FR 3116129 A1 20220513 FR 2011617 A 20201112 Capteur de mesure du flux de rayonnement issu d’ un acc é l é rateur de particules L’invention concerne un capteur de mesure d’un flux de rayonnement généré par un accélérateur de particules, le capteur de mesure comportant deux électrodes (60, 62) délimitant un volume de mesure, les électrodes (60, 62) étant séparées par une distance comprise entre 1 micromètres et 10 micromètres, les électrodes (60, 62) étant reliées par au moins un pilier (64) comportant au moins une partie en matériau isolant. Figure pour l'abrégé : figure 3 Capteur de mesure du flux de rayonnement issu d’un accélérateur de particules La présente invention concerne un capteur de mesure du flux de rayonnement issu d’un accélérateur de particules. La présente invention se rapporte également à des systèmes comportant un tel capteur de mesure, comme un système de mesure, une tête de traitement d’accélérateur de particules, et une installation, notamment une installation de radiothérapie ou un accélérateur de particules, comportant une telle tête de traitement. Des installations générant un rayonnement ionisant et mesurant l’intensité de ce rayonnement sont utilisées dans de nombreuses applications. Ce rayonnement ionisant peut être de différentes nature : faisceau de photons, d’électrons, de protons ou encore d’ions chargés. Dans le domaine du soin des tumeurs d’un sujet, le traitement par radiothérapie est, par exemple, d’usage courant et consiste à exposer la zone comportant la tumeur à un rayonnement destiné à détruire les cellules cancéreuses en bloquant leur capacité à se multiplier. Un tel traitement est réalisé par une installation de radiothérapie. Une installation de radiothérapie comporte un accélérateur de particules délivrant des faisceaux d’irradiation de structure temporelle pulsée. Le cycle utile est typiquement de 4 microsecondes (µs) d’irradiation, suivi de 3 millisecondes (ms) à 4 ms de pause et le cycle recommence. Un tel faisceau est contrôlé par une ou plusieurs chambre(s) d’ionisation à transmission. Une telle chambre d’ionisation comporte un volume gazeux interne d’épaisseur millimétrique, généralement de l’air, enserré entre deux électrodes planes externes, parallèles entre elles. Lorsque le rayonnement ionisant traverse la chambre d’ionisation, généralement en incidence normale, le volume gazeux interne est ionisé. Ces ions sont créés en quantité proportionnelle à la puissance véhiculée par le faisceau traversant, et dépendent aussi du facteur de qualité du faisceau (distribution spectrale). Les ions créés dérivent vers des électrodes de collecte de la chambre d’ionisation. Le déplacement des ions positifs et négatifs pendant leur dérive vers les électrodes de collecte induit un signal électrique. Une fois au contact des électrodes, les ions sont absorbés dans le métal de l’électrode. Les électrodes sont reliées à l’extérieur du capteur à un dispositif de polarisation et à un système d’accumulation des charges générées. Ceci entraîne la création d’un signal proportionnel à la puissance du faisceau traversant la chambre d’ionisation. Cette information, combinée à une procédure d’étalonnage, permet d’assurer que la dose délivrée à un patient lors d’une radiothérapie est bien celle attendue avec une précision meilleure que le pour cent. Par définition, la dose est l’énergie absorbée par la cible et s’exprime en Gray (1 Gray = 1 Joule par kg). Une chambre d’ionisation peut, en outre, avoir au moins une de ses électrodes, anode et/ou cathode, segmentée spatialement pour définir des surfaces juxtaposées séparées électriquement. Les surfaces ainsi définies peuvent prendre des formes variées : sous forme de pixels carrés, de polygones quelconques, de secteurs circulaires, d’anneaux, etc. Le signal recueilli sur une surface est proportionnel à la puissance véhiculée par le faisceau à l’aplomb de cette surface. Ceci permet la mesure de la distribution spatiale de l’énergie du faisceau. Ainsi, la chambre permet la mesure de la puissance transmise et la répartition spatiale de cette puissance dans le plan perpendiculaire à la propagation du faisceau. La radiothérapie flash est une technique de radiothérapie spécifique apportant un meilleur contrôle tumoral pour certains types de cancers notamment grâce au dépôt de la dose totale en une fraction de seconde dans la tumeur, alors que dans les traitements usuels, la dose est délivrée en plusieurs dizaines de secondes, voire en quelques minutes. Pour cela, les installations de radiothérapie adaptées pour mettre en œuvre cette technique de radiothérapie flash utilisent des accélérateurs