Brevet FR2728472A1 — publié le 19960628

APPAREIL DE RADIOTHERAPIE UTILISANT UN au ACCELERATEUR LINEAIRE D'ELECTRONS A TRES HAUTE FREQUENCE ET DES MOYENS DE PROTECTION HORS CHAMP UTILE DESCRIPTION DOMAINE TECHNIQUE La présente invention concerne un appareil de radiothérapie utilisant un accélérateur linéaire d'électrons et des moyens de protection hors champ utile. Il s'agit de moyens de protection des utilisateurs (dont le patient) de l'appareil vis-à-vis des rayons X, qui atténuent ces rayons (en dehors du faisceau correspondant au champ utile de traitement du patient). La présente invention s'applique notamment au traitement de tumeurs. ETAT DE LA TECHNIQUE ANTERIEURE On connaît déjà des appareils comprenant - une source de rayons X qui est montée sur un support capable de tourner autour d'un patient à traiter par radiothérapie, et - des moyens de protection des utilisateurs de l'appareil vis-à-vis des rayons X. On connaît en particulier un tel appareil de radiothérapie muni de moyens d'examen du patient par tomographie, grâce au document suivant auquel on se reportera (1) T. Rock Mackie et al., "Tomotherapy : A new concept for the delivery of dynamic conformal radiotherapy", Med. Phys. 20(6), Nov/Dec 1993. Dans cet appareil, les moyens de tomographie sont montés sur le support tournant et la source de rayons X comprend - un accélérateur linéaire d'électrons et - des moyens de production d'un faisceau de rayons X à partir du faisceau d'électrons fourni par l'accélérateur. Tous ces appareils connus de radiothérapie présentent des inconvénients de poids et d'encombrement. Ces inconvénients résultent - d'une part, de la nécessité de faire tourner autour du patient la source de rayons X, et, dans le cas de l'appareil décrit dans le document (1), des moyens d'examen par tomographie du patient et - d'autre part, de la lourdeur des moyens de protection des utilisateurs vis-à-vis des rayons X (hors champ utile) EXPOSE DE L'INVENTION La présente invention a pour but de remédier aux inconvénients précédents. Elle a a pour objet un appareil de radiothérapie comprenant - un accélérateur linéaire d'électrons apte à fournir un faisceau d'électrons et comprenant une source d'électrons, une structure accélératrice linéaire apte à accélérer, grâce à de l'énergie fournie par des micro-ondes, les électrons émis par la source, et des moyens d'alimentation de la structure accélératrice en micro-ondes, - une cible prévue pour recevoir le faisceau d'électrons fourni par l'accélérateur et pour produire un faisceau de rayons X à partir de ce faisceau d'électrons, - des moyens de collimation de ce faisceau de rayons X, - un support tournant sur lequel sont montés l'accélérateur, les moyens de production du faisceau de rayons X et les moyens de collimation, et - des moyens de protection des utilisateurs de l'appareil vis-à-vis des rayons X, cet appareil étant caractérisé en ce que la fréquence des micro-ondes est supérieure à 3 GHz et en ce que les moyens de protection vis-à-vis des rayons X comprennent un élément qui est apte à atténuer les rayons X et dans lequel se trouvent la cible et au moins l'extrémité de la structure accélératrice, extrémité par où sort le faisceau d'électrons. Le choix d'une telle fréquence supérieure à 3 GHz permet d'utiliser une source d'électrons accélérés de volume actif très faible. Le choix de la fréquence permet, pour une énergie donnée des électrons et une longueur donnée de la structure accélératrice - d'abaisser la puissance des moyens d'alimentation de cette structure accélératrice en micro-ondes, - d'utiliser des moyens d'alimentation plus légers et moins encombrants et - de transmettre aisément la puissance électrique requise depuis un générateur fixe jusqu'aux moyens d'alimentation de la structure qui sont montés sur le support tournant, par exemple à l'aide de contacts électriques glissants. De plus, le fait de placer l'extrémité de la structure accélératrice dans les moyens de protection vis-à-vis des rayons X conduit à un raccourcissement de la longueur de