 표면(24, 26)은 적어도 한 층의 반사물질로 덮여 있고 도 4A 및 도 4B에서 도시된 것처럼 유전체로 채워진 슬롯의 반복 어레이를 가진다. 또는, 슬롯이 빈 상태로 열릴 수도 있다. 레이저 광은 상부에서부터 구조에 영향을 주며 슬롯을 통해 진공 갭(20)으로 지시된다.
도 4A에 도시된 본 발명의 구체예에서, 다른 유전체의 교대 층은 반사 물질로 대체되어, 브래그(Bragg) 유사 구조로 사용된다. 구조 치수 및 다른 매개변수는 갭(20) 영역에 전기장(electric field)의 공명 형성(resonant buildup)을 유발하는, 구조 내의 레이저 방사선을 잡아 놓도록 선택된다.
광학 도관(14)에서의 레이저 광은 가속기 안에서 배분되어 레이저 광이 웨이퍼(16, 18)의 외부 표면(24)으로 지시되고, 다수의 마이크로 미러(28)에서 웨이퍼 표면으로 반사되는 광선으로, 도 1과 도 2에서 개념적으로 설명된다. 웨이퍼(16, 18)가 일련의 가공된(milled) 반사표면으로 조명될 수 있었더라도, 레이저 광이 웨 이퍼(16, 18)의 표면(24, 26)으로 기능적인 광섬유 표면을 직접 방향을 맞추는 것과 같은 많은 다른 방법으로 제공될 수도 있다.
진공 갭(20)에는 장치(10) 내의 진공 갭(20)의 한 말단에 종양 조직(32)을 치료하기 위해 궁극적으로 갭(20)을 통해 가속되고 빔(30)으로 방출되는 빛 속도의 -0.3 배의 초기 속도를 가지는 전자를 생성하는 전자원(22)이 있다. 전자가 레이저장(laser field)에서 에너지를 얻기 때문에, 웨이퍼 구조 및 갭(20)이 바람직하게 테이퍼(taper) 형상을 이루고 있어서 가속장(accelerating field)의 상태 속도가 전자 속도와 일치하도록 증가한다. 일 구체예에서, 약 500 구조상 주기를 지난 후에, 전자는 약 1~2MeV의 에너지를 가지는 하우징 구조(12)의 근단부(34)에서 방출된다.
웨이퍼(16, 18)의 구조는 본 기술분야에서 공지된 표준 선형 가속기의 많은 제한을 피하는 것을 볼 수 있다. 높은 전기장이 진공/유전체 영역(20)에 구속되거나 도 2에 도시된 구체예에서 금속 경계에서 피하게 되고 횡단 항적장(transverse wakefield)이 억압된다. 게다가, 유전성 물질은 짧은 기간 동안 파괴(breakdown)되지 않고 아주 높은 전기장에서 살아날 수 있고 유전성 구조는 매우 높은 정확도로 소형 구조를 형성할 수 있는 마이크로-머시닝 및 성층(layering) 방법을 가능하게 한다.
MAP 구조의 다른 구체예를 도 2에서 개략적으로 도시한다. 이 구체예에서, 전자 가속기의 유전성 웨이퍼는 도 1에 도시된 것과 다른 구조를 가진다. 도 2에 있어, 광학 도관(36)이 유닛 하우징(38) 및 외부에서 제어된 레이저 광의 파장, 강 도 및 다른 특성을 가질 수 있는 (미도시된) 레이저 광원에 연결된다. 광학 도관(36)은 바람직하게 카테터에 의해 하우징(38)으로 삽입하기 위한 사이즈의 플렉시블한 광학 섬유 케이블이다.
레이저 광은 도 2에서 기능적으로 도시한 일련의 반사 표면(44)을 통해서 슬래브 또는 웨이퍼(42)의 외부 표면(40)으로 도관(36)을 통해서 전달된다. 슬롯의 너비(w)에 의해 매 길이(p)가 중단되는 반사 표면(브래그 유사 스택)(40)을 가지는 하나의 슬래브(42)는 준주기적(quasiperiodic)으로서, p는 축 방향 위치의 서서히 변하는 함수이다. 슬롯 깊이(d)는 반사 표면의 두께와 동일하다. 반사 표면의 내측에는 도 4A 및 4B에 도시된 것처럼 두께(t) 및 유전상수(ε)를 가지는 유전성 물질의 균일층(uniform layer)이 있다.
다른 슬래브(44)는 반사체(46)에 배치된 유전체이고 슬래브(42)에서 볼 수 있는 커플링 슬롯이 없다. 슬래브 구조(42, 44)는 평행하며 너비(g)의 진공 갭(48)에 의해 분리될 수도 있다.
전자원(50)은 진공 갭(48)의 한 말단에 위치한다. 일 구체예에서 전자원(50)은 증착된 전자-방출 그리드(deposited electron-emitting grid)로 덮인 강유전성 크리스털(ferroelectric crystal; FEC)을 포함한다. 리튬-니오베이트(lithium-niobate)와 같은 강유전성 크리스털이 가열되면, 강유전성 크리스털은 자발적으로 극성을 띠며, 센티미터 당 약 메가볼트(megavolts)의 일반적인 방향을 향한 표면 전기장을 유발한다. 이 초전효과(pyroelectric effect)는 상대적으로 (몇 초의 이완 시간(relaxation time)인) 장기의 전기장(long-lived field)을 생성한다.