de particules permettant d’obtenir des débits de dose de 10 Gray par seconde (Gy/s), voire 100 Gy/s (le débit de dose est, par définition, la mesure de la dose déposée dans les tissus en une seconde. Par comparaison, les accélérateurs de particules des installations de radiothérapie usuelle permettent d’obtenir des débits de dose de l’ordre de 0,1 Gy/s. Cela implique qu’une impulsion d’un accélérateur de particules pour radiothérapie flash peut comporter jusqu’à 1000 fois plus de particules qu’une impulsion d’un accélérateur de particules pour radiothérapie conventionnelle. Les ions positifs et négatifs générés dans le volume interne de la chambre dérivent vers les électrodes, selon leur polarité et sont sujets à des phénomènes de recombinaison par annihilation des charges positives avec les charges négatives. Dans un appareil de radiothérapie conventionnel, le taux de recombinaison est négligeable. Dans le cas d’un accélérateur de très forte puissance à fort débit de dose, ce phénomène de recombinaison devient significatif. Il en résulte que le signal obtenu en sortie de la chambre d’ionisation s’en trouve réduit d’une quantité impossible à déterminer : on dit alors que la chambre entre en zone de saturation. Une telle saturation fait que la chambre d’ionisation perd la linéarité de sa réponse qui n’est plus proportionnelle à la puissance du faisceau qui traverse la chambre d’ionisation. Cette perte de linéarité ne permet pas la mesure de la dose délivrée sur le sujet avec la précision nécessaire en radiothérapie, notamment lorsque la puissance du rayonnement est très élevée. Pour compenser un tel effet, il est connu d’utiliser des modélisations de la saturation de la chambre d’ionisation en fonction de la puissance du faisceau généré, notamment par le biais d’une technique de Monte-Carlo, dans le but de compenser la non-linéarité. Néanmoins, la complexité de la simulation rend impossible l’utilisation d’une telle technique sur tout type d’accélérateur de particules et la précision obtenue en pratique dans la dose obtenue est encore imparfaite. Il est également connu de mesurer l’intensité moyenne du faisceau en temps réel par mesure du courant induit dans une bobine par le faisceau. Toutefois, aucune information sur la distribution spatiale de la puissance du faisceau n’est disponible dans ce cas. Il existe donc un besoin pour un capteur de mesure d’un faisceau de rayonnement issu d’un accélérateur de particules capable de fournir avec précision une information relative à la puissance d’un faisceau de forte puissance en temps réel, ainsi que la distribution spatiale de cette puissance et qui présente, de préférence, un encombrement réduit et une mise en œuvre aisée. A cet effet, la description décrit un capteur de mesure d’un flux de rayonnement généré par un accélérateur de particules, le capteur de mesure comportant deux électrodes délimitant un volume de mesure, les électrodes étant séparées par une distance comprise entre 1 micromètres et 10 micromètres, les électrodes étant reliées par au moins un pilier comportant au moins une partie en matériau isolant. Selon des modes de réalisation particuliers, le capteur de mesure présente une ou plusieurs des caractéristiques suivantes, prise(s) isolément ou selon toutes les combinaisons techniquement possibles : - les électrodes sont reliées par un ensemble de piliers, chaque pilier comportant au moins une partie en matériau isolant. - les piliers sont réalisés par une alternance de premières couches et de deuxièmes couches, la première couche étant réalisée en un matériau électriquement conducteur, notamment du Ti, et la deuxième couche étant réalisée en un matériau isolant, notamment de l’Al 2 O 3 . - chaque électrode comporte un empilement de couches superposées sur un film métallique, l’empilement de couches réalisant une fonction d’isolement électrique. - l’empilement de couches superposées comporte une alternance d’au moins une paire de couche électriquement isolante et de couche électriquement conductrice. - au moins une couche électriquement conductrice, notamment la couche électriquement conductrice la plus proche de l’autre électrode, est réalisée en titane La description propose aussi un détecteur de mesure d’un flux de rayonnement issu d’un accélérateur de particule comportant un capteur de mesure tel que précédemment décrit et un circuit électronique d’acquisition du signal mesuré par le capteur de mesure. La description décrit aussi un système de mesure comportant un capteur de mesure tel que précédemment décrit ou un détecteur de mesure tel que précédemment décrit et éventuellement un