l'accélérateur en dehors de ces moyens de protection. Dans l'appareil objet de l'invention, l'extrémité de la structure accélératrice et la cible sont ainsi intimement combinées dans le blindage requis (hors champ utile). De préférence, dans la présente invention, la fréquence des micro-ondes appartient à la bande X qui va d'environ 9 GHz à environ 12 GHz. Selon un mode de réalisation préféré de l'appareil objet de l'invention, permettant de réduire davantage le poids et l'encombrement de cet appareil, l'axe de la structure accélératrice linéaire est perpendiculaire à l'axe de rotation du support tournant et rencontre cet axe de rotation. On obtient ainsi un appareil dans lequel les pertes de rayons X sont réduites et qui est plus léger et moins encombrant que les appareils connus de radiothérapie qui utilisent des moyens de déflexion magnétique du faisceau d'électrons pour envoyer celui-ci depuis la structure accélératrice jusqu'à une cible produisant les rayons X. Selon un mode de réalisation préféré de l'appareil objet de l'invention, pour que cet appareil soit encore plus léger et plus compact, la structure accélératrice linéaire comprend un ensemble de cavité résonnantes actives et de cavités résonnantes de couplage qui sont toutes coaxiales, l'axe commun à ces cavités formant l'axe de la structure accélératrice. On notera la réduction résultante des dimensions transversales de la structure accélératrice par rapport au cas où les cavités de couplage ne sont pas situées sur l'axe des cavités actives. Selon un premier mode de réalisation particulier de l'appareil objet de l'invention, ledit élément faisant partie des moyens de protection inclut la cible, est métallique et comprend, d'un côté, un premier trou dont l'axe coïncide avec l'axe de la structure accélératrice, l'extrémité de cette structure accélératrice étant logée dans ce premier trou et la cible étant formée par le fond de ce premier trou, et de l'autre côté, un deuxième trou dont l'axe coïncide avec celui du premier trou, qui va en s'élargissant vers l'extérieur de l'élément et dont le fond est au voisinage de celui du premier trou. Selon un deuxième mode de réalisation particulier, ledit élément est métallique mais n'inclut pas la cible et comprend, d'un côté, un premier trou dont l'axe coïncide avec l'axe de la structure accélératrice, l'extrémité de cette structure accélératrice étant logée dans ce premier trou et la cible se trouvant dans cette extrémité, et de l'autre côté, un deuxième trou dont l'axe coïncide avec celui du premier trou, qui va en s'élargissant vers l'extérieur de l'élément et dont le fond communique avec celui du premier trou. Dans ce cas, la structure accélératrice comprend de préférence au moins une canalisation qui est placée à proximité de la cible et destinée à la circulation d'un fluide de refroidissement de cette cible. La cible peut être placée dans cette canalisation. Dans le cas d'un faisceau d'électrons de forte puissance, il est préférable de placer la cible dans le vide, à l'extrémité de la structure accélératrice où arrive le faisceau d'électrons. Notamment avec les deux modes de réalisation particuliers ci-dessus, on dispose d'un moyen d'atténuation des rayons X produits par la cible, à proximité immédiate de cette cible, d'où une réduction importante de poids et d'encombrement par rapport aux appareils connus dans lesquels ce moyen d'atténuation est relativement éloigné de la cible productrice des rayons X. L'élément peut comprendre un premier blindage à base de tungstène, qui entoure le fond du premier trou. L'élément peut comprendre en outre un deuxième blindage en plomb, qui entoure le premier blindage. De préférence, les moyens de protection vis-à-vis des rayons X comprennent aussi des moyens d'atténuation des rayons X du faisceau de traitement (ou faisceau de thérapie), qui sont montés sur le support tournant, à l'opposé des moyens de collimation par rapport à l'axe de rotation de ce support tournant. L'appareil objet de l'invention peut comprendre en outre, comme l'appareil