전자는 전기장 구동 방출(field driven emission)을 통해 또는 다른 구체예에서는 광전자 방출을 통해 덮인 그리드에서 방출될 수 있다. 장기의(long-lived) 초전기 표면 전기장은 일정-전기장 가속 영역(constant-field acceleration region)에 작용하여 전자가 약 28keV의 운동 에너지를 가지는 캐소드 영역(cathode region)을 떠나게 한다.
다른 구체예에서, 갭(48)에서 가속된 전자의 충돌(impact)하여 엑스레이가 방출되는 물질로 형성된 말단 패널(end panel; 52)이 제공된다. 그런 물질에는 텅스텐, 납, 금 등이 포함된다.
도 3에 있어서, 웨이퍼/슬래브 구조 및 가속기의 캐소드 전자원의 개략도가 본 발명의 쌍을 이루고 배열된 유전체 구조로 도시되어 있다. 이 구체예에서, 가속기는 각각 바람직하게 반복 어레이의 슬롯(62)으로 중단된(interruptted) 반사 표면(58, 60)의 적어도 한 층을 가지는 유전성 베이스(54, 56)를 가지는, 한 쌍의 웨이퍼를 가진다. 유전체로 슬롯(62)이 채워질 수 있고 또는 하우징의 진공으로 개방될 수도 있다. 레이저 광(68)은 쌍을 이룬 웨이퍼 구조의 외부 표면을 향한다.
도 3에 도시된 대칭 슬래브 구조는 갭(66)으로 분리된다. 유전체 층(54, 56) 사이의 갭(66)은 균일하고 가변적일 수 있다. 그러나, 슬롯(62) 사이의 공간 및 유전체 층(54, 56)의 폭을 고려하여 일반적으로 결정되는 갭(66)의 형상은 테이퍼 형상이 바람직하다.
갭 공간(g)은 고정된 값을 가지지 않지만, 유전체 두께(t) 및 베이스 유전성 슬래브(54, 56)의 물질 유전상수(ε) (하기 참조)에 관련된다. g 값이 클수록 더 큰 전자 빔 어퍼처(aperture)가 생성되고 경계 효과 없이 빔 입사 및 가속이 용이해진다. 그러나, 근사값의 λ보다 큰 g 값으로 인해 유전성 층 내의 높은 전기장 및 β<0.5의 상당한 전기장 불균일(field nonuniformity)을 초래한다. 그러므로, g = λ가 가장 효과적인 절충안으로, 실질적인 전자 어퍼처를 가지는 허용가능한 전기장(tolerable field)을 초래한다. 구조를 조정하기 위해 갭을 조정하는 것은 또한 실제로 쉬운 방법이다.
두 슬래브 사이의 갭(66) 내의 가속될 전자를 주입할 수 있는 전자원(64)이 제공된다. 가속기(10)의 한 구체예에서 통합 입자 이미터 건(integrated particle emitter gun)이 사용된다. 건(64)의 기능은 구조의 나머지에서 전기장에 의해 잡히고 가속되기에 충분한 강도 및 에너지의 전자 스트림(stream of electrons)을 생성하는 것이다. 2 단계의 가동이 있다: (1) 전자 방출 및 (2) 임계값(β0)까지 가속.
이상적으로, 건(64)의 방출 시간은 구조 주기 시간(채우는 시간(fill time) 및 레이저 펄스 길이)과 잘 일치될 수 있다. 그러나, 실제로, 부적절한 시간(단계)에 방출된 전자는 잡히지 않고 가속되지 않거나, 또는 너무 빨라서 잡히지 않을 것이다. 원칙상, 건은 전계 방출, 광전자 방출 (즉, 광전 효과) 또는 열전자 방출에 의하여 작동할 수 있다.
전형적으로 DC 건에서 가속되는 것처럼, 외부적으로 적용된 전기장을 통해 캐소드(64) 표면에서 필요한 β0까지 전자가 가속될 수 있다. 그러나, 실제로는, 외부 고전압원을 제거하는 것이 낫다. 그런 건은 초전기 크리스털에서 발견된 내부 전기장을 이용하여 생성할 수 있다. 그런 크리스털에서, LiNbO3 및 LiTaO3와 같은 크리스털의 표면에 수십 KV의 전기장을 생성하는 것이 가능하다. 건은 전기장 생성 크리스털의 온도를 순환하기 위하여 사용되는 적당한 히터, 및 도 6에 상세히 도시된 것처럼 전자를 생성하는 제2 크리스털 또는 전계 이미터로 이루어져 있다.