capteur de mesure de la puissance moyenne du faisceau de rayonnement. La description propose aussi une tête de traitement d’un accélérateur de particules comportant un système de mesure tel que précédemment décrit. La description décrit aussi une installation, notamment une installation de radiothérapie ou un accélérateur de particules comprenant la tête de traitement précédemment décrite. Des caractéristiques et avantages de l’invention apparaîtront à la lecture de la description qui va suivre, donnée uniquement à titre d’exemple non limitatif, et faite en référence aux dessins annexés, sur lesquels : - la est une vue schématique d’une installation de radiothérapie, - la est une vue schématique d’un accélérateur de particules faisant partie de l’installation de radiothérapie de la , - la est une représentation schématique d’une vue en coupe d’une partie d’un détecteur du flux généré par l’accélérateur de particules de la , et - la est une représentation agrandie de la zone IV visible sur la figure 3. Une installation de radiothérapie 10, simplement installation 10 dans la suite, est illustrée sur la . L’installation 10 est propre à mettre en œuvre une technique de radiothérapie sur un sujet. Il est à noter que selon des variantes envisageables, l’installation 10 est une installation de radiographie, ou encore un autre type d’installation 10 à usage industriel, comme cela apparaîtra par la suite. Le sujet 12 est généralement un humain mais pourrait aussi être un mammifère, notamment en rongeur, dans le cadre d’essais cliniques par exemple. En l’espèce, l’installation 10 est propre à mettre en œuvre une technique de radiothérapie flash. L’installation 10 comporte une table de traitement 14, un système d’imagerie 16, un système de communication 18, un système de contrôle 20 et un appareil de radiothérapie 22. Le sujet 12 repose sur la table de traitement 14. Le système d’imagerie 16 sert à faire une image en continu ou à positionner le sujet 12 sur la table de traitement 14, en particulier au début du traitement, notamment pour s’assurer que le traitement est bien appliqué au bon endroit. Le système d’imagerie 16 est, par exemple, un imageur portal ou un système d’imagerie embarqué. Toutefois, de nombreux types de systèmes d’imagerie 16 sont envisageables. L’expression « imageur portal » désigne un imageur disposé en aval du sujet 12. Le système de communication 18 permet qu’un opérateur placé à distance (généralement une autre salle pour éviter que l’opérateur soit exposé aux rayons) puisse communiquer avec le sujet 12. Par exemple, le système de communication 18 est un haut-parleur en liaison avec un microphone placé à proximité de l’opérateur. Le système de contrôle 20 permet de contrôler différents systèmes dont notamment le système d’imagerie 16, l’appareil de radiothérapie 22 et le système de communication 18. Le système de contrôle 20 est, par exemple, un ordinateur comme visible sur la figure 1. L’appareil de radiothérapie 22 est l’appareil qui applique des rayons au sujet 12 en respectant la dose à appliquer (celle-ci ayant été fixée préalablement par un médecin). L’appareil de radiothérapie 22 de la est un appareil 22 de haute puissance, c’est-à-dire un appareil permettant de générer des faisceaux présentant un débit de dose supérieur ou égal à 0,1 Gy/s, par exemple supérieur ou égal à 1 Gy/s, notamment supérieur ou égal à 5 Gy/s, en particulier compris entre 20 Gy/s et 100 Gy/s. L’appareil de radiothérapie 22 est, notamment, configuré pour générer un faisceau appelé « faisceau de sortie ». L’appareil de radiothérapie 22 est décrit plus précisément en référence à la . L’appareil de radiothérapie 22 comporte un accélérateur de particules 24, une tête de traitement 26 et un contrôleur 28. L’accélérateur de particules 24 est propre à accélérer des particules, en l’occurrence des électrons. L’accélérateur de particules 24 est, notamment, configuré pour générer un faisceau d’électrons, appelé « faisceau initial ». L’accélérateur de particules 24 comporte une source à électrons 30, une alimentation 32, un modulateur 34, un guide d’ondes d’accélération 36 et un klystron 38. La source à électrons 30 est propre à générer le faisceau initial. Dans l’exemple décrit, la source à électrons 30 est un canon à électrons. L’alimentation 32 et le modulateur 34 alimentent la source à électrons 30. Plus précisément, cet ensemble fournit des impulsions de tension avec un champ électrique compris typiquement de 4 à 24 millions de volts par mètre. Le guide d’ondes d’accélération 36 permet d’accélérer le faisceau initial généré par la source d’électrons sous l’effet du