Hydrodynamique et écoulement des fluides dans des systèmes microfluidiques

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Les verres bioactifs

Les verres bioactifs constituent un cas unique : ce sont les premiers matériaux synthétiques ayant démontré leur capacité à se lier de façon forte avec les tis sus, osseux en particulier.

Caractéristiques d’un verre bioactif

En vue de leur utilisation comme implant, les biomatériaux doivent répondre à certains critères; ces caractéristiques définissent le caractère bioactif de ces matériaux.

La biocompatibilité

La biocompatibilité des verres employés comme implants est une condition nécessaire; ces matériaux ainsi que leur produit de dégradation ne doivent pas présenter de toxicité ni s’accompagner d’une forte réaction inflammatoire.
En général, les matériaux phosphocalciques et leur produit de dégradation sont très assimilables par l’organisme et participent même à la régénération osseuse, la majorité de ces matériaux présente une bonne biocompatibilité. L’implantation de ces matériaux biocompatible s’accompagne avec la formation d’une couche d’hydroxyapatite [4].

La bioactivité

La bioactivité est définie comme étant la propriété de créer des liens chimiques étroits au niveau de l’interface implant/tissu receveur. Cette propriété réside dans la possibilité pour ces biomatériaux de précipiter à leur surface au contact des fluides biologiques une apatite cristalline, similaire au minéral osseux. La formation de cette phase apatitique se fait en plusieurs étapes [5]:
1) existence d’un environnement sursaturé en ions calcium et phosphate.
2) précipitation, à la surface du matériau, d’une apatite nanocristalline carbonatée.
3) association puis incorporation de cette phase avec la matrice de l’os nouvellement formé.
La première étape est réalisée naturellement et les fluides biologiques au contact d’un implant sont sursaturés par rapport aux apatites nanocristallines susceptibles de se former. La deuxième étape dépend des propriétés de nucléation de la surface, elle est particulièrement importante pour l’hydroxyapatite et d’autres phosphates de calcium susceptibles de favoriser la croissance de cristaux d’apatite. Cependant, cette capacité d’une surface à favoriser la germination d’une phase apatitique peut être exaltée par la libération d’ions minéraux du biomatériau lui-même. Ainsi, la bioactivité des verres est attribuée à leur capacité à libérer du calcium dans leur environnement immédiat et favoriser ainsi localement la précipitation de phosphate de calcium. Deux autres ions peuvent contribuer à cet effet, les phosphates et les ions (OH-) par leur effet sur le pH local, et certains biomatériaux utilisent aussi ces propriétés. La troisième étape est plus complexe et elle implique de nombreux paramètres physico-chimiques et biologiques. Parmi les paramètres physico-chimiques, il faut mentionner la vitesse de croissance des cristaux, l’inhibition de la croissance et de la germination par des protéines ou des ions (Mg, carbonates, pyrophosphates, citrates…), la diffusion de ces groupements vers le front de minéralisation. Les paramètres biologiques concernent, notamment l’adhésion, la prolifération, la différenciation et la minéralisation des ostéoblastes, qui dépendent fortement de la surface du biomatériau et de certains ions minéraux en solution (calcium et phosphate).
Tout comme le minéral osseux, la phase apatitique nanocristalline néoformée est très réactive et elle possède des capacités importantes d’échange ionique et d’adsorption de protéines. Il a été suggéré que des protéines issues des fluides environnants pourraient être co-précipitées et donc incluses dans cette couche apatitique lors de sa formation.
La bioactivité de matériaux a été montrée pour la première fois par Hench et al qui ont remarqué la formation de cette couche apatitique sur leur bioverre. Kokubo et al ont ensuite montré que la bioactivité d’un matériau pouvait être évaluée in vitro par immersion à 37°C du matériau dans une solution de SBF (Simulated body Fluid) qui reproduit la composition ionique du plasma sanguin. Dans ces conditions, seuls les matériaux bioactifs ont la capacité d’induire la nucléation-croissance de cette phase apatitique à leur surface. La présence de sites de nucléation et un accroissement de la sursaturation en ions calcium et phosphate à la surface du matériau sont deux mécanismes permettant d’induire la formation de cette apatite similaire au minéral osseux.
La plupart des céramiques à base de phosphates de calcium sont bioactives à des degrés variables. La microporosité de ces matériaux semble jouer un rôle important dans ce phénomène : cette microporosité augmente la surface spécifique des échantillons et donc le nombre de sites de nucléation. Il a été suggéré qu’elle pourrait permettre d’obtenir un microenvironnement favorable pour une sursaturation en ions calcium et phosphate [6].