슬래브 또는 웨이퍼 구조(54, 56)의 상세한 일 구체예를 도 4A 및 도 4B에 일 유형의 슬래브의 일반적인 구조를 설명하기 위하여 개략적으로 도시한다. 도 4에 도시된 구조는 한 가지 가능한 다수 층 구체예를 보여주기 위함으로 일정한 비율로 도시되지 않는다. 가속기는 면당(per side) 약 1㎜ 이하의 마이크로 스케일 치수를 가져서 이온화 방사선의 스트림이 치료상의 강도를 가지고 근원(origin)에 집중되고 분산되어도 카테터에 의해 신체 위치로 전달될 수 있다. 슬래브 구조의 치수는 제조 효율성과 물질 제한을 고려할 뿐만 아니라 원하는 특성의 전자빔을 생성하도록 선정될 수 있다.
전체 슬래브 치수(길이(L) 및 너비(W))는 중요한 매개변수가 아니며 단지 가속을 방해하는 모서리 효과(edge effects)를 막기에 충분히 크기만 하면 된다. 선택을 잘못하면 가속기의 성능이 떨어지지만 작동을 막는 것은 아니다.
전체 길이(L): 최적은 np이며, 여기서 n은 주기의 수로서, 전형적으로 약 1000이다. 주기의 수(n)은 전기장 구배(field gradient) 및 원하는 출력 에너지에 의해 보통 설정되며 p는 슬롯 사이 공간이다.
전체 너비(W): 전자 방출 영역(즉, 전자건)보다 커야 할 뿐만 아니라, 전기 장에 영향을 주는 다른 치수보다 더 커야 한다. 만약 W>>g 이면, 이 조건을 만족한다. 그러므로 W는 약 10 내지 약 1000 마이크로미터일 것이다.
도 4A에 유전성 물질로 가득 채워진 슬롯을 가지는 슬래브 구조의 측면도가 도시되어 있다. 이 유전성 물질은 베이스 슬래브 유전체와 동일한 물질로 구성될 수 있다. 또는, 슬롯 유전체는 슬래브 유전체와 다른 유전체일 수 있다. 게다가, 슬롯 유전성 구조가 제거되고 일 구체예에서 개시된 것처럼 진공으로 개방될 수 있다.
각 슬래브는 두께(t)를 가지는 베이스 유전체(74)를 가진다. 많은 다른 유형의 유전성 물질이 이 장치의 슬래브를 위해 이용될 수도 있다. 물질은 물질의 작동 파장에서의 전송률(transmission) 및 소위 손실 탄젠트(loss tangent)를 포함하는 파장에서의 복합 굴절률 (유전 상수); 박막인 물질의 증착 및 결정화 성질뿐만 아니라 파괴 전압(breakdown voltage)을 고려하여 선택한다. 이상적인 물질은, 작동 파장에서, 높은 전송률(transmission) (>0.9), 높은 굴절률 (>1.5), 낮은 손실 탄전트, 높은 파괴전압(>100MV)을 가지며, 에픽텔셜 또는 싱글 크리스털 필름으로 형성될 수 있다.
바람직한 제조 과정 및 적당한 물질의 선택은 마이크로칩(microchip) 및 마이크로구조(microstructure; MEMS) 제조와 유사하다. 실리콘은 슬래브에 있어 많은 장점을 가지지만, 약 1.2㎛ 이하의 파장에서 불투명하다. 실리콘 카바이드(SiC)는 바람직한 800-1064nm 밴드에서의 전송(transmission); 우수한 파괴전압; 및 (높은 평균 전력을 취급하기 위한) 우수한 열 특성을 가지지만; 일반적으로 제작의 용이 함과 질 부피 물질(quality bulk materials)의 가용성의 점에서 실리콘보다 열등하다. 용융 실리카, 석영 및 사파이어와 같은 유리는 우수한 부피 및 표면 질을 제공하고 허용가능한 파괴 전압을 가지나, 낮은 굴절률을 가져서 저효율 구조를 생성할 수도 있다. 마지막으로, 다이아몬드는 이상적인 슬래브 물질이지만, 고가이며 생성하기 위해 한 덩어리로 만들기 어렵다.
유전 상수 ε: 베이스(74)의 유전 상수는 갭을 형성하는 슬래브의 내부를 일렬로 세우기 위하여 선택되고 이용되는 물질로 결정된다. 구조의 유전체 안에서 더 작은 전기장이 구속되기 때문에, ε 값이 크면 더 효과적인 구조를 만들 수 있다.그러나, 실제로, 가능한 마이크로제조(micromanufacturing) 물질을 위한 ε 값의 범위는 넓지 않고, 대부분 물질은 2 내지 4이며; 실리콘 카바이드(ε=6.8)가 그중 가장 실제적으로 선택할 수 있다.
유전체 두께 t: 일단 갭 공간(g) 및 물질의 유전 상수(ε)가 결정되면, 다음의 식을 통해, 베이스 유전체(74)의 두께(t)가 바람직하게 고정된다:
Figure 112009060099715-PCT00001
여기서 ω는 레이저 각 주파수이며, γ은 전자 상대론적인 요소(1-β2)-1/2이다: 그러나, 이 식은 커플링 슬롯 섭동(perturbation) 없는 무한하게 넓은 구조에서만 정확해서, t는 물리적인 커플링으로 구조에 시뮬레이션(simulation)을 통해 정정할 필요가 있을 수도 있다. 게다가, t는 또한 β가 증가함에 따라 변할 것이다.