klystron. Le klystron 38 est également alimenté par l’alimentation 32 et le modulateur 34 et est propre à générer des ondes radiofréquences. Ces ondes radiofréquences sont envoyées au guide d’ondes d’accélération 36. En variante, le klystron 38 est un magnétron. En sortie de l’accélérateur de particules 24, c’est-à-dire en sortie du guide d’ondes d’accélérations 36, un faisceau d’électrons à haute vitesse est ainsi obtenu. La tête de traitement 26 sert à diriger, mettre en forme et contrôler le faisceau de sortie qui sera envoyé au sujet 12. En particulier, la tête de traitement 26 est propre à générer le faisceau de sortie à partir du faisceau initial. La tête de traitement 26 est reliée à la sortie de l’accélérateur de particules 24 (en amont) et est placée en face de la zone à traiter du sujet 12 (aval). La tête de traitement 26 comporte, depuis l’amont vers l’aval, les éléments suivants : un moyen de déviation 40, une cible 42, une première unité de mise en forme 44, un premier capteur 46, une deuxième unité de mise en forme 48 et, optionnellement, un deuxième capteur 50. Le guide d’ondes d’accélération 36, la cible 42 et le moyen de déviation 40 sont agencés pour que la cible soit impactée par le faisceau initial. Le moyen de déviation 40 est inséré entre le guide d’ondes d’accélération 36 et la cible 42, le moyen de déviation 40 permettant d’obtenir un angle de déviation de 90°. D’autres angles de déviation sont bien entendu possibles selon les configurations considérées. En outre, dans certains cas, le moyen de déviation 40 n’est pas présent, c’est alors uniquement le guide d’ondes d’accélération 36 et la cible 42 qui sont agencés pour que la cible 42 soit impactée par le faisceau initial. La cible 42 est une cible à rayons X. Lorsque la cible 42 est impactée par le faisceau initial, il est généré le faisceau de sortie. Le faisceau de sortie est, notamment, un faisceau de rayons X. Un faisceau de rayons X est un rayonnement électromagnétique à haute fréquence constitué de photons dont l'énergie varie de 100 électron-volt, jusqu’à plusieurs dizaines de mégaélectron-volt. La première unité de mise en forme 44 est propre à mettre en forme le faisceau de sortie généré après la cible 42. Plus spécifiquement, selon l’exemple proposé, la première unité de mise en forme 44 est une unité de collimation. Le premier capteur 46 est configuré pour contrôler le faisceau de sortie en interaction avec le contrôleur 28 En particulier, le premier capteur 46 est configuré pour mesurer une puissance du faisceau de sortie. De manière optionnelle, comme il apparaîtra par la suite, le premier capteur 46 est configuré pour fournir en sortie une information spatiale sur la densité de puissance qui le traverse. Le premier capteur 46 est un capteur à transmission qui est transparent pour le faisceau de sortie qui le traverse. Le premier capteur 46 comporte au moins une chambre à ionisation 52 (également appelée « chambre d’ionisation ») et un module de contrôle 53. En variante, le premier capteur 46 comporte deux chambres à ionisation 52 disposées successivement selon le trajet du faisceau de sortie. La chambre à ionisation 52 sera décrite plus bas. La deuxième unité de mise en forme 48 est propre à mette en forme le faisceau de sortie se propageant après le premier capteur 46. Le deuxième capteur 50 est configuré pour mesurer une puissance du faisceau initial. Le deuxième capteur 50 comporte, par exemple, une bobine 56 et un capteur de courant de bobine 58, de manière connue en soi. En variante, le deuxième capteur 50 comporte au moins une chambre à ionisation 52, le deuxième capteur 50 étant notamment identique au premier capteur 46. Selon l’exemple décrit, le deuxième capteur 50 se trouve entre la cible 42 et le moyen de déviation 40. Une vue en coupe d’une chambre à ionisation 52 présente dans le premier capteur 46 est représentée sur la . La représente une vue schématique partielle en coupe de la chambre à ionisation 52. Les dimensions ne sont pas respectées afin de montrer tous les éléments pertinents sur le même dessin. La chambre à ionisation 52 comporte deux électrodes 60 et 62, à savoir une anode 60 et une cathode 62, au moins un pilier 64, par exemple un ensemble de piliers 64, et deux organes d’acquisition 65. Les deux électrodes 60 et 62 sont parallèles et se font face. Les deux électrodes 60 et 62 s’étendent ainsi principalement selon un plan et présentent une épaisseur selon une direction perpendiculaire dite direction d’empilement et repérée par un Z sur la . La chambre à ionisation 52 est notamment prévue pour que le faisceau de sortie traverse selon la