Les nanogels hybrides magnéto-plasmoniques

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Les nanosystèmes pour la nanomédecine

Un des avantages que peut apporter les nanosystèmes à la nanomédecine est le contrôle spatio-temporel. En effet, un nanovecteur peut permettre de vectoriser une drogue jusqu’à sa cible par différents modes de ciblage et de contrôler la libération de cette drogue. Cette modification de la distribution permet d’augmenter les concentrations actives au niveau de l’organe cible, tout en réduisant la toxicité liée à la dispersion des molécules au sein de l’organisme. De même, l’encapsulation permet de protéger les molécules actives des phénomènes d’inactivation et d’améliorer le passage des barrières biologiques, en augmentant ainsi l’efficacité du traitement. Il existe de nombreuses nanoparticules (NPs) pouvant être utilisées en nanomédecine. La Figure 2 donne un aperçu de la diversité des objets existants à ce jour. Ils sont classés dans deux catégories : (1) les NPs organiques, telles que les liposomes, les nanogels, les micelles, les capsides de virus et les dendrimères ; (2) les NPs inorganiques, telles que les quantum dots, les NPs d’oxyde de fer, d’or, de silice, les nanotubes de carbone, les nanodiamants. Certains de ces objets peuvent être utilisés pour le transport et la libération d’agents thérapeutiques, d’autres pour le diagnostic. Ainsi, la combinaison de plusieurs matériaux permettrait d’élaborer des systèmes théranostiques. La composition chimique, le comportement vis-à-vis des cellules, ainsi que les propriétés de ciblage varient d’un système à l’autre.

Biodistribution des nanoparticules

Bien que la nanomédecine soit généralement considérée comme prometteuse pour de nouvelles stratégies de diagnostic et de traitement, la biodistribution et les effets toxiques des nouveaux nanomatériaux doivent être soigneusement évalués avant toute utilisation clinique. La taille, la forme et la surface des nanoparticules déterminent la manière dont elles seront filtrées du sang vers les organes du corps humain, tels que les poumons, le foie, la rate ou les reins. Comme illustré Figure 3, les particules sphériques de diamètre inférieur à 5 nm seront rapidement filtrées par les reins tandis que celles ayant un diamètre compris entre 20 et 150 nm seront essentiellement capturées par le foie et la rate. Au-dessus de 150 nm, les captures par le foie et la rate restent importantes et les poumons vont filtrer de plus en plus les NPs. Pour d > 2 μm, l’élimination pulmonaire est très rapide. Lorsque les NPs sont chargées positivement, la capture des NPs par les poumons, le foie et la rate s’effectue plus rapidement, comparée à celle effectuée pour des NPs négatives ou neutres4.
La biodistribution naturelle des NPs peut être modifiée en mettant en place des stratégies de ciblage. Le ciblage est très intéressant pour le traitement du cancer lorsque les tumeurs sont nombreuses ou inaccessibles pour être traitées par chirurgie, et notamment à cause de la cytotoxicité des molécules antitumorales. Le ciblage des molécules consiste à associer une substance active (molécules, protéines, ADN, ARN, etc.) à un vecteur pour l’orienter dans l’organisme vers une cible particulière, afin d’obtenir une concentration locale plus importante à cet endroit et donc un traitement plus efficace. Il existe trois principales stratégies de ciblage :
(1) Ciblage passif : Désigne l’accumulation naturelle des NPs dans certains organes, de part leur taille et la nature de leur surface. Dans les tissus normaux, seules de petites molécules peuvent diffuser à travers les parois des vaisseaux sanguins. Dans le cas des tumeurs, la porosité est accentuée, et des objets plus grands, tels que les macromolécules et les nanoparticules peuvent diffuser dans le tissu. La taille maximale des pores des tumeurs se situe entre 380 et 780 nm.5 Les NPs vont donc s’accumuler dans la tumeur, à des concentrations cinq à dix fois supérieures à celles observées pour un tissu sain. Ce phénomène est connu sous le nom d’effet EPR (Enhanced Permeability and Retention)6,7.
(2) Ciblage actif : Désigne l’accumulation des NPs grâce à une reconnaissance de celles-ci par des cellules spécifiques. La reconnaissance peut être effectuée en modifiant la chimie de surface des NPs, par exemple en greffant des ligands spécifiques de la tumeur visée. Ceci amplifie l’affinité passive des NPs pour les cellules cibles.
(3) Ciblage physique : Fait référence à l’utilisation d’une force extérieure à l’organisme permettant d’augmenter l’accumulation des NPs au niveau de la zone tumorale. Un exemple de ciblage physique est l’utilisation d’un gradient de champ magnétique (aimant) pour accumuler des nanosystèmes hybrides magnétiques dans la tumeur.

