Brevet FR2725357A1 — publié le 19960412

L'invention concerne d'une manière générale des systèmes d'imagerie d'investigation, utilisés dans des applications de traitement à l'aide de rayonnements et plus particulièrement à des images à champ ouvert de prétraitement et à des images dans le champ, utilisées dans la radiothérapie conformelle. L'utilisation d'accélérateurs linéaires pour la production d'un rayonnement électronique ou d'un rayonnement formé de rayons X est bien connue. Dans le cas d'un rayonnement électronique, une feuille dispersive et une chambre de dosage servant à mesurer le rayonnement électronique sont disposées dans une fenêtre de sortie de l'accélérateur, sur la trajectoire du faisceau d'électrons émis. Pour le rayonnement X, une cible pour convertir les électrons en rayons X, un filtre d'aplanis- sement pour élargir le faisceau de rayons X et une chambre de dosage sont disposés à la sortie de l'accélé- rateur. Ces systèmes sont utilisés de façon typique par le corps médical pour traiter le cancer par radiothéra- pie. L'un des problèmes propres au traitement par radiothérapie est le positionnement précis de la tumeur dans le champ de rayonnement. Les causes principales de problèmes résultent du fait qu'il existe un déplacement naturel d'organes à l'intérieur du corps, qui peut aller d'environ 1 mm dans le cas du cerveau à l'intérieur du crâne à plusieurs centimètres pour des organes situés dans le corps au-dessus du diaphragme. Un autre facteur concerne des variations qui apparaissent dans la tumeur en fonction du temps, en tant que résultat de traitement réussi; lorsque le volume de la tumeur diminue, le tissu normal, qui a été déplacé, revient dans sa position initiale à l'intérieur du volume de traitement. Pour vérifier de façon précise le positionne- ment de la tumeur, on utilise habituellement des films d'investigation ou des systèmes électroniques d'imagerie d'investigation dans le processus de contrôle du traite- ment par rayonnement. Dans le cas de l'imagerie d'inves- tigation, les rayons X thérapeutiques à une tension de l'ordre du mégavolt, qui sortent du patient, sont utilisés pour produire des images. Cependant, ces procédés de vérification fournissent des images ayant un faible contraste et une qualité insuffisante. Les problèmes associés à l'utilisation de rayons X de haute énergie produits par un faisceau d'électrons d'une tension de l'ordre du mégavolt sont le résultat de l'interaction avec une matière, due principa- lement à la dispersion Compton, dans lequel la probabi- lité d'interactions est proportionnelle à la densité d'électrons. Des rayons X de diagnostic à faible énergie possèdent de façon typique des énergies d'environ kVp, et une partie importante des interactions avec la matière sont de nature photoélectrique et les interac- tions sont proportionnelles au cube de la densité d'électrons. Un tissu situé dans le corps humain présente de façon typique une faible intensité. Il en résulte que le contraste obtenu dans des rayons X de faible énergie est très supérieur à celui obtenu avec des rayons X d'une énergie de l'ordre du mégavolt, ce qui permet de meilleu- res distinctions de caractéristiques formant repères et l'imagerie d'autres caractéristiques non perceptibles à l'aide de rayons X à haute énergie. Un procédé imaginé dans l'art antérieur pour utiliser une source de rayons X à faible énergie et à faible dose en liaison avec une source de rayons X théra- peutiques est le couplage externe d'une source de rayons X à faible énergie à la tête de montage de l'accéléra- teur. Cette fixation décalée a été décrite dans un article de P.J. Biggs et consorts intitulé wA Diagnostic X-ray Field Verification Device for a 10 Mv Linear Accelerator", Int. J. Radiation OncologyBiol. Phys.: ii, 635-643, 1985. Cependant cet agencement présente l'incon- vénient résidant dans une non-coïncidence avec le faisceau de traitement, ce qui pose des problèmes dans des applications o la vérification de caractéristiques anatomiques pendant une séquence de traitement est avantageuse, c'est-à-dire pendant la thérapie conformel- le. Le problème est résolu conformément à l'invention notamment à l'aide d'un dispositif pour produire un rayonnement thérapeutique de diagnostic pour l'imagerie médicale et le