La résistance mécanique

Les substituts osseux peuvent être soumis à des efforts mécaniques importants similaires à ceux que l’os doit supporter. Il est donc important que ces matériaux présentent de bonnes propriétés mécaniques afin d’éviter leur fracture lors de la mise en place durant l’opération chirurgicale ou au moment de la mise sous charge.
La résistance mécanique des substituts osseux est dépendante principalement de leur composition, de leur mode de fabrication et de leur morphologie.

La biorésorbabilité

La biorésorbabilité est un facteur important : Elle va déterminer la vitesse à laquelle le matériau va être dégradé in vivo par les phénomènes de dissolution spontanés et par l’action des ostéoclastes. Celle-ci doit être contrôlée pour obtenir une dégradation directement corrélée dans le temps à la formation d’os : Le matériau doit, en effet, être en mesure de se dégrader pour permettre le remplacement progressif de la céramique par l’os néoformé, mais une dégradation trop rapide peut être responsable de la perte de l’intégrité de la structure de la céramique qui ne pourra donc plus soutenir la croissance osseuse [7].
La biorésorbabilité est dépendante des caractéristiques physico-chimiques des matériaux. La composition chimique du matériau conditionne son degré de solubilité et donc sa vitesse de dégradation. Il est généralement considéré que la biodégradabilité est liée au produit de solubilité du matériau. L’hydroxyapatite (HA) stœchiométrique est définie, par de nombreux auteurs, comme un matériau non ou peu résorbable. Son produit de solubilité est, en effet, très faible. Au contraire, le β-TCP (β-phosphate tricalcique) a un produit de solubilité beaucoup plus grand que celui du HA (si on le rapporte au même nombre d’ions phosphate dans de l’eau à 25°C) et peut être plus facilement dissout à pH acide. La combinaison d’HA et de β-TCP pour former les céramiques mixtes de BCP (phosphate de calcium biphasique) a pour objectif principal de contrôler leur vitesse de résorption. Ces céramiques mixtes ont une résorbabilité intermédiaire et sont capables d’être dégradées entièrement pour être remplacées par la matrice osseuse.
Le verre peut être élaboré par deux méthodes : la méthode de fusion ou le procédé sol-gel.

Verres bioactifs synthétisés par fusion : le bioverre de Hench 45S5

Les verres bioactifs les plus étudiés et les plus utilisés sont composés principalement d’oxydes de silicium (SiO2), de sodium (Na2O), de calcium (CaO) et de Phosphore (P2O5). Le verre le plus utilisé et le plus bioactif est le verre noté bioverre 45S5 de L.L. Hench [6](composé en pourcentage massique de 45% de SiO2, 24,5% de NaO2, 24,5% de CaO et 6% de P2O5). Ce bioverre est classé sur toute la gamme des matériaux bioactifs dans la classe A, qui correspond à l’indice de bioactivité le plus élevé. Cette bioactivité est due à la capacité du bioverre lorsqu’il est immergé dans le milieu physiologique, de former de l’hydroxyapatite carbonatée (HAC). Cette couche HAC permet un accrochage chimique en environ 12 heures de l’implant à l’os (figure1-6). La bioactivité du bioverre 45S5 lui confère des propriétés d’ostéoconduction, d’ostéostimulation et de résorption [7].
Zone A : correspond aux verres qui ne présentent aucune bioactivité (verres bioinertes : plus de 60% en SiO2, pas de lien avec l’os, réactivité trop basse).
Zone B : correspond aux verres bioactifs (ils favorisent un lien avec l’os)
Zone C : correspond aux verres dont la réactivité est trop forte, pas de lien avec l’os : ce sont des verres biorésorbables
Zone D : pas de formation de verres.

Verres bioactifs synthétisés par voie sol- gel

La bioactivité dans les verres est liée autant à leurs structure et morphologie qu’à leur composition. Ces paramètres sont aisément ajustables par procédé de fusion et plus encore par le procédé sol -gel, il en résulte que la bioactivité dans les verres peut être contrôlée finement et adaptée à une grande variété d’applica tions.