슬롯 폭 w: 도 4A와 도 4B에 도시된 슬롯(72)의 폭은 분석적으로 산출될 필요가 없다. 그러나, 구조 내의 상당한 전기장 감금(field confinement)을 위해 w<<p일 필요가 있다. 슬롯(62)은 구조에 결합하도록 레이저 전압(68)을 허용하며 또한 도 3에서 설명되는 것과 같이 슬래브 구조 사이의 갭(66) 내의 그들의 근접부에 가속 전기장을 (공명 주파수뿐만 아니라) 교란한다.
슬롯(72)이 넓을수록 더 잘 연결되지만(레이저 에너지의 효율적 사용) 섭동이 더 많다(더 낮은 형태 순수성). 그러므로, 최적의 슬롯(72) 폭의 선택은 타협이다. 슬롯 치수는 또한 제조용이성의 한계에 의해 구속될 수도 있다. 시뮬레이션은 약 λ/10의 넓은 최적 조건을 보여주었다. 800nm 디자인을 위해, 예를 들면, 약 50 nm 타협값이 선택될 수도 있지만, 10nm 내지 100nm의 가치 또한 기능적으로 나타난다.
슬롯 깊이 d: 슬롯(72)의 깊이(d)의 이론적인 최적값은 이상적인 임피던스 매치를 형성하는 값이다. 예를 들면, 도파관 커플러에 있어, 정확하게 1/4의 파장의 길이는 중공 전기장을 교란하지 않을 것이다. 이 문단에서는, 이상적인 슬롯 깊이(d)는 다음과 같이 평가될 수 있다:
Figure 112009060099715-PCT00002
여기서, λg는 적합한 자유-공간(free-space)의 레이저 파장이다. (슬롯은 진공 또는 유전체로 채워질 것이고, 후자의 경우에 슬롯 내의 전기장 진폭을 감소시킬 것이다. 어떤 경우든지, 값 λg은 물질의 레이저 파장이다.) d가 이상적인 경우에, 구조 전기장에는 섭동이 없다. 그러나, 큰 종횡비(aspect ratios) 같이 제조상의 우려 때문에 일부 응용부분에서 이상적인 슬롯을 사용하는 것은 그리 매력적이지 않다. 시뮬레이션을 통해 진공 갭(g)이 상승하는 작은 디튜닝(detuning)을 보상하기 위해 약간 조정될 수 있다면 산출된 이상값보다 훨씬 더 작은 값의 d가 잘 작동한다는 것을 알 수 있다. 800nm 디자인을 위해, 예를 들면, 80nm의 슬롯 깊이는 슬롯 종횡비가 1:4에서(즉 50nm:200nm)에서 1:2 이하로 감소하고, 제조 구속을 용이하게 하는 반면, 시뮬레이션에서 허용가능한 전기장 불균일을 생성한다(5% 이하).
슬롯(72)에 의해 경계지어지고, 슬롯 깊이(d)와 동일한 두께를 가지는 도 4A에 도시된 베이스 유전체(74)는 다수의 굴절률이 높은 물질 층(76) 및 낮은 물질 층(78)이 교대로 나타나 있다. 교대층(76, 78)의 두께는 바람직하게 약 50nm 내지 약 300nm이다. 층수는 변화할 수 있고 원하는 특성을 제공하기 위하여 제조의 질에 의해 일차적으로 결정된다. 전형적으로, 9개 이상의 굴절률이 높은 물질층(76) 및 굴절률이 낮은 물질층(78)이 이용되며, 슬래브의 베이스 유전체(74)에 배치된다. 브래그(Bragg) 구조의 질은 일차적으로 장치의 효율성에 영향을 미치지만, 중요 관심사는 아니다. 게다가, 추가적인 레이저 전력은 구조 히팅을 과도하게 하는 지점 까지 사용될 수 있다.
기판에 교대하는 박판 또는 물질층을 생성하는 제조방법은 기술분야에서 이미 개발되었다. 예를 들면, (이 모든 유전체 장치에서 필요로 하는) 브래그(Bragg) 유형 반사체 스택은 광범위의 굴절률이 높은 물질 및 굴절률이 낮은 물질로 상업적으로 생산되었다. 나노-레이저에서 사용되는 한가지 상용의 "샌드위치(sandwich)"는 InGaAsP 스택이다. 대량(bulk) 광학에서는, 산화물 및 불화물 필름이 상용된다(예를 들면, MgF2). 수직 공동 표면 방출 레이저(vertical cavity surface emitting laser : VCSEL) 및 물질의 박막의 가공된 층을 이용하는 다른 포토닉밴드갭(Photonic Bandgap : PBG) 구조를 생성하기 위해 개발된 기술은 본 발명의 슬래브 구조를 제조하는데 또한 사용될 수 있다.