traitement médical d'une zone de traitement, caractérisé en ce qu'il comporte: un accélérateur, qui possède un premier canon à électrons et des moyens d'accélération pour produire un faisceau d'électrons à haute énergie, ledit faisceau pouvant être converti en un faisceau thérapeutique de rayons X; une cible mobile pour convertir des électrons à rayons X et qui comporte un corps et un insert à face inclinée disposé sur une extrémité dudit corps, auquel- cas, en mode de traitement, ledit corps de la cible est situé sur une trajectoire dudit faisceau d'électrons de haute énergie et, dans le mode de diagnostic, ledit corps de la cible est écarté de la trajectoire dudit faisceau d'électrons de haute énergie; des moyens pour positionner ladite cible pour l'imagerie de diagnostic et le traitement; et un second canon à électrons servant à produire un faisceau d'électrons de faible énergie, disposé dans lesdits moyens de positionnement de ladite cible, ledit faisceau d'électrons de faible énergie frappant ledit insert à face formant cible et produisant un faisceau de rayons X de diagnostic dans ladite zone de traitement, ledit faisceau de rayons X de diagnostic possédant un axe central qui est colinéaire à et coincide avec l'axe central dudit faisceau thérapeutique et l'axe central de ladite zone de traitement, ledit faisceau de rayons X de diagnostic et ledit faisceau thérapeutique de rayons X ayant des coordonnées de source identiques. Selon un autre aspect de l'invention, il est prévu un procédé pour produire de façon sélective un rayonnement thérapeutique ou un rayonnement de diagnostic pour l'imagerie médicale ou le traitement d'une zone de traitement, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: prévoir une cible mobile pour la conversion d'électrons en rayons X, ladite cible possédant un corps et un insert à face incliné disposé dans une extrémité dudit corps de la cible; positionner ladite cible pour un mode de diagnostic; produire un faisceau d'électrons de faible énergie à partir d'un canon à électrons et d'une alimen- tation en énergie associée audit canon; diriger ledit faisceau d'électrons de faible énergie sur ledit insert à face inclinée pour obtenir un faisceau de rayons X de diagnostic de sorte que ledit faisceau de diagnostic est projeté depuis l'insert avant sur ladite zone de traitement et dont l'axe central coïncide avec l'axe central de ladite zone de traitement; produire un faisceau d'électrons de haute énergie à partir d'un autre canon à électrons et de moyens accélérateurs; passer dudit mode de diagnostic au mode de traitement en interrompant ledit faisceau d'électrons de faible énergie; positionner ladite cible pour ledit mode de traitement; et diriger ledit faisceau d'électrons de haute énergie sur ledit corps de ladite cible pour obtenir un faisceau de rayons X thérapeutiques dont l'axe central coincide avec ledit axe central de ladite zone de traitement, ledit faisceau de rayons X thérapeutiques possédant les mêmes coordonnées de source que le faisceau de rayons X de diagnostic. Un avantage de la présente invention est de fournir une capacité d'imagerie diagnostique à contraste élevé dans les mêmes limites du champ de rayonnement que celles utilisées pour l'administration d'un traitement thérapeutique. Une caractéristique de la présente invention est qu'elle comprend une source de rayons X située à l'intérieur de la tête de traitement de l'accélérateur pour obtenir un positionnement de la source de rayons X à faible énergie de manière qu'elle coïncide avec la source de rayons x à haute énergie. Ces avantages et d'autres avantages et caractéristiques de la présente invention sont obtenus grâce à l'utilisation d'un mécanisme de cible rétractable existant, qui est utilisé dans les têtes de traitement d'accélérateurs linéaires, co me par exemple le disposi- tif connu sous la désignation Varian Clinac 2100 fabriqué par le déposant de la présente demande, qui sont capables de délivrer à la fois un rayonnement électronique et un rayonnement X. L'invention est également applicable à des accélérateurs de radiothérapie conçus pour produire uniquement des rayons X d'une tension de l'ordre du mégavolt, comme par exemple le dispositif désigné par Varian Clinac 600C. Conformément à la présente invention, la