Les briques élémentaires de nos systèmes

Les nanogels stimulables

Il existe un éventail de nanostructures possibles à base de polymères stimulables, tels que des agrégats, des nanoparticules cœur@coquille, des capsules, des nanogels, des micelles, des membranes, des films (layer-by-layer), des brosses. Les polymères peuvent être seuls ou associés à des nanoparticules hybrides pour la formation de systèmes hybrides (Figure 4).
Les microgels ont été définis pour la première fois par Baker en 1949. Le terme micro faisait allusion à la taille des particules en gel de polybutadiène synthétisées par Baker, que l’on pourrait désormais appeler nano, étant donné que le diamètre de ces particules était inférieur à 1000 nm. Ce sont des particules colloïdales constituées d’un réseau tridimensionnel de polymère réticulé gonflé (maille) dans un solvant, possédant un diamètre compris entre 0,1 et 1 µm9. Aujourd’hui dans la littérature, la distinction entre les termes microgel et nanogel reste floue et ces termes sont utilisés indifféremment pour désigner des particules dont la taille est comprise dans la gamme du nanomètre (d = 10 à 1000 nm) ou du micromètre (d >1 µm). Dans ce manuscrit de thèse, les particules de gel étudiées ont une taille comprise entre 100 et 600 nm, elles seront donc appelées nanogels.
On parle de nanogels stimulables si les polymères constituant la maille réticulée sont capables de changer d’état en solution sous l’effet d’un stimulus externe. Ceci est dû à un changement d’affinité entre les chaînes polymères et le solvant, par exemple un changement de solubilité et/ou de conformation du polymère. Cette affinité est un équilibre entre les interactions de type solvant-solvant, polymère-solvant et polymère-polymère. Le stimulus peut être dû à un changement des propriétés du milieu de dispersion (stimulus interne) tel qu le pH, la force ionique, la température, la présence/absence d’une molécule. Le stimulus peut également être actionné de l’extérieur, par exemple lors de l’application d’un champ électrique et/ou magnétique, d’une irradiation lumineuse infrarouge et/ou visible8. Les polymères vont passer d’un état hydrophile à un état hydrophobe dans le solvant, ou vice-versa (transition de phase)10, comme illustré Figure 5.

Voies de synthèse des nanoparticules d’oxyde de fer

Les premiers ferrofluides datent de 1966 et ont été préparés par broyage d’un matériau magnétique pendant plusieurs semaines, suivi d’un ajout de tensioactif pour bien disperser et stabiliser les NPs obtenues. Actuellement, les NPs d’oxyde de fer sont synthétisées par deux méthodes chimiques décrites ci-dessous :

Synthèse par co-précipitation de sels métalliques

La synthèse par co-précipitation a été mise au point par R. Massart en 1980 (France) et consiste à faire précipiter de sels métalliques FeCl2 et FeCl3 dans une solution aqueuse d’ammoniac NH3 à température ambiante 94. Ce procédé permet d’obtenir une grande quantité de NPMs stables dans l’eau ; cependant les NPs obtenues sont polydisperses. Cette méthode par co-précipitation a été utilisée pour la synthèse des NPs de maghémite utilisées dans cette thèse et sera détaillée dans le Chapitre III. En parallèle, R. S. Molday et D. Mackenzie ont mis au point un procédé permettant de synthétiser des nanoparticules magnétiques par NPs d’oxyde de fer (-Fe2O3)
Gradient de champ magnétique- précipitation de FeCl2 et FeCl3, en présence de dextran et dans un milieu alcalin (1982, USA)95.

Synthèse à haute température

Parmi les synthèses à haute température, nous pouvons citer les réactions hydrothermales96 et les réactions dans un solvant polyol96 dans une solution aqueuse, ainsi que la réaction par décomposition des métaux carbonyles dans un solvant organique97. Pour ces réactions, le contrôle de la température, de la pression, de la nature et de la quantité de solvant est essentiel pour pouvoir obtenir la taille souhaitée de NPs. À partir de ces protocoles, on obtient des dispersions de NPs très monodisperses, de taille comprise entre 4 et 60 nm. Le Tableau 2 regroupe les principaux avantages et inconvénients de ces techniques de synthèse, ainsi que les propriétés des NPMs obtenues (nature chimique, taille, morphologie).

Propriétés magnétiques des nanoparticules d’oxyde de fer

Les NPMs de maghémite ayant un diamètre inférieur à 20 nm sont des monocristaux formés par un seul domaine magnétique, ce qui leur confère des propriétés superparamagnétiques107. Chaque nanoparticule possède un moment magnétique μi non nul, orienté selon l’axe principal d’aimantation de la nanoparticule. À Tamb, en absence de champ magnétique, les moments i des NPMs en dispersion sont orientés de manière aléatoire à cause de l’agitation thermique. Dans ce cas l’aimantation globale ou somme des i de la dispersion est donc nulle. Lorsqu’un champ magnétique est appliqué, les moments i vont s’aligner suivant la direction du champ et l’aimantation globale sera supérieure à celle d’un matériau paramagnétique, d’où le terme superparamagnétique. Ce comportement est illustré Figure 14.