direction d’empilement Z les deux électrodes 60 et 62 ainsi que le volume qui les sépare. Le volume séparant les électrodes 60, 62 est délimité selon la direction Z par ces deux électrodes. Ce volume contient un gaz qui est par exemple de l’air, bien que d’autres gaz tels que le dihydrogène, l’hélium, le diazote, le néon, l’argon, le krypton, le xénon, le dioxyde de carbone, le méthane ou le butane soient envisageables, sous forme de gaz pur ou de mélange. Chaque épaisseur d’une couche est définie dans ce qui suit selon la direction d’empilement Z. Dans l’exemple décrit, chaque électrode 60 et 62 présente la forme d’un disque. Le diamètre du disque est compris entre 6 centimètres (cm) et 15 cm. Selon l’exemple décrit, le diamètre de chaque électrode 60 et 62 est égal à 11 cm. La distance d entre les électrodes 60 et 62 est comprise entre 1 micromètre (µm) et 10 µm. Selon l’exemple proposé, la distance d entre les électrodes 60 et 62 est égale à 5 µm. Lorsque les électrodes 60 et 62 et le volume de gaz entre les électrodes sont traversés par le faisceau de sortie, une partie du gaz est ionisée par le faisceau de sortie et, selon le mécanisme expliqué précédemment de dérive des ions, un signal électrique proportionnel à la puissance du faisceau de sortie est généré sur les électrodes 60, 62 et mesuré par le module de contrôle 53, qui en déduit la valeur de la puissance du faisceau de sortie. Le volume de gaz compris entre les surfaces des électrodes 60 et 62 est le volume sensible du capteur de mesure 46. Chacune des deux électrodes 60 et 62 comporte un film 66 tendu sur un support 68 mécanique en forme d’anneau circulaire et un empilement 70 de couches superposées. Chaque film 66 est électriquement conducteur, en particulier métallique. Par exemple, le film 66 est en acier inox, notamment en acier inox 316 selon la dénomination de la norme AISI (abréviation du terme « American Iron and Steel Institute ») des Etats-Unis. Un tel matériau présente une rigidité suffisante en faible épaisseur, résiste à la corrosion et évacue raisonnablement la chaleur. En variante, le film 66 est en aluminium pour profiter de ses bonnes propriétés d’évacuation de la chaleur et de faible interaction avec le faisceau incident, qui permet donc d’en améliorer la transparence. Le film 66 présente une épaisseur comprise entre 6 µm et 100 µm. En variante, le film 66 est une plaque de graphite pour profiter de ses très bonnes propriétés de conduction thermique et électrique, et permet de réduire encore l’interaction avec le faisceau incident, avec une transparence optimale. Dans ce cas, la plaque 66 présente une épaisseur comprise entre 100 µm et 300 µm. L’empilement 70 de couches superposées est déposé sur le film 66. L’empilement 70 de couches comporte quatre couches 72, 74, 76 et 78. Il est à noter que le nombre de couches pour l’empilement 70 de couches peut varier. Chaque couche 72, 74, 76 et 78 présente une épaisseur comprise entre 50 nm et 200 nm. Selon l’exemple décrit, chaque couche 72, 74, 76 et 78 présente la même épaisseur. Ici, l’épaisseur commune aux quatre couches 72, 74, 76 et 78 est de 100 nm. L’empilement 70 comporte, depuis le film 66 vers la partie en contact avec le faisceau de sortie incident, une alternance de couches 72, 74, 76 et 78, une couche isolante 72, puis une couche électriquement conductrice 74 puis à nouveau une couche isolante 76 et une couche électriquement conductrice 78. Un tel empilement 70 permet une isolation galvanique par utilisation de l’effet Faraday permettant de préserver l’intégrité des signaux recueillis des perturbations électromagnétiques présentes dans l’environnement extérieur du capteur de mesure 46. Chaque électrode 60 et 62 est ainsi un empilement 70 de couches superposées sur un film 66 métallique réalisant une fonction d’isolement électrique. Par exemple, les couches isolantes 72 et 76 sont réalisées en Al 2 O 3 ou en SiO 2 ou en MgF2. Le matériau dans lequel les couches électriquement conductrices 74 et 78 sont réalisées est le titane (Ti). En particulier, la couche 78 la plus proche de l’autre électrode 60, 62 est en titane. Le titane présente l’avantage d’un faible nombre atomique qui favorise une faible interaction avec le faisceau incident, mais surtout, dans sa forme oxydée, le TiO reste conducteur. En variante, la couche électriquement conductrice 74 et 78 est réalisée en métal noble : or (Au), argent (Ag), rhodium (Rh), osmium (Os), palladium (Pd), ruthénium (Ru) , iridium (Ir), platine (Pt), Nickel-Or (Ni-Au), oxyde de tungstène (WxOy) ou tout autre métal dont la forme oxydée est conductrice. Il est notamment entendu