Applications des nanoparticules magnétiques dans le biomédical

Télécharger le fichier pdf d’un mémoire de fin d’études

Le transport localisé de médicaments

Une autre application très prometteuse est la délivrance localisée de médicaments. En effet, les nanoparticules magnétiques peuvent être utilisées comme vecteur ou moyen de transport de médicaments vers des sites spécifiques par l’utilisation d’un champ magnétique externe. Grâce à leur grand ratio surface/volume, elles peuvent porter des composants pharmaceutiques vers des organes ou des cellules puis les libérer une fois la cible atteinte comme représentée schématiquement sur la figure 1. 6.
Ici, cf. figure 1. 6, les nanoparticules magnétiques sont fonctionnalisées avec un médicament ou un principe actif (en vert dans la figure). A l’aide d’un gradient de champ magnétique externe, elles sont dirigées vers la cible figure 1. 6 (b). Sous l’effet du médicament très fortement concentré, une guérison localisée est obtenue.
Pour cette application, la taille, la charge et la surface chimique des nanoparticules magnétiques sont particulièrement importantes et affectent le temps de circulation dans le sang ainsi que la biodisponibilité de la particule dans le corps [50]. L’avantage de ces nanoparticules, surtout lorsque leur taille se situe entre 10 nm et 100 nm, est leur capacité à pénétrer dans de très petits capillaires des tissus ou d’organes. Cette meilleure distribution dans les tissus leur confère une plus grande efficacité [51]. Les doses de médicaments à administrer peuvent alors être réduites, diminuant en conséquence les effets indésirables associés. Des travaux ont été menés en utilisant ce principe pour le traitement de tumeurs cancéreuses.
Par exemple, l’utilisation de médicaments cytotoxiques (tels que le doxorubicine utilisé en chimiothérapie) portés par les nanoparticules peut cibler des cellules tumorales implantées dans des rats [52]. Les résultats s’avèrent encourageants, car ces travaux ont montré une totale rémission de la tumeur sur les rats de référence pour lesquels la délivrance du principe actif a été réalisée en utilisant ce ciblage. Alors qu’aucune rémission n’a été observée en comparaison avec le groupe de rats qui n’a pas bénéficié de cette méthode et pour lequel une dose du principe actif dix fois supérieure avait été administrée, mais sans ciblage à l’aide de nanoparticules magnétiques. D’autres travaux ont également été réalisés avec succès en utilisant le même principe actif avec les nanoparticules magnétiques comme support sur des cochons [53, 54], des lapins [55] et des rats [56, 57, 58, 59].

Agent de contraste en imagerie médicale par résonance magnétique IRM

L’IRM est une technique majeure de diagnostic non invasive basée sur le principe de la RMN (Résonance Magnétique Nucléaire) pour le diagnostic des tumeurs, d’inflammations ou de lésions dans le corps humain. La RMN utilise la propriété de certains noyaux atomiques (possédant un spin nucléaire) qui, lorsqu’ils sont soumis à un champ radiofréquence, peuvent absorber cette énergie puis la relâcher lors de la relaxation. Cette relaxation correspond au temps de retour à l’équilibre de l’aimantation tissulaire et se produit suivant deux mécanismes différents et décrits par deux temps de relaxation, T1 et T2 [60].
La relaxation dite longitudinale ou relaxation T1, correspond au temps de retour à l’état d’équilibre M0 de la composante longitudinale Mz de l’aimantation. Elle s’exprime par :
Plus précisément, le temps T1 correspond au temps nécessaire à l’aimantation longitudinale pour retourner à 63 % de sa valeur initiale (par projection) et dépend de la mobilité des atomes. Ce mécanisme est représenté sur la figure 1. 7 ci-après.

L’imagerie en utilisant des nanoparticules magnétiques, la MPI (Magnetic Particles Imaging)

Le principe de la MPI est basé sur la saturation des nanoparticules magnétiques, autrement dit, sur la partie non linéaire de leur courbe de magnétisation [69, 70]. Lorsqu’un champ magnétique alternatif d’excitation (AC) est appliqué, la réponse des nanoparticules magnétiques à ce champ magnétique d’excitation d’une fréquence f0 se traduit par l’apparition d’harmoniques 3f0, 5f0, 7f0, etc. Ces harmoniques peuvent être détectées avec un capteur de champ (une bobine de capture en général) et un filtrage spécifique. Si, désormais, un champ magnétique extérieur statique (DC) est superposé au champ magnétique alternatif, et s’il est assez fort pour saturer les nanoparticules, les composantes aux harmoniques sont alors supprimées. Tout le principe de la MPI repose donc sur la surpression ou non de ces signaux aux harmoniques. Ce principe est décrit sur la figure 1. 9.