도 4B의 평면도에서 볼 수 있는 것처럼, 슬롯(72) 사이의 반사 표면(70)의 공간(ρ)은 일반화된 전자 각속도(β)로 곱한 자유공간 레이저 파장(λ)의 값, 즉 ρ=βλ으로 조정된다. 특정한 레이저 및 구조의 예상된 전자 각속도의 선택은 ρ 값을 결정하고, 이는 초기에는 급속히 증가하다가 전자가 가속됨에 따라 서서히 구조의 말단을 향한다.
그러므로, 근본적으로 어떤 레이저 주파수를 선택할 수 있고 레이저의 상업 가용성에 의해 일차적으로 선택될 것이다. 일반적으로 파장 λ = 800nm, 1064nm, 1550nm 및 10㎛을 가지는 레이저가 선택된다. 선택된 레이저는 필요한 펄스 반복 비율을 견딜 수 있어야 하며 슬래브 물질 및 기질의 광학 성질(예를 들면, 손실)은 그 주파수에 적당해야 한다.
슬래브 구조의 모든 지점에서의 값 β는 전자의 입사 에너지 및 축선에서의 전기장 강도의 조건을 찾을 수 있다. 축선에서의 전기장 강도는 일반적으로 전자의 단위 길이당 (거의 일정한) 에너지 획득을 설정한다. 계산상으로, 이상적인 공명 궤도는 다음을 가지고 있다:
Figure 112009060099715-PCT00003
여기서 β0은 입사 속도이며, A는 적당한 유닛에서, 단위 길이당 가속도이다. 안정한 입사를 위해, β0 2≥1-1/ε이다. 따라서, 주기수는 원하는 출력 에너지 및 A 값에 의해 결정된다. 구배 A는 입사 레이저의 전기장 강도에 비례하며, 반사체 및 유전성 기판의 전기 파괴 임계값에 의해 일차적으로 제한된다. 이 제한은 일반적으로 잘 특징화되지만, 이 구조에서 단펄스(1 피코초 이하)에 있어 이상적으로 실험적으로 결정되고, 그러나 적어도 1GV/m으로 믿어진다.
도 5는 도 3의 평면도에서 도시된 슬래브 구조(54, 56)의 다른 구체예를 도시한다. 도 5에 도시된 슬래브 구조는 반복 슬롯(84)을 가진 상부 표면(80)을 가진다. 하부 유전층을 따라 가속된 전자의 궤도(82)는 참조로 도시된다. 이 구체예에서, 도 3의 방향대로 (x) 방향에서 횡단 킥(transverse kick)이 번갈아 있는 반면 작은 (y) 방향으로 포커싱(focusing)이 유지되는 기울어진 구조(canted structure) 를 이용하여 수백 주기에 걸쳐 전자가 안정하게 가속된다. 디포커싱 킥(defocusing kick, Fx)에 반대되는 0이 아닌 횡단 속도를 이용하여, 커플링 슬롯(84)은 작고, 바람직하게 직각에서 β-의존하는 각만큼 회전한다. 슬롯(84)은 슬래브 구조의 길이에 따라 번갈아 나타난다. 몇 구조 주기 후에, 전자가 중심선을 교차할 때, 도 7B에서 설명된 대로 반대 사인으로 슬롯 각이 변화한다.
도 3의 통합 전자원(64)의 일 구체예가 도 6에 도시된다. 전자는 전계 방출에 의해 생성되고 약 25keV 이상으로 직류개념 전기장(quasi-DC electric field)에서 가속된다. 도 6에서 개념적으로 도시된 캐소드 디자인은 리튬-니오베이트(lithium-niobate) (LiNbO3) 또는 LiTaO3과 같은, 강유전성 크리스털 베이스(88)에 배치된, 흑연 바늘의 어레이 등과 같은, 작은 전계 방출 영역(86)을 가진다. 강유전성 크리스털(FEC)은 전형적으로 초전기(pyroelectric) 성질을 가져서 가열 또는 냉각될 때 FEC은 크리스털 표면에 일시 편극(temporary polarization)을 생성한다. 생성된 임시 편극 전하는 물질의 온도 증가 및 물질의 초전기 상수(pyroelectric coefficient of the material)에 비례하는 것으로 보인다. 편극 전하는 물질의 대량 유도(bulk conduction)에 의해 결국 중성화된다. 그러나, 그 과정에는 일반적으로 수초의 기간인 중성화 시간을 가진다.
86에서 방출되고 표면 전기장에서 가속된 전자에서 얻은 총 에너지는 강유전성 크리스털(88)의 크기 및 특성에 의존적이다. 예를 들면, 원형 리튬-니오베이트(lithium-niobate) FEC의 반경은 바람직하게 0.5mm이다.
그러므로, 도 6에 도시된 구체예에서, 캐소드 작동은 2단계 과정이다. 첫째로, 캐소드가 준정적 DC 전기장(quasi static DC field)을 제공하기 위해 히터(90)로 가열된다. 그 후 이미터(86)의 끝에서 전계 방출을 통해서 캐소드가 전자를 생성한다. 전자는 슬래브 사이의 갭(66)으로 주입되고 가속된다. 정상적으로, 캐소드(64)와 가속도 구조 사이의 일 밀리미터 이하의 갭이 트랩핑(trapping) 및 가속을 위한 갭으로 충분히 높은 에너지에서 전자의 주입을 허용할 것이다.