Procédé de synthèse par sol-gel

La technique sol-gel est un procédé d’élaboration de matériaux permettant la synthèse de verres, de céramiques et de composés hybrides organo-minéraux, à partir de précurseurs en solution. Il permet de réaliser des couches minces constituées d’empilements de nanoparticules d’oxydes métalliques [8].
Ce procédé s’effectue dans des conditions dites de chimie douce, à des températures nettement plus basses que celles des voies classiques de synthèse. Ces conditions offrent également la possibilité d’associer des espèces organiques et minérales pour former de nouvelles familles de composés hybrides organo-minéraux, possédant des propriétés inédites.
La première polymérisation sol-gel a été réalisée par Ebelmen [2], qui décrivit dès 1845 « la conversion en verre solide de l’acide silicique exposé à l’air humide ». Le procédé sol-gel était né mais il fallut attendre près d’un siècle pour que cette idée soit reprise par l’industrie verrière. Dans les années 1930, la firme allemande Schott Glaswerke utilise pour la première fois le procédé de polymérisation sol-gel pour la fabrication de récipients en verre puis de rétroviseurs. Le premier brevet sol-gel a été déposé en 1939.
Le principe du procédé sol-gel, autrefois appelé « chimie douce », repose sur l’utilisation d’une succession de réactions d’hydrolyse-condensation, à température modérée, proche de l’ambiante, pour préparer des réseaux d’oxydes, qui peuvent être à leur tour traités thermiquement. Il s’agit d’un processus de conversion en solution d’alcoxydes métalliques, tels que les alcoxydes de silicium, zirconium, aluminium, titane, … L’espèce métallique soluble peut aussi contenir des constituants organiques qui peuvent être ajustés selon les applications.
L’appellation sol-gel est une contraction des termes « solution-gélification ».
Avant que l’état de gel ne soit atteint, le système est dans l’état liquide : il est constitué d’un mélange d’oligomères colloïdaux et de petites macromolécules ainsi que, selon le degré d’avancement de la réaction de polymérisation, de différents monomères partiellement hydrolysés. Cette dispersion stable de particules colloïdales au sein d’un liquide est appelée «sol». La taille des particules solides, plus denses que le liquide, doit être suffisamment petite pour que les forces responsables de la dispersion ne soient pas surpassées par la gravitation.
Le gel est constitué d’un réseau d’oxyde gonflé par le solvant, avec des liaisons chimiques assurant la cohésion mécanique du matériau en lui donnant un caractère rigide, non déformable (un gel peut présenter un caractère élastique, mais pas de viscosité macroscopique). Le gel correspond à la formation d’un réseau tridimensionnel de liaisons de Van der Waals. Le temps nécessaire au « sol » pour se transformer en « gel » est appelé temps de gel (ou point de gel) [9].

Mésostucturation des pores

Les matériaux poreux se différencient selon la taille des pores qui les constituent : d’après l’Union Internationale de Chimie Pure et Appliquée (IUPAC), on qualifie de microporeux un matériau dont le diamètre (dp) des pores est inférieur à 2 nm, macroporeux si dp > 50 nm, et mésoporeux si 2 < dp < 50 nm. Le contrôle de la forme et la taille des pores dépend de l’agent structurant des pores et sa nature (ionique ou non ionique), une large gamme de surfactants est déjà utilisée pour avoir des pores selon les besoins tout dépend de la concentration micellaire critique (CMC) de l’agent structurant mis en jeu [1].
L’agent précurseur n’est pas une molécule seule, mais plutôt un auto-assemblage de molécules de surfactant, généralement constitué d’une partie hydrophobe et une hydrophile. Au-delà de la CMC, ces molécules de surfactant se regroupent pour former des phases micellaires isotropes (figure1-8). Lorsque la concentration en surfactant augmente encore, les structures hexagonales apparaissent. La figure 1-9 montre les différentes phases qui apparaissent à différentes températures et pour différentes concentrations du P123. Le processus peut continuer avec la coalescence des cylindres pour former une phase lamellaire [3].
Les surfactants sont classé en deux grandes familles, la famille des surfactants ioniques tel que les CnTAB et celle des surfactants non-ionique comme les Pluronic tel que P123 qui est utilisé au cours de la préparation de nos échantillons présentés ci-dessous.