La magnétorelaxométrie et susceptibilité AC

La magnétorelaxométrie

Le principe de la magnétorelaxométrie est d’appliquer un champ magnétique externe afin d’aimanter les nanoparticules magnétiques, puis de couper brutalement le champ magnétique appliqué et de mesurer instantanément la relaxation magnétique des nanoparticules. Cette mesure peut être réalisée avec une multitude de capteurs magnétiques tels qu’un fluxate [111], [112], un capteur à magnétorésistance géante GMR [113] ou un capteur à magnéto impédance géante, MIG [114]. La relaxation se produit avec une certaine durée et peut résulter de deux mécanismes distincts : Brownien ou Néel. La relaxation Brownienne est due au mouvement des particules, et la relaxation Néel est due à la rotation du moment magnétique interne des particules. Ces deux relaxations sont plus ou moins prédominantes l’une ou l’autre en fonction de l’état des nanoparticules magnétiques (mobile ou immobile), du diamètre des nanoparticules magnétiques, et du milieu dans lequel elles se trouvent. De cette façon, il est possible de déterminer si elles sont liées ou non à une entité biologique ciblée par exemple. Les courbes de la figure 1. 13 présentent les réponses observées.

Description des systèmes microfluidiques utilisés

Deux types de systèmes microfluidiques sont utilisés au cours des expérimentations de détection des nanoparticules magnétiques. Le premier est simple et consiste en un microcanal en verre formé par un microtube couramment commercialisé et utilisé en chimie ou en biologie. Le second, plus intégré, a été microfabriqué dans le cadre d’une collaboration avec l’équipe BioMems de l’IEMN de Lille. Il est réalisé en matériau PDMS (PolyDiMéthySiloxane) couramment rencontré dans les systèmes microfluidiques et bioMEMS pour sa facilité d’utilisation, sa biocompatible et sa transparence.
Ses diamètres extérieur et intérieur sont de 1080 µm et 280 µm, respectivement. Il est utilisé en combinaison avec du ferrofluide pour faciliter la validation du modèle (cf. partie 3.2.3) à travers des expérimentations à fort rapport signal à bruit. Ce fort rapport signal à bruit résulte de la conjonction des dimensions du microtube plus grandes que celles du canal du système intégré et de la forte concentration en nanoparticules du ferrofluide. Par ailleurs, cette combinaison permet également l’obtention d’acquisitions d’image et de vidéo de qualité pour valider les modèles à travers la corrélation des images et des signaux de mesure. Ce n’est pas le cas avec les dispositifs fabriqués qui de part leur état de surface s’encrassent facilement avec le ferrofluide.
Les dimensions du microcanal sont de 170 µm par 70 µm. Il est utilisé dans le cadre d’une détection réaliste impliquant des nanoparticules utilisées dans le domaine biomédical en volume et en concentration plus faibles (cf section 7). Ces nanoparticules magnétiques, USPIOs (Ultrasmall superparamagnetic iron oxides), font l’objet d’une caractérisation présentée dans la partie 7.2.
La réalisation du système microfluidique fait intervenir les procédés de microfabrication classiques [154]. Le microsystème est obtenu par l’assemblage d’un canal en PDMS fabriqué par micromoulage et d’un support en verre.
Le processus de fabrication est illustré en figure 2. 2. La première étape consiste en la fabrication du microcanal en PDMS (figure 2. 2 (a)). Une mixture de pré-polymère PDMS et d’agent réticulant est versée sur un moule en silicium préalablement obtenu par gravure sèche profonde. Chauffé à une température de 80°C durant une heure, le PDMS durcit et prend la forme du moule. Le PDMS est ensuite décollé du moule pour être fixé sur le substrat en verre. L’étanchéité entre le canal microfluidique et le substrat en verre est assurée par un traitement spécifique utilisant un plasma d’oxygène. Ce traitement rend la surface du PDMS hydrophile et permet une liaison hermétique entre les deux surfaces. Finalement, des capillaires en silice fondue sont scellés aux extrémités du microcanal pour pouvoir le connecter avec le monde extérieur et y injecter le fluide de nanoparticules magnétiques. La seconde étape de fabrication concerne le support en verre et la réalisation des contacts électriques pour l’interfaçage du capteur magnétique (figure 2. 2(b)). Les contacts électriques sont réalisés par shadow masking, technique de pochoir miniaturisé, à travers un masque en aluminium. Une fois le masque aluminium à proximité de la surface, une couche d’accrochage en titane et une couche de métallisation en or de respectivement10 nm et 500 nm d’épaisseur sont déposées par pulvérisation cathodique. Les durées de dépôt sont 25 secondes pour la couche de titane et 1 minute pour la couche d’or respectivement.