cible de production de rayons X à haute énergie est modifiée de manière à fonctionner à la manière d'un tube à rayons X à anode tubulaire en comportant un insert incliné vers l'intérieur, dont l'angle d'inclinaison est compris approximativement entre 16 et 18 et qui est disposé à une extrémité de la cible. La tige d'actionne- ment, qui est refroidie par eau et est accouplée initia- lement au bloc de la cible en tant que partie du méca- nisme de retrait, est remplacée par un tube à transit comportant des tubes de circulation d'eau de refroidisse- ment disposés spécifiquement le long des parois latérales intérieures du tube de déplacement pour réaliser un refroidissement direct du bloc de la cible. Un canon à électrons compact à 100 kV est monté sur la bride d'articulation au niveau de la base du mécanisme de retrait, la cathode du canon étant couplée de façon opérationnelle à l'extrémité amont du tube à transit. Étant donné qu'il engrène avec l'actionneur utilisé dans le mécanisme de retrait, l'ensemble constitué par le canon à électrons et le tube à transit peut être utilisé pour positionner la cible pour l'imagerie de diagnostic, lors de laquelle le faisceau d'électrons produit par le canon rencontre la face inférieure de la cible pour produire un faisceau de rayons X possédant une énergie convenant pour le diagnostic et projeté en position inclinée, qui est colinéaire à et coïncide avec l'axe du faisceau de la source de rayons X à haute énergie. On peut alors ensuite reprendre le traitement thérapeutique en repositionnant le bloc de cible de production de rayons X à une tension de l'ordre du mégavolt en position alignée avec la trajectoire du faisceau d'électrons à haute énergie. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de la description donnée ci-après prise en référence aux dessins annexés, sur lesquels: - la figure i représente une vue en perspec- tive d'un dispositif de radiothérapie classique, qui peut être modifié conformément à la présente invention; - la figure 2 représente une vue en coupe d'un mécanisme classique de retrait de cible, utilisé dans un appareil de radiothérapie tel que celui repré- senté sur la figure 1; - la figure 3 représente une vue en coupe de la première forme de réalisation de la présente inven- tion, qui illustre le positionnement de l'insert de cible et du canon à électrons de diagnostic, et le tube à transit; - la figure 3a représente une vue de bout de la première forme de réalisation, qui représente les tubes de circulation d'eau de refroidissement de la cible, disposés dans le tube à transit; et - la figure 4 est une vue en coupe de la seconde forme de réalisation de la présente invention qui représente une cathode du type utilisé dans des tubes à ondes progressives, montée sur une tige pour être utilisée en tant que canon à électrons. Pour la radiothérapie conformelle, il est souhaitable de prendre chaque jour des images à champ ouvert de prétraitement de repères osseux avec des angles de montage à 90 pour le repérage et le positionnement de tumeurs dans des coordonnées spatiales tridimension nelles. De même, il serait très souhaitable de prendre journellement des images dans le champ de prétraitement pour chaque orientation du faisceau/du patient de manière à tester au préalable le champ en rapport avec 1' anatomie du patient. Sans os dans le champ de traitement, des images dans le champ sont à elles seules inappropriées dans de nombreux cas dans lesquels on utilise des rayons X à une tension de l'ordre du mégavolt, indépendamment de la dose. Des images très supérieures, à la fois du point de vue contraste et de la résolution spatiale, à des images d'investigation actuelles obtenues avec une tension de l'ordre du mégavolt, peuvent être obtenues dans les limites admissibles de dose pour une imagerie journalière en champ ouvert et dans le champ, moyennant l'utilisation du système d'imagerie à rayons X de diagnostic à courant faible selon la présente invention. En modifiant la cible de production de rayons X, à une tension de l'ordre du mégavolt d'un accélérateur linéai- re, tel que le dispositif Clinac 2100 fabriqué par le déposant de la présente demande, pour obtenir une surface de cible semblable à celle utilisée dans un tube à rayons X à anode en forme de tige, et