본 발명은 동반된 실시예을 참조하여 이해될 것이며, 실시예는 단지 설명하기 위한 것으로 본 명세서에 추가된 청구항에서 정의된 발명의 범위를 제한하는 것으로 해석되어서는 안 된다.
실시예 1
마이크로눈금 입자 가속기(microscale particle accelerator)의 기능을 설명하기 위하여, 1-2MeV의 에너지에서 전자빔을 생성하고 가속할 수 있는 모든 치수에서 1㎜ 이하를 측정하는 공명 레이저 전력 구조를 측정하였다. 가속기 구조는 좁은 진공 갭에 의해 분리되고 반사층 또는 반사층들에 의해 상부 및 하부가 경계된 한 쌍의 평행한 유전성 슬래브를 가진다. 슬래브의 전체 길이는 1mm이며 슬래브는 약 1600 구조 주기를 가진다. 반사체의 반복 슬롯은 방사선 결합을 위한 수단을 갭에 제공하고 구조 전기장에 경도 주기(longitudinal periodicity)를 실시하기 위하여 이용되었다. 구조가 레이저 주파수에서 공명되어서 전기장 패턴(field pattern)이 위상 속도(phase velocity) (c)로 경도 정상파(longitudinal standing wave)에 의 해 지배되도록 구조의 치수(진공 갭과 유전체 두께)가 선택되었다. 가속된 전기장은 입사 레이저 전기장보다 4 내지 10배 더 큰 것으로 나타났다.
구조 치수가 빔 속도에 따라 변하기 때문에, 갭은 증가된 빔 에너지에 따라 가늘어졌다. 갭의 테이퍼 상부는 a=0.05㎛ 내지 0.1㎛이며 도 3에서 도시된 것처럼 갭의 상부는 b=0.27㎛ 내지 0.31㎛이다. 2π/kz의 주기를 가지는 커플링 슬롯에 의해 z 방향으로 구조가 조절되며 슬롯 공간이 테이퍼 형상이며 βλ와 동일하며, 여기서 λ는 자유공간 레이저 파장이다.
(x) 방향에서 횡단 킥이 번갈아 있는 반면 (y) 방향에서 포커싱을 유지하는 기울어진 커플링 슬롯 구조를 이용한 수백 주지를 걸친 안정한 가속을 허용하는 한 시도가 측정되었다.
분석적인 전기장을 통해 단일 입자 트래킹(single particle tracking)을 이용하여 구조를 평가하였다. 도 7A에 도시된 것처럼, 구조를 다른 입자 에너지는 GW 클래스 레이저에서 갭 내에서 3.5GV/m 전기장 강도를 나타낸다. 1mm의 이동에 걸쳐 도달된 1MeV의 출력 에너지로 축에서 입자를 위한 에너지 취득이 무난한 것으로 보일 수 있다.
구조의 첫 20주기의 x 값 및 y 값을 도시하는 기울어진-슬롯 구조를 이용한 포커싱이 7B에 도시된다. 구조는 y 방향 (파선)에서 포커싱하고 x (실선)에서 디포커싱이 번갈아 나타난다.
그러므로, 전자 빔 또는 엑스레이를 생성할 수 있는 마이크로스케일 상대론적 슬래브-대칭 유전성 기반 전자 가속기가 제공된다. 장치의 크기는 신체에 접근 할 수 없는 위치에 카테터 시스템에의 적용을 허용하며, 예를 들면, 단순한 디자인은 종래의 마이크로제조 기술에서의 구성을 허용한다
상기 명세서가 많은 세부사항을 포함하더라도, 이들은 발명의 범위를 제한하는 것으로 해석되어서는 안되며 본 발명의 바람직한 실시예의 일부는 설명을 위해 제공되는 것으로 해석된다. 그러므로, 본 발명의 범위는 당업자에게 자명한 다른 실시예를 전부 포함하는 것이며, 첨부된 청구항 이외에 다른 것에 의해 본 발명의 범위가 제한되지 않으며, 단일의 요소로 설명되는 것은 "하나 및 오직 하나"를 의미하는 것이 아니며, 오히려 "하나 이상"을 의미하는 것이다. 당업자에게 공지된 상술된 실시예의 요소에 모든 구조적, 화학적 및 기능적 동등안은 표현적으로 참조로서 여기에 통합되며 본 청구범위에 의해 포함되는 것이다. 게다가, 장치 또는 방법이 본 발명에 의해 해결될 모든 문제를 언급할, 또한 본 청구범위에 포함될 필요가 없다. 게다가 요소, 구성 또는 방법 단계가 청구범위에 명확하게 인용되었는지 상관없이 본 명세서에 개시된 모든 요소, 구성 또는 방법 단계가 공중에 헌정된다.요소가 어구 "를 위한 단계"를 이용하여 명확하게 인용되지 않는 한, 35 U.S.C. 1 12의 여섯 번째 절의 조항 하에서 해석될 것이다.