par « forme oxydée conductrice » une forme oxydée présentant une conductivité électrique de 100 S.m -1 ou plus. Un ensemble de piliers 64 est présent entre les électrodes 60 et 62. Cela signifie que chaque pilier 64 s’étend depuis la surface d’une électrode 60 et 62 à l’autre dans le volume sensible de la chambre à ionisation 52 . Les piliers 64 sont des piliers de maintien dans la mesure où les piliers 64 sont adaptés pour maintenir constante la distance entre les électrodes même en présence de l’attraction électrique entre les électrodes 60 et 62 lorsque celles-ci sont polarisées. Les piliers 64 assurent également l’isolation électrique entre les électrodes 60 et 62, et l’uniformité de la réponse spatiale qui dépend du volume sensible. Comme représenté schématiquement sur la , chaque pilier 64 est réalisé par une alternance de matériaux. Plus spécifiquement, chaque pilier 64 de l’ensemble de piliers 64 comporte une alternance de première couche 80 et de deuxième couche 82. Plus précisément, chaque pilier 64 est un empilement 84 de couches superposées comportant un ensemble de bicouches 86 formées par une première couche 80 et une deuxième couche 82 (la deuxième couche 82 de la première bicouche étant en contact avec la surface de la couche 78 de la cathode 62) et une unique couche 92, cette couche 92 étant en contact avec la surface de la couche 78 de l’anode 60 et réalisée dans le même matériau que les deuxièmes couches 82. Une telle alternance permet d’homogénéiser le champ électrique entre les deux électrodes. Chaque première couche 80 est réalisée en un matériau électriquement conducteur et chaque deuxième couche 82 est réalisée en un matériau électriquement isolant. Selon l’exemple proposé, le matériau isolant est du Al 2 O 3 . En variante, le matériau isolant est du SiO 2 , ou encore du MgF2. La première couche 80 présente une première épaisseur comprise entre 25 nanomètres (nm) et 75 nm. Ici, la première épaisseur est égale à 50 nanomètres. Selon l’exemple proposé, le matériau électriquement conducteur est du titane (Ti). En variante, le matériau électriquement conducteur est de l’or ou tout métal dont la forme oxydée est conductrice tel que décrit précédemment. La deuxième couche 82 présente une deuxième épaisseur comprise entre 75 nm et 125 nm. Ici, la deuxième épaisseur est égale à 100 nanomètres. Selon l’exemple décrit, le rapport entre la première épaisseur et la deuxième épaisseur est compris entre 0,1 et 10, de préférence égal à 0,5. Chaque pilier 64 présente la forme d’un cylindre présentant une forme de base et une hauteur. Selon l’exemple proposé, la forme de base est un disque. De plus, le disque présente un diamètre compris entre 25 µm et 75 µm. Dans le cas de la , le diamètre est égal à 50 µm. En variante, la forme de base est un carré ou un polygone quelconque. La hauteur est égale à la distance d entre les électrodes 60 et 62. Dans l’exemple proposé, la hauteur de chaque pilier 64 est égale à 5 µm. Lorsqu’un unique pilier 64 est présent, le pilier 64 est, par exemple, disposé au centre de la surface de l’une des électrodes 60, 62. Lorsqu’une pluralité de piliers 64 sont présents, les piliers 64 sont répartis sur la surface de l’une des électrodes 60 et 62 selon un agencement bidimensionnel. Dans notre cas, les piliers 64 sont répartis sur la surface de la cathode 62. L’agencement bidimensionnel permet d’assurer que les piliers 64 soient sensiblement équirépartis sur la surface de l’électrode. Dans l’exemple proposé, l’agencement bidimensionnel est un agencement régulier. L’agencement bidirectionnel peut être circulaire, polaire, hexagonal ou irrégulier. Par exemple, l’agencement est tel que les piliers 64 sont espacés d’un premier pas selon une première direction et d’un deuxième pas selon une deuxième direction, les deux directions étant perpendiculaires entre elles et à la direction d’empilement Z. Dans l’exemple proposé, le premier pas et le deuxième pas sont égaux. Chaque pas est compris entre 50 µm et 500 µm. Dans le cas de la , chaque pas est égal à 250 µm. En outre, l’agencement bidimensionnel est tel que chaque pilier 64 est aligné avec d’autres piliers 64 selon une première ligne et encore d’autres piliers 64 selon une deuxième ligne, les deux lignes étant perpendiculaires. Selon un autre mode de réalisation, chaque pilier 64 est réalisé en un matériau isolant. Dans chacun des cas, les piliers 64 comportent au moins une partie en matériau isolant. Chaque organe d’acquisition 65 est configuré pour recevoir un courant d’ionisation d’une électrode 60, 62 correspondante, et pour transmettre le courant reçu au module de