Configuration et modélisation du système de détection 1D avec induction magnétique d’excitation selon l’axe z

Nous avons vu dans la partie 3.2.3 du chapitre 1 le principe de magnétisation des nanoparticules et les différentes configurations relatives au positionnement du capteur.
La figure 2. 3 ci-dessous schématise une première configuration étudiée avec l’induction magnétique d’excitation selon l’axe z, perpendiculaire à l’axe sensible du capteur et à l’écoulement dans le canal. A cette configuration correspond une réponse magnétique symétrique vue précédemment. Pour les expériences de détection à une dimension, des tronçons ou plugs de liquide contenant des nanoparticules magnétiques en suspension (colloïdes*) sont injectés dans des microcanaux. L’altitude entre le niveau du capteur et le canal, le lift-off, est un paramètre important, ayant un impact direct sur l’amplitude de la réponse magnétique. Ainsi, dans les cas limites du canal et du capteur sur le même plan ou d’un canal infiniment éloigné du capteur, les réponses magnétiques sont nulles (cf. chapitre 1, figure 1.18). Il existe entre ces deux positionnements limite une valeur optimale de ce lift-off qui est mise en évidence dans le paragraphe 3.1.2.

Etude du signal détecté en fonction du lift-off (z0)

Le lift-off, z0, entre le microcanal et l’axe sensible du capteur est un paramètre des plus important dans la mise en œuvre de la détection des nanoparticules. Lorsque z0 est nul ou tend vers l’infini, le signal mesuré tend vers 0. Entre ces deux limites, un positionnement optimal existe. Le positionnement optimal ne dépend que de la distance entre le capteur et le canal selon l’axe x, c’est-à-dire x1. La figure 2. 6 présente l’évolution de l’induction magnétique totale et la variation du point optimal (croix rouge) en fonction de z0 pour différentes valeurs de x1.
Comme attendu, plus le capteur est proche du canal plus grande est l’amplitude du signal mesuré. A chaque positionnement du capteur correspond un lift-off optimum, ainsi une configuration géométrique optimisée peut donc être proposée en fonction des procédés de fabrication disponibles pour la réalisation pratique des dispositifs. Expérimentalement (cf. 3.2.3), les valeurs de x1 et z0 sont, respectivement, de 800 µm et 400 µm. Dans ce cas, l’induction magnétique mesurée est d’environ 0,3 µT pour un volume de 18 nl. Pour un même volume, un positionnement optimal de x1 et z0 conduirait à une amélioration du signal d’un facteur 60 pour des valeurs de x1 et de z0 de 100 µm et 80 µm.

Validation du modèle analytique

En pratique, le capteur magnétique utilisé est un fil à MagnétoImpédance Géante (MIG) [155] de 1 cm de long et de 40 µm de diamètre. Il est constitué d’un alliage de CoFeSiBNb. Le choix de la MIG est justifié ici par sa simplicité de mise en œuvre, sa petite taille et son faible niveau de bruit par rapport à d’autres capteurs de faible dimension tels que les GMR, TMR ou capteur à effet Hall. Il faut noter qu’en pratique, la maitrise et même la connaissance réelle de la distance x1 entre le capteur MIG et le microcanal est difficile. En effet, le micro-positionnement du fil MIG à proximité du microcanal est techniquement compliqué et la liaison électrique par soudure aux extrémités du fil MIG peut rendre inerte/inactive une partie difficilement quantifiable du fil.