décrit dans le document (1), des moyens d'examen, par tomographie, du patient destiné à recevoir le faisceau de rayons X, ces moyens d'examen étant montés sur le support tournant. On peut aussi utiliser, au lieu de moyens d'examen par tomographie, des moyens d'examen par imagerie tridimensionnelle du type morphomètre. A ce sujet, on se reportera au document suivant (2) D. Saint-Félix et al., "Three dimensional X-ray angiography : first in vivo results with a new system", SPIE vol.1897 Image capture, Formatting and Display (1993), p.90 à 98 Dans une réalisation particulière de l'invention correspondant au premier mode de réalisation particulier mentionné plus haut, une partie dudit élément, qui contient la cible, est mobile en regard de l'extrémité de la structure accélératrice et les moyens d'examen comprennent une source de rayons X qui est rendue rigidement solidaire de la partie mobile et dont la zone émettrice de rayons X est apte à se substituer à la cible lors du déplacement de cette partie, à des fins de diagnostic. La présente invention permet d'obtenir un appareil cinq à dix fois plus compact et plus léger que ceux de l'art antérieur. BREVE DESCRIPTION DES DESSINS L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description d'exemples de réalisation donnés ciaprès, à titre purement indicatif et nullement limitatif, en faisant référence aux dessins annexés sur lesquels la figure 1 est une vue en coupe transversale schématique d'un appareil de radiothérapie conforme à la présente invention, la figure 2 est une vue en coupe longitudinale schématique de l'accélérateur linéaire que comprend l'appareil de la figure 1, la figure 3 est une vue schématique de l'extrémité de l'accélérateur de la figure 2, cette extrémité étant placée en regard d'une cible productrice de rayons X, les figures 4 et 5 sont des vues schématiques de variantes de réalisation de la combinaison accélérateur-cible représentée sur les figures 2 et 3, la figure 6 illustre schématiquement et partiellement un appareil conforme à l'invention, dans lequel on peut substituer une source de rayons X, permettant d'établir des diagnostics, à la cible associée à l'accélérateur d'électrons, et la figure 7 est une vue schématique d'une variante de réalisation de la combinaison accélérateur cible, qui est particulièrement applicable au cas où le faisceau d'électrons fourni par l'accélérateur a une forte puissance. EXPOSE DETMLLE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS L'appareil de radiothérapie conforme à la présente invention, qui est schématiquement représenté en coupe transversale sur la figure 1 comprend - un accélérateur linéaire d'électrons 2 apte à fournir un faisceau d'électrons, - une cible 3 destinée à produire un faisceau 4 de rayons X à partir du faisceau d'électrons fourni par l'accélérateur, - un collimateur 6 permettant de collimater ce faisceau de rayons X et ayant une ouverture variable, dans l'exemple représenté (ce collimateur est représenté avec son ouverture maximale sur la figure 1), - un support 8 en forme de couronne qui est destiné à tourner autour du patient 10 que l'on veut traiter au moyen des rayons X, - des moyens 12 de détection du faisceau de rayons X après que ce faisceau a traversé le patient, et - des moyens 14 d'atténuation du faisceau de rayons X, après que celui-ci a été détecté. L'axe de rotation du support 8 porte la référence X sur la figure 1. Ce support 8 est par exemple du type utilisé actuellement en imagerie médicale. Comme on le voit sur les figures 1 à 3, l'accélérateur 2 comprend une structure accélératrice linéaire 16 dont l'axe Y est perpendiculaire à l'axe X et rencontre cet axe X. Cette structure accélératrice 16, par exemple en cuivre, comprend un exemple de cavités résonnantes actives 18 et de cavités résonnantes de couplage 20 qui sont montées en série. Cet ensemble a une symétrie de révolution autour de l'axe Y. Les cavités 18 et 20 sont toutes coaxiales et leur axe commun est l'axe Y. Les moyens 12 de détection du faisceau 4 de rayons X et