Claims (25)

  1. 전자원(electron source);
    다수의 슬롯 및 활성 표면을 포함하는 반사표면을 가지는 제1 유전성 슬래브(first dielectric slab);
    다수의 슬롯 및 활성 표면을 포함하는 반사표면을 가지는 제2 유전성 슬래브(second dielectric slab); 및
    상기 제1 및 제2 유전성 슬래브의 상기 반사표면에 광이 향하도록 구성된 광학 방사선원;을 포함하며,
    상기 제2 유전성 슬래브의 상기 활성 표면은 상기 제1 유전성 슬래브의 상기 활성 표면과 반대이고, 상기 두 활성 표면 사이에 갭이 형성되며,
    상기 전자원에서 방출된 전자가 상기 제1 및 제2 유전성 슬래브의 상기 활성 표면 사이의 상기 갭 안에서 가속되는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  2. 제1항에 있어서.
    상기 제1 및 상기 제2 유전성 슬래브의 단계적으로 배열된 상기 반사표면은 굴절률이 높은 유전성 물질 및 굴절률이 낮은 유전성 물질이 교대로 반복하는 다수의 층을 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 제1 및 상기 제2 유전성 슬래브의 단계적으로 배열된 상기 반사표면은 금속 반사체를 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 플랫폼은 가속된 전자의 스트림을 포커싱하는 수단을 더 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  5. 제3항에 있어서,
    상기 가속된 전자의 스트림을 포커싱하는 수단은 상기 제1 및 상기 제2 유전성 슬래브의 단계적으로 배열된 상기 반사표면에 교대 반복하는 일련의 기울어진 슬롯을 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 제1 및 상기 제2 유전성 슬래브의 활성 표면은 상기 슬래브 사이의 갭이 테이퍼 형상을 이루도록 방향을 이루는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 플랫폼은 전자의 스트림에서 엑스레이로 전환하는 수단을 더 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  8. 전자원(electron source);
    다수의 슬롯 및 활성 표면을 포함하는 반사표면을 가지는 제1 유전성 슬래브(first dielectric slab);
    반사표면 및 활성 표면을 가지는 제2 유전성 슬래브(second dielectric slab); 및
    상기 제1 및 제2 유전성 슬래브의 상기 반사표면에 광이 향하도록 구성된 광학 방사선원;을 포함하며,
    상기 제2 유전성 슬래브의 상기 활성 표면은 상기 제1 유전성 슬래브의 상기 활성 표면과 반대이고, 상기 두 활성 표면 사이에 갭이 형성되며,
    상기 전자원에서 방출된 전자가 상기 제1 및 제2 유전성 슬래브의 상기 활성 표면 사이의 상기 갭 안에서 가속되는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 제1 유전성 슬래브의 단계적으로 배열된 상기 반사표면은 굴절률이 높은 유전성 물질 및 굴절률이 낮은 유전성 물질이 교대로 반복하는 다수의 층을 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  10. 제8항에 있어서,
    상기 제1 및 상기 제2 유전성 슬래브의 단계적으로 배열된 상기 반사표면은 금속 반사체를 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  11. 제8항에 있어서,
    상기 플랫폼은 가속된 전자의 스트림을 포커싱하는 수단을 더 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 가속된 전자의 스트림을 포커싱하는 수단은 상기 제1 유전성 슬래브의 상기 반사표면에 교대 반복하는 일련의 기울어진 슬롯을 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  13. 제8항에 있어서,
    상기 제1 및 상기 제2 유전성 슬래브의 활성 표면은 상기 슬래브 사이의 갭이 테이퍼 형상을 이루도록 방향을 이루는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  14. 제8항에 있어서,
    상기 플랫폼은 전자의 스트림에서 엑스레이로 전환하는 수단을 더 포함하는, 마이크로-가속기 플랫폼.
  15. 중공의 하우징(evacuated housing); 및
    상기 중공의 하우징 안에 배치된 마이크로-가속기 플랫폼 어셈블리;를 포함 하는 방사선원으로서,
    상기 플랫폼 어셈블리는
    각각 진공 갭의 반대쪽에 다수의 반복 슬롯을 포함하는, 반사층을 가지는, 상기 진공 갭에 의해 분리된 한 쌍의 유전성 슬래브(dielectric slab);
    상기 진공 갭 내로 전자를 방출하도록 구성된 전자원; 및
    상기 유전성 슬래브의 상기 반사층에 빔의 방향을 향하도록 구성된 광학원;을 포함하며,
    상기 전자원으로부터의 전자가 가속되는, 방사선원.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 방사선원은 신체 내의 위치로 상기 신체 내의 마이크로-가속기 플랫폼 어셈블리를 전달하도록 구성된 혈관 접근 시스템(vascular access system)을 더 포함하는, 방사선원.
  17. 제16항에 있어서,
    상기 혈관 접근 시스템(vascular access system)은 플랙시블한 광섬유 칸테터(flexible fiber optic catheter)를 포함하는, 방사선원.