Dispositif expérimental

Un schéma simplifié du dispositif expérimental est représenté en figure 2. 7. Les nanoparticules magnétiques sont magnétisées par une paire de bobines d’Helmholtz, afin de garantir une homogénéité de l’induction magnétique. Cette induction magnétique d’excitation alternative (AC), symbolisée par la flèche en rouge, est perpendiculaire à l’axe sensible du capteur MIG afin de permettre une plus grande dynamique de mesure. La fréquence d’excitation fext de l’induction magnétique d’excitation est choisie afin d’optimiser le RSB en tenant compte du niveau de bruit du capteur magnétique et la bande passante des bobines d’Helmholtz d’excitation (1 kHz). L’expression du RSB est détaillée par la suite (cf. 6.2). Une autre paire de bobines d’Helmholtz est utilisée pour fixer le point de fonctionnement optimal, donnant le plus grand transfert, de la MIG avec une induction magnétique statique (DC), Bbias. Ces bobines sont placées dans l’axe sensible de la MIG.

Induction magnétique induite par les nanoparticules magnétiques

L’induction magnétique d’excitation ܤሬሬሬሬ௘௫௧ ሬሬሬሬԦ est appliquée suivant l’axe x. Le capteur magnétique est supposé dans un premier temps ponctuel. L’axe sensible du capteur est porté par l’axe z. Le balayage s’effectue sur le plan (x, y, z0). L’induction magnétique créée au point au point A par des nanoparticules magnétiques, placées en (x’, y’,0), coordonnées du vecteur r’, est donnée par la relation : est la distance séparant le capteur magnétique ponctuel du moment magnétiqueǡ ܯሬሬԦ. (comme mentionné dans le chapitre 1, ce dernier dépend de l’induction magnétique d’excitation, de la susceptibilité molaire, de la concentration et du volume total des nanoparticules magnétiques).
Afin d’appréhender au mieux les performances de cette technique d’imagerie magnétique appliquée à la détection de nanoparticules magnétiques, un modèle analytique est requis. En effet, ce type de modèle, présenté par la suite, exprimant analytiquement l’induction magnétique générée dans l’espace par les nanoparticules magnétiques permet de décrire les performances de détection de ce système en fonction de paramètres liés aux propriétés des nanoparticules magnétiques et à la configuration du système de détection.

Etude de la résolution spatiale ultime (pour un pixel)

Pour cette partie, l’étude est réalisée pour un pixel unique en guise de motif. Autrement dit, le motif est un carré dont la dimension correspond à la taille d’un pixel. Dans ce cas, l’expression de la résolution spatiale obtenue en fonction des paramètres permet d’évaluer la résolution spatiale ultime atteignable du système.

Evolution de la résolution spatiale, s, en fonction du pas spatial d’échantillonnage (∆x ou ∆y)

Le pas d’échantillonnage spatial (ou taille du pixel) a un impact direct sur la résolution spatiale ultime. Pour les simulations de la figure 3. 13 ci-dessous, la taille du pixel est de 200 µm. La résolution spatiale est ensuite calculée en faisant varier le pas d’échantillonnage de 10 µm à 1000 µm. Ces calculs ont été réalisés à l’aide du logiciel Matlab (800 points de simulation), avec un très faible lift-off de 10 µm afin que la résolution spatiale ne soit pas limitée par ce paramètre (figure 3. 11).
Les résultats de la figure 3. 13 montrent que la résolution spatiale minimale correspond à trois fois le pas d’échantillonnage (∆x ou ∆y). En effet, entre un pas de 60 µm et 1000 µm la pente de la courbe est de 3 et donc la résolution spatiale ultime correspond toujours à 3 fois le pas d’échantillonnage (ce qui correspond bien à la valeur théorique attendue, cf. paragraphe 5.3 – équation 37). La taille du pixel étant ici de 200 µm, avec un pas de 200 µm, la résolution spatiale ultime est de 600 µm. Afin de résoudre la taille du pixel, il faut un pas dont la valeur multipliée par 3 soit inférieure au 200 µm de la taille du pixel. Les résultats de simulation de la figure 3. 13 illustrent bien qu’avec un pas de 10 µm et 60 µm, la résolution spatiale correspond au 200 µm attendu (taille du pixel) (pointillés en vert. Sachant que le pas d’échantillonnage limite le temps de mesure ou du scan (plus le pas est petit, plus la mesure est longue), il existe alors un compris à adopter entre la résolution spatiale ultime et le temps d’acquisition.