contrôle 53. Chaque organe d’acquisition 65 est, par exemple, une électronique d’acquisition des signaux générés par les électrodes. Chaque organe d’acquisition 65 est, par exemple, une carte de circuit imprimé. Il est à noter que, si le module de contrôle 53 est représenté sur la comme étant distant des organes d’acquisition 65, il est en variante porté par l’une ou l’autre des deux cartes, ou encore formé par la réunion de ces deux cartes. Selon l’exemple de la , la chambre à ionisation comporte en périphérie des éléments de couplage 67 reliant chacun une électrode 60, 62 à un organe d’acquisition 65 correspondant et permettant de polariser les électrodes 60, 62 et de recueillir les signaux générés par le déplacement des ions créés dans le volume sensible. Les organes d’acquisition 65 encadrent, ensemble, les électrodes 60, 62, qui sont en d’autres termes interposées selon la direction Z entre les deux organes d’acquisition. En particulier, chaque organe d’acquisition 65 est configuré pour recevoir le courant d’ionisation d’une électrode 60, 62, l’autre électrode 62, 60 étant interposée entre l’organe d’acquisition 65 et l’électrode 60, 62 dont il est configuré pour recevoir le courant d’ionisation. Chaque élément de couplage 67 relie, notamment, la couche 78 d’une électrode 60, 62 à l’organe d’acquisition 65 correspondant à l’électrode 60, 62 considérée. Chaque élément de couplage 67 traverse, par exemple, une électrode 60, 62 pour relier l’autre électrode 62, 60 à l’organe d’acquisition 65 correspondant. Cela permet alors de faciliter la connexion de la couche 78 à l’élément de couplage 67, puisque celui-ci est disposé du même côté du film 66 que la couche 78 et peut aisément venir en appui contre elle. L’électronique acquisition est propre à détecter des signaux de faible amplitude, typiquement des courants entre 10 -12 Ampères (A) et 10 -2 A. Le fonctionnement d’un tel premier détecteur 46 a fait l’objet de simulation expérimentale par la demanderesse. Avec une distance inter-électrodes 60 et 62 de 5 µm, l’application de la loi de Poisson qui donne la probabilité de créer au moins une paire d’ions donne qu’en moyenne 0,015 ions générés en moyenne. Cela implique que 1,5% des électrons ayant traversé le premier détecteur 46 vont donner naissance à au moins une paire d’ions. Par rapport à une chambre d’ionisation usuelle, cela représente une réduction d’un facteur 500 du nombre de paires d’ions. En outre, le volume de dérive, c’est-à-dire la distance à parcourir par les charges avant leur collecte par les électrodes 60 et 62, est diminué du fait du faible volume sensible des électrodes 60 et 62. La combinaison de la réduction du nombre de paires d’ions générés et de la diminution du parcours permet d’empêcher la survenue d’une saturation dans le premier détecteur 46 tout en conservant un signal électrique présentant certes une amplitude certes plus faible que la chambre d’ionisation usuelle mais encore détectable par le circuit électronique 65 à grande gamme dynamique. Le ou les piliers 64 limitent la possibilité que les électrodes 60, 62 ne se déforment, par exemple sous l’effet de l’attraction électrique, et perturbent ainsi la mesure. Le capteur 46 est donc plus précis et plus fiable qu’il ne le serait en l’absence de pilier(s). La faible distance entre les électrodes 60, 62 rend une telle déformation, en l’absence de pilier(s) 64, plus probable et plus importante. Des simulations de la demanderesse ont montré que les piliers 64 ne perturbent que très faiblement les lignes de champ électrique que vont suivre les ions pendant leur dérive vers les électrodes 60 et 62. En outre, la simulation du comportement thermique de la chambre à ionisation 52 en présence d’un faisceau de puissance dans des conditions d’usage réel ont montré que la température maximale atteinte au point le plus chaud de la chambre à ionisation 52 est bien inférieure à la température de fusion des matériaux présents dans la chambre à ionisation 52. La chambre à ionisation 52 est fabriquée par utilisation de techniques issues de la microélectronique. En particulier, parmi ces techniques, il peut être cité le dépôt plasma plus souvent désigné sous le terme de PECVD. Une telle abréviation renvoie à la dénomination anglaise de « Plasma-Enhanced Chemical Vapor Deposition » qui signifie littéralement dépôt chimique en phase vapeur assisté par plasma. Du fait d’un tel fonctionnement, le premier détecteur 46, fournit en temps réel un signal représentatif du faisceau généré par l’accélérateur de particules 24, et ce sans phénomène de saturation même en présence d’un faisceau intense. Autrement