Synthèse des MCM-41 (SiO2 pure)

Dans le cas de la silice de type MCM-41 (Mobil Critalline Materials-41), les pores sont ordonnés selon un réseau hexagonal 2D dont les pores ont un diamètre d’ouverture de 15 à 100 Å. Selon le protocole de synthèse de Beck et al [5], on suit les étapes suivantes : on prépare une solution qui contient 200 g de C16H33(CH3)3NOH/Cl(CTA), 2 g d’alumine, 100 g de silicate de tétraméthylammonium (TMA) et 25 g de HiSil (mélange aluminate/silicate) sous agitation.
Après une période d’agitation à une température déterminée pour permettre l’hydrolyse et la pré-condensation, le produit est ensuite lavé, séché, et les molécules organiques éliminées par une méthode d’extraction ou par calcination c’est-à-dire que l’échantillon est séché à la température ambiante, calciné à 550 °C pendant une heure sous un flux d’azote, puis pendant 6 heures sous un courant d’air.

Table des matières

Introduction
1. Ecoulement microfluidique
1.1. La microfluidique continue
1.2 La microfluidique digitale
2. Caractéristiques de la microfluidique : nombres sans dimension
2.1. Hydrodynamique et écoulement des fluides dans des systèmes microfluidiques : Equation de
conservation de Navier Stokes
2.2. Nombre de Reynolds
2.3. Diffusion et mélange des fluides
2.4. Tension de surface
2.5. Nombre capillaire
2.6. Instabilité de Rayleigh-plateau
3. Génération des gouttes
3.1. La jonction en T
3.2. Géométrie de « flow focusing »
3.3. Puces microfluidiques avec des électrodes
4. Stabilité des gouttes
5. Conclusion
Bibliographies « Chapitre 2 »
Chapitre 3 : Techniques expérimentales de caractérisation
Introduction
1. Description générale des milieux poreux
2. Techniques de caractérisation de la porosité des verres bioactifs synthétisés
2.1 Adsorption/désorption d’azote (BET)
2.2 Diffraction des Rayon X aux petits angles
2.3. Microscopie électronique à balayage MEB
2.4. Microscopie électronique en transmission (TEM)
2.5. Microscopie confocale SP8
2.6. Spectroscopie infrarouge à transformer de Fourier
3. Techniques de fabrication des puces microfluidiques
3.1. La photolithographie
3.2 Technologie PDMS
3. Conclusion
Bibliographies «chapitre 3»
Chapitre 4 : Synthèse de microparticules de silice mésoporeuse par voie microfluidique
Introduction
1. Silice mésoporeuse par voie sol-gel pure
1.1. Spectre FTIR et diffraction des rayons X aux grands angles
1.2. Caractérisation MEB de verre de silice
2. Synthèse microparticules de silice monodisperse par voie microfluidique
3. Microcapsules de silice mésoporeuse
4. Caractérisation TEM et microscopie confocale des microcapsules de silice
5. Caractérisation texturale et structurales des microsphères de silices mésoporeuse
5.1. Mesure B.E.T
5.2 Diffraction des Rayons X aux petits angles
6. Cinétique d’évolution de la taille des microgouttes
7. Fonctionnalisation des microcapsules de silice
8. Conclusion
Bibliographies «chapitre 4»
Chapitre 5 : Propriétés optiques remarquables des microcapsules de silice mésoporeuse dopées et non dopées
Introduction
1. Relation entre porosité du verre de silice et son indice de réfraction
2. Résonance à modes de galerie dans des microcavités sphériques
3. Détermination expérimentale de l’indice de réfraction des microcapsules de silice mésoporeuse
par résonance à modes de galerie
4. Microlentilles, nanojets et nanophotonique
5. Systèmes photoniques sphériques
5.1 Généralités sur les cristaux photoniques
5.2 Les cristaux photoniques colloïdaux
5.3 Microcapsules photoniques déformables
6. Microcapsules de silice à membrane élastiques
7. Conclusion
Bibliographies «chapitre 5»
Chapitre 6 : Propriétés électriques des microcapsules de silice mésoporeuse
1. Mise en évidence d’une force de diélectrophorèse dans les microcapsules de silice sous un
faisceau d’électrons
2. Mise en évidence d’un ordre orientationnel à longue portée des microcapsules de silice en
l’absence d’un champ électrique externe
3. Cas de microcapsule de silice
4. Forces de diélectrophorèse positive et négative
4.1 Manipulation des microcapsules par diélectrophorèse
4.2 Manipulation des microgouttes par diélectrophorèse
5. Conclusion
Bibliographies «chapitre 6»
Conclusion générale

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