en incorporant un petit canon à électrons dont le potentiel est accru à environ kV dans le mécanisme de positionnement de la cible. Un faisceau d'électrons produit par le canon à électrons et projeté par la surface de cible modifiée est coli- néaire à la trajectoire du faisceau partant de l'accélé- rateur linéaire, avec un emplacement de la source de rayonnement qui est pratiquement identique à la fois pour le faisceau de diagnostic et pour le faisceau thérapeuti- que, ce qui permet des images de diagnostic rapprochées de qualité dans le champ de traitement thérapeutique, ces images pouvant être enregistrées de façon typique au moyen d'un film radiographique ou au moyen d'images électroniques d'investigation. En se référant maintenant à la figure 1, on y voit représenté un accélérateur linéaire du type décrit précédemment, qui est à même de produire soit un rayonne- ment électronique, soit un rayonnement X, soit les deux, et qui est destiné à être utilisé dans le traitement radiothérapeutique de patients sur une table de traite- ment 35. Un support 10 supporte un portique 20 équipé d'une tête de traitement 30. A côté du support 10 est disposée une unité de commande (non représentée) qui comprend un système électronique opérationnel pour commander les différents modes de fonctionnement de l'accélérateur. Comme cela est bien connu dans la technique, une source de haute tension est disposée à l'intérieur du support ou dans le portique de manière à envoyer cette tension à un canon à électrons (non représenté) positionné sur un guide d'accélérateur situé dans le portique 20. Les électrons sont émis par le canon à électrons et introduit dans le guide (non représenté) pour être accélérés. A cet effet, on utilise une source HF pour produire une énergie HF (à micro-ondes) pour la production d'un champ électromagnétique dans le guide d'ondes. Les électrons émis par le canon à électrons subissent une accélération dans le guide d'ondes sous l'action du champ électromagnétique et sortent du guide d'ondes sous la forme d'un faisceau d'électrons à haute énergie, de façon typique à des énergies de quelques mégavolts. En se référant maintenant à la figure 2, on y voit représentée une vue en coupe de la tête de traitement 30, qui montre un faisceau d'électrons pénétrant dans l'enceinte 50, dans laquelle un vide est établi et dans laquelle des aimants coudés 60 dévient le faisceau d'électrons 40 sur 270 . Bien qu'on ait repré- senté des aimants coudés, il n'est pas nécessaire qu'il existe un aimant, pour la mise en oeuvre de la présente invention. Certains accélérateurs de radiothérapie utilisent des aimants coudés et d'autres non. S'il faut utiliser un rayonnement électronique pour le traitement, on utilise un ensemble 70 à chariot de retrait de la cible pour déplacer le bloc de cible 80 placé à une tension de l'ordre du mégavolt hors de la trajectoire du faisceau d'électrons 40, à l'aide d'un actionneur couplé à une tige d'actionnement 90. L'actionneur provoque un déplacement axial de la tige d'actionnement 90 dans une direction a-a, ce qui à son tour entraîne un reposition- nement de la cible 80 située à une tension de l'ordre du mégavolt, qui est couplée à la tige d'actionnement 90 au niveau de la base de la cible 80, à l'extérieur de la trajectoire du faisceau d'électrons 40. Pour garantir qu'une intégrité au vide est maintenue dans la cavité 100 de la cible, un soufflet à vide 110 est positionné de manière à s'étendre dans la direction a-a pendant le déplacement de la tige d'actionnement 90 comme cela a été décrit. S'il est nécessaire d'avoir des rayons X théra- peutiques, on utilise 1 'actionneur comme décrit précédem- ment pour repositionner soit la surface 120 de la cible (comme représenté), soit la surface 130 de la cible ou bien pour régler d'autres positions de la cible 80 à laquelle est appliquée une tension de l'ordre du méga- volt, dans la trajectoire du faisceau d'électrons 40, le niveau d'énergie de l'ordre du mégavolt du faisceau d'électrons étant sélectionné au niveau de l'accéléra- teur. Pour certaines classes d'accélérateurs de radiothé- rapie, on dispose de multiples énergies pour le faisceau de traitement, à la fois pour le rayonnement électronique et le rayonnement X; pour d'autres, on ne dispose que d'une