  18. 제15항에 있어서,
    상기 제1 및 상기 제2 유전성 슬래브의 상기 배열된 반사표면은 굴절률이 높 은 유전성 물질 및 굴절률이 낮은 유전성 물질이 교대로 반복하는 다수의 층을 포함하는, 방사선원.
  19. 제15항에 있어서,
    상기 광은 거울에 의해 상기 유전성 슬랩의 상기 배열된 반사 표면에 수직으로 방향을 이루는, 방사선원.
  20. 제15항에 있어서,
    상기 광은 광섬유 케이블에 의해 상기 유전성 슬랩의 상기 배열된 반사 표면에 수직으로 방향을 이루는, 방사선원.
  21. 제15항에 있어서,
    상기 방사선원은 전자의 스트림을 엑스레이로 전환하는 수단을 더 포함하는, 방사선원.
  22. 제21항에 있어서,
    상기 전자의 스트림을 전환하는 수단은 납 플레이트를 포함하는, 방사선원.
  23. 제15항에 있어서,
    상기 전자원은
    강유전성 크리스털 베이스;
    상기 강유전성 크리스털 베이스에 연결된 이미터 어레이; 및
    가열 요소를 더 포함하는, 방사선원.
  24. 제23항에 있어서,
    상기 이미터 어레이는 흑연 바늘을 포함하는, 방사선원.
  25. 제23항에 있어서,
    상기 강유전성 크리스털 베이스는 리튬 니오베이트를 포함하는, 방사선원.
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Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9214782B2 (en) * 2012-09-11 2015-12-15 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Dielectric laser electron accelerators
WO2014065284A1 (ja) * 2012-10-23 2014-05-01 株式会社Ｂｓｒ 電位差発生方法及びその装置
US20140146947A1 (en) * 2012-11-28 2014-05-29 Vanderbilt University Channeling x-rays
US9646729B2 (en) * 2013-01-18 2017-05-09 Westinghouse Electric Company Llc Laser sintering systems and methods for remote manufacture of high density pellets containing highly radioactive elements
JP6426155B2 (ja) 2013-05-17 2018-11-21 スチュアート，マーティン，エー． ダイヤモンドまたはダイヤモンド様炭素を利用する誘電体壁加速器
EP3031066B1 (en) * 2013-08-11 2018-10-17 Ariel-University Research and Development Company Ltd. Ferroelectric emitter for electron beam emission and radiation generation
DE102015116788B3 (de) * 2015-10-02 2016-12-01 Ceos Corrected Electron Optical Systems Gmbh Verfahren und Vorrichtungen zur Modulation eines Strahls elektrisch geladener Teilchen sowie Anwendungsbeispiele für die praktische Anwendung solcher Vorrichtungen
IL243367B (en) * 2015-12-27 2020-11-30 Ariel Scient Innovations Ltd A method and device for generating an electron beam and creating radiation
CN107201996B (zh) * 2017-06-07 2019-08-27 中国科学技术大学 光致动复合薄膜的制备方法、光致动复合薄膜及光致动器
DE102020119875A1 (de) 2020-07-28 2022-02-03 Technische Universität Darmstadt, Körperschaft des öffentlichen Rechts Vorrichtung und Verfahren zum Führen geladener Teilchen
US20230029210A1 (en) * 2021-07-22 2023-01-26 National Tsing Hua University Dielectric-grating-waveguide free-electron laser

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3840748A (en) * 1973-06-04 1974-10-08 Bendix Corp Electron and x-ray generator
US4309075A (en) * 1979-10-05 1982-01-05 Optical Coating Laboratory, Inc. Multilayer mirror with maximum reflectance
US4446374A (en) * 1982-01-04 1984-05-01 Ivanov Andrei S Electron beam accelerator
US5903590A (en) * 1996-05-20 1999-05-11 Sandia Corporation Vertical-cavity surface-emitting laser device
US6849334B2 (en) * 2001-08-17 2005-02-01 Neophotonics Corporation Optical materials and optical devices
EP0905737B1 (en) * 1997-09-30 2004-04-28 Noritake Co., Ltd. Electron-emitting source
US6195411B1 (en) * 1999-05-13 2001-02-27 Photoelectron Corporation Miniature x-ray source with flexible probe
US20030060813A1 (en) * 2001-09-22 2003-03-27 Loeb Marvin P. Devices and methods for safely shrinking tissues surrounding a duct, hollow organ or body cavity
JP4279565B2 (ja) * 2003-01-28 2009-06-17 財団法人レーザー技術総合研究所 細長型ｘ線照射具
WO2004073501A2 (en) * 2003-02-20 2004-09-02 Gutin Mikhail Optical coherence tomography with 3d coherence scanning
US20050205206A1 (en) * 2004-03-19 2005-09-22 Robert Lembersky Apparatus for materials processing by stimulated light emission and method of its utilization
US7277526B2 (en) * 2004-04-09 2007-10-02 Lyncean Technologies, Inc. Apparatus, system, and method for high flux, compact compton x-ray source
JP4606839B2 (ja) * 2004-10-25 2011-01-05 浜松ホトニクス株式会社 電子流供給装置及び供給方法

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