les moyens 14 d'atténuation du faisceau détecté de rayons X sont montés sur le support 8, à l'opposé de la zone où sont montés l'accélérateur 2, la cible 3 et le collimateur 6, par rapport à l'axe X du support tournant 8. Les moyens d'atténuation 14 sont convenablement dimensionnés pour servir également de contrepoids à l'ensemble accélérateur + atténuateur de rayons X (dont il sera question par la suite) + collimateur qui se trouve en face d'eux. On voit aussi sur la figure 1 une table 22 destinée à supporter le patient 10. Cette table 22 est munie d'une fenêtre (non représentée) qui est transparente aux rayons X. Dans l'exemple représenté sur la figure 1, l'appareil comprend également des moyens 24 d'examen du patient par tomographie ou par imagerie tridimensionnelle de type morphomètre ou de type à résonance magnétique nucléaire (RMN). Ces moyens d'examen 24 sont montés sur le support tournant 8 et comprennent une autre source 26 de rayons X et, à l'opposé de cette source 26 par rapport à l'axe X de rotation du support, des moyens 28 de détection des rayons X émis par cette source 26. Dans le cas de la tomographie (imagerie bidimensionnelle), les moyens de détection 28 comprennent un détecteur unidimensionnel. Dans le cas de l'imagerie tridimensionnelle de type morphomètre ou de type RMN, ces moyens 28 comprennent un détecteur bidimensionnel. L'axe des moyens d'examen 24 (axe du faisceau de rayons X émis par la source 26) porte la référence Z sur la figure 1. Dans l'exemple représenté sur la figure 1, cet axe Z est perpendiculaire aux axes X et Y et rencontre l'axe X au même point que l'axe Y. On peut aussi adopter un angle quelconque entre l'axe Z et l'axe Y. Dans le cas de l'imagerie tridimensionnelle de type morphomètre, cet angle peut même être nul en "superposant" la source 26 et la source constituée par l'accélérateur 2 et la cible associée 3. Ceci sera expliqué de façon plus détaillée dans la description de la figure 6. Mais on indique dès maintenant que, dans ce cas, on n'utilise que les moyens 12 pour détecter l'un et l'autre faisceaux et que les moyens de détection 28 sont supprimés. En revenant au cas représenté sur la figure 1, les moyens de détection 12 permettent de contrôler le faisceau de rayons X qui est engendré par la cible 3 pour voir si ce faisceau (faisceau de thérapie) atteint le patient 10 au bon endroit et avec la bonne dose. Les moyens de détection 28 sont destinés à observer soigneusement la zone du patient que l'on traite, en fournissant une image de haute définition et de haut contraste de cette zone. On voit également sur la figure 1 des moyens 30 de commande de l'appareil et de traitement des signaux fournis par les moyens de détection 12 et 28. Ces moyens de traitement 30 comprennent - des moyens 32 de commande de l'accélérateur 2, - des moyens 34 de commande de la rotation du support tournant 8, - des moyens 36 de commande de la source 26 de rayons X, - des moyens 38 de commande du collimateur 6, destinés à faire varier l'ouverture de ce collimateur, - des moyens 40 de reconstruction d'images qui reçoivent les signaux fournis par les moyens de détection 12 et 28, par l'intermédiaire d'un système d'acquisition de signaux 42, et - des moyens de traitement de données 44 qui sont reliés aux moyens 32, 34, 36, 38 et 40 et qui sont munis d'un système à mémoire de masse 46 ainsi que de moyens de visualisation 48 permettant d'observer les images reconstruites. On précise que les moyens de détection 12 et 28 peuvent être des détecteurs courbes ou des détecteurs plans (au prix de corrections aisées de calcul dans ce dernier cas). On voit de façon plus détaillée sur la figure 2 la source de rayons X que comprend l'appareil de la figure 1. Cette source de rayons X, de grande énergie, comprend l'accélérateur d'électrons 2 et la cible 3 qui produit les rayons X lorsqu'elle est frappée par les électrons émis par l'accélérateur 2. Cet accélérateur d'électrons 2 comprend - une source d'électrons 50 (canon à électrons, par exemple un canon à triode), - la structure