seule énergie de rayons X. Dans ce dernier cas, une seule position de la cible est requise pour la thérapie. Sur la figure 3, on a représenté une modifi- cation d'agencement de la cible 80 placée à une tension de l'ordre du mégavolt et le chariot 70 de la cible conformément à une première forme de réalisation de la présente invention. La cible 80 est équipée, au niveau de sa base, d'un insert 140 à face de cible à Z élevé, qui possède un angle d'inclinaison d'environ 16 à environ 18 par rapport à l'axe vertical de la tête du portique. Conformément à l'invention, la tige d'actionne- ment 90 est remplacée par un tube à transit 150 couplé à l'insert de cible 140. A l'intérieur du tube à transit 150 et le long des parois latérales intérieures sont disposés des tubes de circulation d'eau de refroidisse- ment 160, qui sont représentés sur la vue en coupe transversale reproduite sur la figure 3a et servent à réaliser un refroidissement direct, par eau, du bloc de cible 80. Un canon à électrons compact 180 est monté sur la partie à bride du soufflet à vide 110 et est couplé de façon opérationnelle à l'extrémité amont 170 du tube à transit 150. Le canon à électrons 180 est de préférence un canon à 50 mA. Ce canon possède une cathode et une électrode de focalisation 190 conformées de manière à délivrer un faisceau de section transversale rectangulaire 200 ayant pour dimensions environ 1,4 mm x 5 mm sur la face de l'insert de cible 140. Le faisceau d'électrons 200 à 50 mA se déplace depuis le canon à électrons 180, à une tension d'environ -100 kV, sur une distance de 16 cm, le faisceau rencontrant la face inclinée de l'insert de cible 140 pour produire un faisceau de rayons X de diagnostic 210, qui est coli- néaire à l'axe du faisceau d'électrons 40 et possède un spot focal en projection ayant pour dimensions environ 1,4 mm x 1,4 mm et situé pratiquement au même emplacement de source que le faisceau de thérapie à haute énergie. En utilisant une estimation modérée de 1 A/cm2, ceci équivaut à un diamètre équivalent de cathode d'environ 2,5 mm. Le canon à électrons 180 est alimenté par un multiplicateur de tension compact à haute fréquence du type à 50 mA et à une tension de 100 kV et qui est commandé par une petite source d'énergie. Un exemple d'une telle source est l'alimentation en énergie à haute tension compact siLo fabriquée par le déposant de la présente demande. L'énergie est appliquée au canon à électrons 180 par un câble d'alimentation à haute tension 220 au moyen d'une fiche appariée conique entourée par un revêtement 240 isolant vis-à-vis de la haute tension. Dans une autre forme de réalisation, repré- sentée sur la figure 4, la cathode 300 du type utilisé de façon typique dans des tubes à ondes progressives, qui présentent une micro- pervéance d'environ 0,0002, est montée sur une tige 310 placée à environ 100 kV. La tige 300 est disposée à environ 10 mm de la face de l'insert de cible 140 et, comme dans la forme de réalisation précédente, émet un faisceau 200 qui rencontre l'insert avant 140 et produit un faisceau de rayons X de diagnos- tic colinéaire 210. Comme dans la forme de réalisation précédente, la cible 80, qui est placée à une tension d'environ 1 mégavolt, est fixée en position et est refroidie directement par de l'eau au moyen de tubes de circulation d'eau de refroidissement 320, et es commandée par une source d'environ 100 kV, la puissance du filament étant transmise à travers un élément compact d'isolation vis-à-vis de la haute tension. Pour les deux formes de réalisation décrites précédemment, l'ondulation, qui est produite à partir du transformateur et la source d'énergie à haute tension, branchés en cascade, est semblable à celle obtenue avec une source de rayons X triphasée classique, du type à redressement double alternance, ce qui permet d'obtenir une valeur moyenne élevée en kilovolts. En fonctionnement, l'actionneur est reconfi- guré et repositionné conformément à des principes techniques connus d'une manière générale pour permettre l'adjonction du composant formant le canon à électrons selon l'invention. L'actionneur est alors utilisé pour positionner la face de l'insert de cible 140 pour une imagerie de diagnostic de prétraitement moyennant 1 'alignement de la face de la cible dans la cavité à vide 