Résolution spatiale ultime, s, en fonction du rapport signal à bruit pic de l’image (RSBipic)

Dans le cadre de l’analyse de mesures expérimentales, il est extrêmement important d’introduire l’effet du bruit de la chaine d’acquisition dans les modèles. En effet, ce dernier peut dégrader la résolution spatiale, comme illustrée en Figure 3.12 lorsque le rapport signal à bruit passe sous une valeur seuil nécessaire à la reconstruction correcte des motifs. Sur la figure 3. 14 est représenté en (a) l’image idéale correspondant au pixel unique, dont la taille est de 200 µm, en (b) l’induction ma

Table des matières

Introduction générale
Chapitre 1 : Les nanoparticules magnétiques, leurs détection et applications
1 Introduction
2 Les nanoparticules magnétiques
2.1 Composition, propriétés magnétiques et spécificités
2.2 Nanoparticules magnétiques utilisées au cours de cette thèse
3 Applications des nanoparticules magnétiques dans le biomédical
3.1 Les applications in-vivo
3.1.1 L’hyperthermie magnétique pour le traitement de cancers
3.1.2 Le transport localisé de médicaments
3.1.3 Agent de contraste en imagerie médicale par résonance magnétique IRM
3.1.4 L’imagerie en utilisant des nanoparticules magnétiques, la MPI (Magnetic
Particles Imaging)
3.2 Les applications ex-vivo
3.2.1 Méthode de la séparation magnétique
3.2.2 La magnétorelaxométrie et susceptibilité AC
3.2.3 Détection en microsystème/biocapteurs
4 Conclusion
Chapitre 2 : Modélisation analytique et mesures en 1D
1 Introduction
2 Description des systèmes microfluidiques utilisés
3 Configuration et modélisation du système de détection 1D avec induction magnétique d’excitation selon l’axe z
3.1 Calculs numériques en conditions expérimentales
3.1.1 Etude du signal détecté en fonction de la longueur des tronçons (y2 – y1)
3.1.2 Etude du signal détecté en fonction du lift-off (z0)
3.2 Validation du modèle analytique
3.2.1 Dispositif expérimental
3.2.2 Description de la chaine de mesure
3.2.3 Expérimentations
4 Configuration et modélisation du système de détection 1D avec induction magnétique d’excitation sur l’axe y
4.1 Calculs numériques en conditions expérimentales
4.1.1 Etude du signal détecté en fonction de la longueur des tronçons (y2 -y1)
4.1.2 Etude du signal détecté en fonction du lift-off (z0)
4.2 Validation du modèle
5 Mesure par combinaison des inductions magnétiques d’excitation
6 Modélisation de la chaine de mesure pour le calcul du RSB
6.1 Expression du RSB
6.2 Optimisation du RSB
6.3 Comportement du RSB en fonction des paramètres du système
7 Vers une application biomédicale de détection
7.1 Caractérisation avec nanoparticules magnétiques
7.2 Mesures dans le dispositif microfluidique
8 Conclusion et perspectives
Chapitre 3 : De la modélisation à la reconstruction spatiale en 2D
1 Introduction
2 Le système de détection
2.1 Configuration
2.2 Induction magnétique induite par les nanoparticules magnétiques
3 Technique d’inversion : application à la reconstruction spatiale
3.1 Principe général
3.2 Modélisation de l’équation d’inversion
4 Etude, simulation et propriétés de la méthode de reconstruction en 2D
4.1 Mise en œuvre de la méthode
4.2 Etude la résolution spatiale du motif à l’aide de simulations
4.2.1 Résolution spatiale, s, en fonction du lift-off, z0
4.2.2 Résolution spatiale, s, en fonction de la concentration des NPMs et de Bext
5 Etude de la résolution spatiale ultime (pour un pixel)
5.1 Evolution de la résolution spatiale, s, en fonction du pas spatial d’échantillonnage (∆x ou ∆y)
5.2 Résolution spatiale ultime, s, en fonction du rapport signal à bruit pic de l’image (RSBipic)
5.3 Expression analytique simplifiée de la résolution spatiale pour un pixel
6 Dispositif expérimental et validation des modèles
7 Conclusion
Conclusion générale
Bibliographie

Télécharger le rapport complet