accélératrice linéaire 16 déjà mentionnée, qui est apte à accélérer, grâce à de l'énergie fournie par des micro-ondes, les électrons émis par la source 50, et - des moyens 52 d'alimentation de la structure accélératrice 16 en micro-ondes. Pour commander l'accélérateur, on peut utiliser une commande électronique du canon à triode, pour fournir des bouffées d'électrons à la demande. L'accélérateur linéaire d'électrons 2, encore appelé "linac", fournit des électrons dont l'énergie est supérieure à 5 MeV et vaut par exemple 5,5 MeV. Les moyens 52 d'alimentation de la structure accélératrice linéaire 16 en micro-ondes comprennent un magnétron 54 qui fournit à cette structure 16 des micro-ondes situées dans la bande X, par l'intermédiaire d'un circulateur 56 et de guides d'ondes 58 associés à un court-circuit 60 et à une charge 62. On utilise par exemple des micro-ondes dont la fréquence vaut 9,3 GHz. La longueur totale LT de l'accélérateur 2, comptée suivant l'axe Y de la structure accélératrice, est inférieure à 0,6 m. On fait le vide dans la structure accélératrice 16 grâce à des moyens de pompage non représentés. L'utilisation de micro-ondes de fréquence supérieure à 3 GHz, au lieu de micro-ondes de fréquence inférieure ou égale à 3 GHz, permet de réduire le diamètre extérieur DE de la structure accélératrice 16 selon le rapport des longueurs d'onde de micro-ondes. De plus, l'impédance de shunt Zs de l'accélérateur est augmentée selon la racine carrée du rapport des fréquences de micro-ondes : par exemple, elle vaut 130 MQ/m à 9,3 GHz alors qu'elle vaudrait 74 M/m à 3 GHz. Le diamètre intérieur DI de la structure accélératrice 16 vaut par exemple 24 mm en choisissant la fréquence de 9,3 GHz alors que ce diamètre serait triplé à la fréquence de 3 GHz. On voit aussi, sur les figures 2 et 3, la cible 3 qui produit les rayons X lorsqu'elle est frappée par les électrons. Cette cible se trouve au coeur même d'un élément 64 capable d'atténuer (hors champ utile) les rayons X produits par cette cible. L'extrémité de la structure accélératrice 16, par laquelle sort le faisceau d'électrons, se trouve également dans cet élément 64. L'élément 64 comprend une première partie 66 faite d'un matériau à base de tungstène, capable d'atténuer les rayons X. Ce matériau est par exemple celui qui est commercialisé sous le nom DENAL. La cible 3 se trouve à l'intérieur de cette première partie 66. L'élément 64 comprend une deuxième partie 68 qui entoure la première. Cette deuxième partie 68 est également faite d'un matériau capable d'atténuer les rayons X, comme par exemple le plomb. Certes, on pourrait réaliser un élément 64 totalement en DENAL qui serait plus léger que le même élément en plomb mais beaucoup plus coûteux. On préfère réaliser un compromis entre le coût et le poids de l'élément, en utilisant ces deux matériaux pour réaliser cet élément. Comme on le voit sur la figure 2, l'élément 64 présente une symétrie de révolution autour de l'axe Y de la structure accélératrice 16. La partie 66 de l'élément 64 entoure l'extrémité 70 de la structure 16 par où sort le faisceau d'électrons. Comme on le voit sur la figure 3, cette extrémité 70 de la structure accélératrice 16 ne comprend aucune cavité résonnante, a un diamètre extérieur qui est inférieur à celui du reste de cette structure et forme un appendice (dans lequel règne le vide). Dans l'exemple représenté sur les figures 1 à 3, la partie 68 de l'élément 64 entoure la partie 66 de celui-ci ainsi que la quasi-totalité de la structure accélératrice 16. La partie 66 de l'élément 64 est munie d'un perçage 72 (figure 3) dont l'axe coïncide avec l'axe Y. Dans l'exemple représenté sur la figure 2, ce perçage s'arrête sensiblement au milieu de cette partie 66. Le fond de ce perçage 72 est plat et perpendiculaire à l'axe Y et constitue la cible 3. Comme on le voit sur la figure 3, l'appendice 70 est logé dans ce perçage 72. L'extrémité de cet appendice se trouve ainsi en regard de la cible 3. L'épaisseur e de cette extrémité de l'appendice 70 est faible (elle ne dépasse pas 1 mm) pour qu'une grande quantité d'électrons puisse atteindre la cible 3. La partie 66 de l'élément 64 comprend également un trou conique 74 dont l'axe coïncide également avec l'axe Y de la structure accélératrice 16. Ce trou conique 74 va en s'évasant vers la face de cette partie 66, opposée à celle où débouche le perçage 72. Le fond de ce trou conique 74 se trouve au voisinage du fond du perçage 72. La distance d séparant le fond de ce perçage du fond du trou conique 74 est en effet très faible. A titre purement indicatif et nullement limitatif, cette distance d est de l'ordre de quelques millimètres, par exemple 3 mm, la longueur de la partie 66, comptée suivant l'axe Y, vaut 150 mm et la longueur du perçage 72 vaut 100 mm. Grâce au trou 74, la partie 66 de l'élément 64 constitue aussi un pré-collimateur (fixe). Le collimateur 6 est accolé à ce pré-collimateur et coopère avec la cible 3 pour fournir le faisceau collimaté 4 de rayons X. Dans 11 appareil représenté sur les figures 1 à 3, la distance, par exemple égale à 750 mm, entre la cible 3 et l'axe X de rotation du support tournant 8, est réduite par rapport aux appareils connus de radiothérapie, à source tournante de rayons X, où cette distance est de l'ordre de 1 m. De plus, on ne cherche pas à uniformiser la dose dans le champ utile à l'aide d'un "égalisateur" passif. Ceci permet de réduire la puissance du faisceau d'électrons qui est nécessaire pour obtenir le même débit de dose au niveau du patient. On a schématiquement représenté sur les figures 4 et 5 des variantes de réalisation de l'ensemble formé par - l'extrémité 70 de la structure accélératrice 16, - la cible 3, et - l'élément 64. Dans les exemples des figures 4 et 5, l'extrémité 70 de la structure accélératrice 16 a le même diamètre extérieur que le reste de cette structure. Cette extrémité 70 est logée dans un trou 76 formé dans la partie 66 de l'élément 64, comme on le voit sur les figures 4 et 5. Ce trou 76 remplace le perçage 72 de la figure 3. L'axe du trou 76 est encore l'axe Y. On précise que l'extrémité 70 de la structure accélératrice 16 peut comprendre une pièce interne 78 en cuivre ou en tungstène, qui est traversée par un perçage 80 dont l'axe est l'axe Y et où passe le faisceau d'électrons. Le trou 74 communique avec le trou 76. Dans le cas de la figure 4, la cible 3, par exemple en tungstène, est logée en face du perçage 80, dans l'épaisseur de la paroi de l'extrémité 70 de la structure 16. On voit sur la figure 4 un petit évidement conique, dans cette paroi, sur l'axe Y, en regard de la cible, pour éviter une atténuation trop forte des rayons X émis par la cible. Deux canalisations 82, dont une seule est visible sur la figure 4, sont prévues, dans l'épaisseur de la paroi de la structure accélératrice 16, pour la circulation d'un fluide de réfrigération, par exemple de l'eau. Ce fluide permet le refroidissement de l'extrémité 70 de la structure 16 et notamment de la cible 3 qui s'y trouve. Chacune de ces deux canalisations a la forme d'un U comme on le voit sur la figure 4. De plus, ces deux canalisations sont parallèles et symétriques l'une de l'autre par rapport à l'axe Y. Dans le cas de la figure 5, une seule canalisation 84 est prévue pour le refroidissement de l'extrémité 70 de la structure accélératrice 16. Cette canalisation 84 se trouve à la périphérie de la structure 16 et a la forme d'un U ayant l'axe Y comme axe de symétrie, comme on le voit sur la figure 5. La cible 3, par exemple en tungstène, est fixée dans la canalisation 84 en face du perçage 80, d'où un meilleur refroidissement de cette cible que dans le cas de la figure 4. La structure 16 comprend aussi une enveloppe externe étanche 86, par exemple en acier inoxydable, qui renferme toutes les cavités résonnantes et la canalisation 84. La figure 6 illustre de façon schématique et partielle un appareil conforme à l'invention, dans lequel la source de rayons X de haute énergie de la figure 3, comprenant l'accélérateur d'électrons 2 et la cible 3, est remplaçable