100 de telle sorte que le faisceau de rayons X de diagnostic projeté 210 soit aligné axialement avec la trajectoire du faisceau d'électrons 40 et par conséquent avec l'axe central 210 du champ de traitement à haute énergie. Pour réduire 1' artéfact de déplacement et rendre maximum le rapport signal/bruit dans des détecteurs électroniques, il est souhaitable de limiter le temps d'exposition pour une donnée appliquée au patient. C'est pourquoi, la source de rayons X de diagnostic doit fonctionner avec le courant maximum du faisceau que peut tolérer la cible, d'une manière compatible avec une longue durée de vie de la cible. Des résultats expérimen- taux montrent qu'un spot focal de 1,4 mm x 1,4 mm fournit une zone de pénombre géométrique de 0,56 mm au niveau du détecteur lorsqu'il est situé à 140 cm de la source pour un point objet situé à 100 cm de la source. La frange de pénombre se situe dans des limites admissibles pour un détecteur de 51 cm x 51 cm possédant un capteur de 512 x 512 pixels, avec des pixels de 1 mm x 1 mm, et est très supérieure au spot focal d'un diamètre de 3 mm produit par des faisceaux thérapeutiques avec une tension de l'ordre du mégavolt. Pour produire une dose de 1 cGy (exposition 1075 mR) pour 100 kVp avec un chaufage excessif de la cible 80, la charge du faisceau pour le spot focal de 1,4 mm x 1,4 mm s'est avérée être de mA/s, 30 mA pendant 4,3 secondes. De façon analogue on peut obtenir une dose de 0,375 cGy (400 mR) avec 48 mA/s en utilisant 45 mA pendant 1,07 seconde. Il en résulte que, pour le fonctionnement de la présente invention, il est préférable d'avoir un courant du faisceau théorique maximum de 50 mA avec un fonctionne- ment typique à 40 mA pendant une durée atteignant jusqu'à 1,5 seconde (60 mA/s) à 100 kVp pour délivrer jusqu'à 500 mR (0,465 cGy, 0,31 cGy/seconde) pour l'imagerie d'investigation journalière, à une distance de 90 cm de la surface du patient. Avec l'énergie de diagnostic de kVp, l'énergie moyenne de l'image utile produisant des photons primaires pénétrant dans le patient à environ keV, le coefficient d'atténuation de masse est de 0,205 cm2/g dans les os. C'est pourquoi, une variation de 1 % de la transmission de photons primaires est produite par 0,49 cm de muscles ou par 0,021 cm d'os. Pour des rayons X à 6 MV, une variation de 1 % de la transmission de photons primaires requiert 0,4 cm d'os. L'amélioration de la sensibilité de contraste de l'os, obtenue grâce à l'utilisation de la présente invention, est de 0,14 cm/0,021 cm, à savoir un facteur de 6,7. Grâce à l'utilisation de la présente inven- tion, on peut obtenir des vues orthogonales agrandies de prétraitement journalier pour une localisation dans le patient, à la suite de quoi on peut repositionner la cible située à une tension de l'ordre de 2 mégavolts ou la retirer de la trajectoire du faisceau de l'accéléra- teur pour un traitement avec des rayons X thérapeutiques ou un traitement avec un rayonnement électronique. Aussitôt après chaque irradiation thérapeutique, on peut rétablir la position de la cible de diagnostic à des fins de vérification. La portée de l'invention n'est pas limitée aux structures représentées sur les dessins et inclut différents changements et modifications, qui peuvent être adaptés à d'autres mécanismes de positionnement de cible pour former un faisceau de rayons X de diagnostic colinéaire avec des faisceaux thérapeutiques. En particu- lier, les aspects de l'invention ont été décrits en référence à une cible montée sur un portique, et il apparaîtra à l'évidence que l'on peut modifier des cibles prévues dans d'autres positions, comme cela a été décrit ici et les utiliser en liaison avec une source interne de diagnostic pour créer un faisceau de rayons X de diagnostic colinéaire à des faisceaux thérapeutiques. REVENDICATIONS 1. Dispositif pour produire un rayonnement thérapeutique de diagnostic pour l'imagerie médicale et le traitement médical d'une zone de traitement, caracté- risé en ce qu'il comporte: un accélérateur, qui possède un premier canon à électrons (180) et des moyens d'accélération pour produire un faisceau d'électrons (40) de haute énergie, ledit faisceau pouvant être converti en un faisceau thérapeutique de rayons X; une cible mobile (80) pour convertir des électrons