formulé, le premier détecteur 46 est capable de mesurer un faisceau généré par un accélérateur de particules 24, et de fournir avec précision une information relative à la géométrie du faisceau en temps réel et qui soit, de préférence d’encombrement réduit et de mise en œuvre aisée. Le contrôleur 28 utilise ce signal pour contrôler l’accélérateur de particules 24. Le contrôleur 28 est, par exemple, un calculateur ou un ordinateur dédié. Le contrôleur 28 est ainsi propre à assurer la dose appliquée par l’accélérateur de particules 24. Pour cela, le contrôle utilise la caractérisation en temps réel du faisceau par le premier capteur 46, et optionnellement par le deuxième capteur 50, si un tel deuxième capteur est présent. Un tel contrôle peut être amélioré en ajoutant une information spatiale sur le faisceau. Pour cela, selon une variante, au moins une des électrodes 60 ou 62 et notamment l’anode 60 est découpée en plusieurs zones adjacentes, isolées électriquement les unes des autres. Cela permet d’obtenir, en outre, une mesure spatiale de la puissance transportée par le faisceau qui traverse le détecteur. A titre d’exemple particulier, l’anode 62 est séparée en quatre quart de cercles. Il est enfin à noter qu’un tel contrôle du faisceau produit par un accélérateur de particules 24 est avantageux dans d’autres cas. En effet, les accélérateurs de particules à haute puissance sont aussi utilisés dans le domaine industriel (réticulation, greffage de polymères, stérilisation). Le premier détecteur pourrait ainsi être adapté pour le réglage et le suivi des processus industriels. A titre d’exemple particulier, le premier détecteur est utilisé dans la mesure des petits champs (tailles inférieures à 2x2 cm²) d’irradiation en radiothérapie conventionnelle. Selon un autre exemple, le premier détecteur 46 est utilisé pour une caractérisation non destructive des matériaux à usage industriel. Un tel premier détecteur 46 offre alors une résolution spatiale améliorée. Selon une variante, la cible 42 n’est pas présente. Le faisceau de sortie utilisé pour traiter le sujet 12 est alors le faisceau initial. Capteur de mesure (52) d’un flux de rayonnement généré par un accélérateur de particules (24), le capteur de mesure (52) comportant deux électrodes (60, 62) délimitant un volume de mesure, les électrodes (60, 62) étant séparées par une distance comprise entre 1 micromètres et 10 micromètres, les électrodes (60, 62) étant reliées par au moins un pilier (64) comportant au moins une partie en matériau isolant. Capteur de mesure (52) selon la revendication 1, dans lequel les électrodes (60, 62) sont reliées par un ensemble de piliers (64), chaque pilier (64) comportant au moins une partie en matériau isolant. Capteur de mesure selon la revendication 1 ou 2, dans lequel les piliers (64) sont réalisés par une alternance de premières couches (80) et de deuxièmes couches (82), la première couche (80) étant réalisée en un matériau électriquement conducteur, notamment du Ti, et la deuxième couche (82) étant réalisée en un matériau isolant, notamment de l’Al 2 O 3 Capteur de mesure selon l’une quelconque des revendications 1 à 3, dans lequel chaque électrode (60, 62) comporte un empilement (70) de couches superposées sur un film métallique (66), l’empilement (70) de couches réalisant une fonction d’isolement électrique. Capteur de mesure selon la revendication 4, dans lequel l’empilement (70) de couches superposées comporte une alternance d’au moins une paire de couche électriquement isolante (72, 76) et de couche électriquement conductrice (74, 78). Capteur de mesure selon la revendication 4 ou 5, dans lequel au moins une couche électriquement conductrice (74, 78), notamment la couche électriquement conductrice (78) la plus proche de l’autre électrode (60, 62), est réalisée en titane. Détecteur (46) de mesure d’un flux de rayonnement issu d’un accélérateur de particule comportant un capteur de mesure (52) selon l’une quelconque des revendications 1 à 6 et un circuit électronique (53) d’acquisition du signal mesuré par le capteur de mesure (52). Système de mesure (50) comportant un capteur de mesure (52) selon l’une quelconque des revendications 1 à 7 ou un détecteur de mesure (46) selon la revendication 7 et éventuellement un capteur de mesure (56) de la puissance moyenne du faisceau de rayonnement. Tête de traitement (26) d’un accélérateur de particules (24) comportant un système de mesure (50) selon la revendication 8. Installation, notamment installation de radiothérapie (10) ou accélérateur de particules (24) comprenant la tête de traitement (26) selon la revendication 9.