par une autre source 88 de rayons X de basse énergie, servant à l'examen du patient 10 par imagerie tridimensionnelle de type morphomètre. Dans ce cas, on utilise les moyens de détection 12 en association avec la source 88. Dans le cas de la figure 6, la partie 66 de l'élément 74 est coupée en deux morceaux 66a et 66b suivant un plan perpendiculaire à l'axe Y. Le morceau 66a entoure l'extrémité 70 de la structure accélératrice 16. Le morceau 66b contient la cible 3. Comme on le voit sur la figure 6, la partie 68 de l'élément 64 s'arrête au niveau du morceau 66a (et n'entoure donc pas le morceau 66b). Des moyens symbolisés par des flèches F permettent un déplacement en translation du morceau 66b par rapport au morceau 66a, perpendiculairement à l'axe Y. La source 88 est rendue rigidement solidaire d'un côté du morceau 66b. De plus, cette source 88 est agencée pour que - son axe Y1 (axe du faisceau de rayons X qu'elle est capable d'émettre) vienne en coïncidence avec l'axe Y de la structure 16 lorsque la translation a lieu dans un premier sens, - le foyer 90 de ce faisceau qu'elle est capable d'émettre vienne alors sur l'axe Y, à la place du centre de la cible 3. Cette cible 3 reprend sa place lors de la translation dans un deuxième sens inverse du premier. On peut également fixer au morceau 66b, du côté opposé à la source 88, des moyens 92 de simulation optique. Ces moyens 92 sont agencés pour que - leur axe Y2 (axe du faisceau lumineux qu'ils sont capables d'émettre) vienne en coïncidence avec l'axe Y de la structure 16 lorsque la translation a lieu dans le deuxième sens dont il a été question plus haut, - le foyer 94 des moyens 92 (finalement d'une ampoule non représentée que comprennent ces moyens 92) vienne alors sur l'axe Y, à la place du centre de la cible 3. Cette cible 3 reprend sa place lors de la translation dans le premier sens mentionné plus haut. Les moyens de simulation 92 sont destinés à éclairer le patient, à travers le collimateur 6, pour observer le contour du faisceau de thérapie sur ce patient. Les moyens de translation F pourraient bien entendu être remplacés par des moyens de rotation appropriés, permettant les positionnements de la cible 3, de la source 88 et des moyens de simulation 92 que l'on a expliqués précédemment. Les variantes de réalisation de l'ensemble cible-accélérateur, qui ont été décrites en se référant aux figures 1 à 6, sont de préférence utilisables dans le cas où la puissance du faisceau d'électrons fourni par l'accélérateur ne dépasse pas une valeur de l'ordre de 200W. Dans le cas d'un faisceau d'électrons de forte puissance, supérieure à 200W, il est préférable d'utiliser la variante qui est schématiquement représentée sur la figure 7. On voit, sur cette figure 7, l'extrémité de la structure accélératrice 16 encore pourvue d'un appendice 71 dans lequel se trouve la cible 3 par exemple en tungstène. Dans le cas de la figure 7, cette cible est ainsi au contact du vide. L'appendice 71 est pourvu de moyens de refroidissement de la cible, constitués par une canalisation 96 qui entoure cette cible, perpendiculairement à l'axe Y, et dans laquelle on fait circuler un fluide de refroidissement comme par exemple de l'eau. On notera que, dans le cas de la figure 7, la partie 66 formant blindage a été scindée en deux éléments pour permettre le passage de la canalisation 96. REVENDICATIONS 1. Appareil de radiothérapie comprenant - un accélérateur linéaire d'électrons (2) apte à fournir un faisceau d'électrons et comprenant une source d'électrons (50), une structure accélératrice linéaire (16) apte à accélérer, grâce à de l'énergie fournie par des micro-ondes, les électrons émis par la source, et des moyens (52) d'alimentation de la structure accélératrice en micro-ondes, - une cible (3) prévue pour recevoir le faisceau d'électrons fourni par l'accélérateur et pour produire un faisceau de rayons X à partir de ce faisceau d'électrons, - des moyens (6) de collimation de ce faisceau de rayons X, - un support tournant (8) sur lequel sont montés l'accélérateur, les moyens de production du faisceau de rayons X et les moyens de collimation, et - des moyens (14, 64) de protection des utilisateurs de l'appareil vis-à-vis des rayons X, cet appareil étant caractérisé en ce que la fréquence des micro-ondes est supérieure à 3 GHz et en ce que les moyens de protection vis-à-vis des rayons X comprennent un élément (64) qui est apte à atténuer les rayons X et dans lequel se trouvent la cible et au moins l'extrémité de la structure accélératrice, extrémité par où sort le faisceau d'électrons. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que la fréquence des micro-ondes appartient à la bande X. 3. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que l'axe (Y) de la structure accélératrice linéaire (16) est perpendiculaire à l'axe (X) de rotation du support tournant (8) et rencontre cet axe de rotation. 4. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que la structure accélératrice linéaire (16) comprend un ensemble de cavité résonnantes actives (18) et de cavités résonnantes de couplage (20) qui sont toutes coaxiales, l'axe commun à ces cavités formant l'axe (Y) de la structure accélératrice. 5. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que ledit élément faisant partie des moyens de protection inclut la cible (3), est métallique et comprend, d'un côté, un premier trou (72) dont l'axe coïncide avec l'axe (Y) de la structure accélératrice, l'extrémité (70) de cette structure accélératrice étant logée dans ce premier trou et la cible (3) étant formée par le fond de ce premier trou, et de l'autre côté, un deuxième trou (74) dont l'axe coïncide avec celui du premier trou, qui va en s'élargissant vers l'extérieur de l'élément et dont le fond est au voisinage de celui du premier trou. 6. Appareil selon l'une quelconque des revendication 1 à 4, caractérisé en ce que ledit élément est métallique mais n'inclut pas la cible et comprend, d'un côté, un premier trou (76) dont l'axe coïncide avec l'axe (Y) de la structure accélératrice, l'extrémité (70) de cette structure accélératrice étant logée dans ce premier trou et la cible (3) se trouvant dans cette extrémité, et de l'autre côté, un deuxième trou (74) dont l'axe coïncide avec celui du premier trou, qui va en s'élargissant vers l'extérieur de l'élément et dont le fond communique avec celui du premier trou. 7. Appareil selon la revendication 6, caractérisé en ce que la structure accélératrice comprend au moins une canalisation (82, 84) qui est placée à proximité de la cible (3) et destinée à la circulation d'un fluide de refroidissement de cette cible. 8. Appareil selon la revendication 7, caractérisé en ce que la cible (3) est placée dans cette canalisation. 9. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que la cible (3) est placée dans le vide, à l'extrémité de la structure accélératrice où arrive le faisceau d'électrons. 10. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que les moyens de protection vis-à-vis des rayons X comprennent aussi des moyens (14) d'atténuation des rayons X du faisceau de traitement, qui sont montés sur le support tournant (8), à l'opposé des moyens de collimation (6) par rapport à l'axe (X) de rotation de ce support tournant. il. Appareil selon l'une quelconque des revendications 1 à 10, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens d'examen, par tomographie ou par imagerie tridimensionnelle du type morphomètre ou résonance magnétique nucléaire, du patient (10) destiné à recevoir le faisceau de rayons X, ces moyens d'examen étant montés sur le support tournant (8). 12. Appareil selon les revendications 5 et 11, caractérisé en ce qu'une partie (66b) dudit élément, qui contient la cible (3), est mobile en regard de l'extrémité de la structure accélératrice (16) et en ce que les moyens d'examen comprennent une source (88) de rayons X qui est rendue rigidement solidaire de la partie mobile et dont la zone émettrice de rayons X est apte à se substituer à la cible (3) lors du déplacement de cette partie, à des fins de diagnostic.