à rayons X et qui comporte un corps et un insert avant (140) à face inclinée disposé sur une extré- mité dudit corps, auquel cas, en mode de traitement, ledit corps de la cible (80) est situé sur une trajec- toire dudit faisceau d'électrons (40) de haute énergie et, en mode de diagnostic, ledit corps de la cible est écarté de la trajectoire dudit faisceau d'électrons de haute énergie; des moyens (70) pour positionner ladite cible pour l'imagerie de diagnostic et le traitement; et un second canon à électrons servant à produire un faisceau d'électrons de faible énergie, disposé dans lesdits moyens de positionnement de ladite cible, ledit faisceau d'électrons de faible énergie frappant ledit insert avant (140) de face formant cible et produisant un faisceau de rayons X de diagnostic dans ladite zone de traitement, ledit faisceau de rayons X de diagnostic possédant un axe central qui est colinéaire à et coïncide avec l'axe central dudit faisceau thérapeu- tique et l'axe central de ladite zone de traitement, ledit faisceau de rayons X de diagnostic et ledit faisceau thérapeutique de rayons X ayant des coordonnées de source identiques. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit insert (140) à face formant cible possède un angle d'inclinaison, situé dans la gamme d'environ 16 à 18 , par rapport audit axe central desdits faisceaux de rayons X colinéaires. 3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que lesdits moyens de positionnement (70) comprennent en outre un tube à transit (150) possédant des extrémités amont et aval et des parois latérales intérieures, ladite extrémité amont étant raccordée audit second canon à électrons, tandis que ladite extrémité aval est raccordée audit insert à face formant cible. 4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit tube à transit (150) comprend des tubes (320) de circulation d'eau de refroidissement, disposés le long desdites parois latérales intérieures dudit tube à transit pour un refroidissement direct de ladite cible par l'eau. 5. Dispositif selon la revendication 4, caractérisé en ce que ledit premier canon à électrons et lesdits moyens accélérateurs produisent un faisceau d'électrons (40) ayant une énergie dans la gamme des mégavolts. 6. Dispositif selon la revendication 4, caractérisé en ce que ledit second canon à électrons produit l'énergie d'environ 100 kV dudit faisceau d'élec- trons de faible énergie. 7. Dispositif pour produire un rayonnement thérapeutique et de diagnostic pour l'imagerie médicale et le traitement d'une zone à traiter, caractérisé en ce qu'il comprend: une cible mobile (80) positionnée sur un axe central de ladite zone de traitement pour fonctionner dans un mode thérapeutique et en étant décalée de l'axe central de ladite zone de traitement pour un mode de diagnostic, ladite cible possédant un corps et un insert (140) à face inclinée disposé dans une extrémité dudit corps; des moyens (70) pour positionner ladite cible pour l'imagerie médicale et le traitement; une source de faisceau d'électrons de haute énergie servant à produire un faisceau thérapeutique en convertissant un faisceau d'électrons de haute énergie (40) rencontrant ledit corps de la cible à rayons X; une source de faisceaux d'électrons de faible énergie servant à produire un faisceau de diagnostic (210) en convertissant un faisceau d'électrons de faible énergie rencontrant ledit insert à face inclinée (140), en des rayons X, ladite source du faisceau d'électrons de faible énergie étant disposée à l'intérieur desdits moyens (70) servant à positionner ladite cible, l'axe central dudit faisceau de diagnostic étant aligné avec l'axe central dudit faisceau thérapeutique et ledit faisceau de diagnostic et ledit faisceau thérapeutique partant des mêmes coordonnées de source dans le disposi- tif; et un tube à transit (150) disposé à l'intérieur desdits moyens pour positionner ladite cible entre ladite source de faisceau d'électrons de faible énergie et ledit insert à face formant cible. 8. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que ledit tube à transit (150) comprend des tubes (230) de circulation d'eau de refroidissement, disposés le long desdites parois latérales intérieures dudit tube à transit pour un refroidissement direct de ladite cible par l'eau.