Toxicité des nanoparticules d’oxyde de fer

Il a été démontré dans la littérature que les NPs d’oxyde de fer de type maghémite sont efficacement internalisées par les cellules souches sans affecter leurs fonctions ou leur capacité de différenciation109. Par ailleurs, des études récentes ont démontré une biodégradation massive des NPs d’oxyde de fer dans des endosomes au sein des cellules en moins d’un mois, montrant que les tissus peuvent se purger eux-mêmes des NPs et que ces NPs ne sont pas toxiques. La dégradation des NPs est suivie de la libération intracellulaire d’ions fer sans affecter l’homéostasie cellulaire du fer.110–112

Les nanoparticules d’or

L’or est le métal noble par excellence. De par sa nature chimique, il est très inerte, ce qui le protège de l’oxydation et de la dégradation. Les nanoparticules d’or sont utilisées dans les applications biomédicales depuis leurs premières synthèses colloïdales il y a plus de trois siècles. Cependant, au cours des deux dernières décennies, de nombreuses équipes de recherche ont travaillé sur les différents modes de synthèse permettant de faire varier leur taille et leur morphologie, afin de moduler leurs propriétés optiques. Actuellement, ces NPs sont utilisées dans l’optoélectronique, le photovoltaïque et la nanomédecine (diagnostic et thérapie)113,114.

Voies de synthèse des nanoparticules d’or

Le premier rapport scientifique décrivant un protocole de synthèse de nanoparticules d’or colloïdales est établi par Michael Faraday en 1857. Cette synthèse est basée sur la réduction aqueuse du chlorure d’or par le phosphore, en présence de disulfure de carbone (stabilisant)115. Aujourd’hui, la plupart de protocoles de synthèse de NPs d’or suivent une stratégie similaire à ce protocole : le sel d’or est réduit en présence de ligands s’accrochant à la surface des NPs en croissance pour empêcher leur agrégation. La taille des particules est ajustée en faisant varier la nature chimique et la quantité de d’agent réducteur, ainsi que la quantité d’ions Au3+.

Synthèse in situ de nanoparticules d’or

La synthèse in situ de NPs d’or est basée sur trois étapes principales : (1) la réduction de sels d’or avec des agents réducteurs, tels que les borohydrures, les aminoboranes, l’hydrazine, le formaldéhyde, l’hydroxylamine, les alcools saturés et insaturés, l’acide citrique et oxalique, les polyols et le peroxyde d’hydrogène (liste non exhaustive). Puis, (2) la stabilisation des NPs avec du citrate trisodique dihydraté, des ligands possédant des groupements thiols ou phosphores, des polymères et des tensioactifs. (3) Les NPs formées in situ sont ensuite utilisées pour la croissance de germes.
 Méthode Turkevich (1951) : Ici le citrate joue le rôle à la fois d’agent réducteur et de stabilisateur. Tout d’abord, l’acide tétrachloraurique (HAuCl4) est chauffé jusqu’à ébullition, puis du citrate de sodium est ajouté rapidement sous agitation. Après quelques minutes, une dispersion colloïdale rouge est obtenue, contenant des NPs d’or d’environ 20 nm 116.
 Méthode Brust-Schiffrin (1994): Procédé en deux étapes permettant de synthétiser des NPs d’or stabilisées par des ligands thiolés117. En effet, la liaison Au–S formée entre la surface des NPs d’or et les ligands –SH est relativement forte. Les NPs obtenues sont très monodisperses et de petite taille, entre 2 et 5 nm.
 Méthode utilisant le citrate comme seul stabilisant (1996) : Le groupe de Natan J. a mis au point un protocole de synthèse pour lequel le citrate de sodium est utilisé uniquement en tant que stabilisant et le tétrahydruroborate de sodium (NaBH4) est utilisé en tant qu’agent réducteur118. Pour cela, un mélange NABH4/citrate est ajouté dans une solution de HAuCl4 à température ambiante. Cette méthode permet d’obtenir des NPs d’or plus petites (de l’ordre de 6 nm) que celles obtenues par la méthode Turkevich.
Les méthodes in situ de Turkevich-Frens et de Brust-Schiffrin, avec des citrates et de ligands thiolates, restent les voies de synthèse les plus utilisées dans la littérature pour l’élaboration de NPs d’or. Elles fournissent des NPs d’or sphériques ou quasi-sphériques. De plus, il est bien connu que les fonctions thiols présentent une forte affinité par les surfaces d’or119. D’autres groupements, telles que les amines (–NH2) 120, les sulfates (–SO2O–) ou sulfures (–S-R) 121 et les acides carboxyliques (–COOH) 122 auraient également pu être utilisés, en raison de leur affinité pour interagir avec les surfaces métalliques d’or. Pour cela, il suffit de faire réagir les groupements époxydes avec d’autres molécules bi-fonctionnelles possédant à la fois un groupement thiol et le groupement souhaité, telles que du sel 3- mercapto-1-propanesulfonate de sodium (MPSA) possédant des fonctions –SO2O–, du 2- aminoéthanethiol (AET) ayant des fonctions –NH2 ou de l’acide mercaptoacétique (acide thioglycolique) ayant des fonctions –COOH)84. Les thiols possèdent la plus forte affinité pour les surfaces d’or123. Néanmoins, ces synthèses ne permettent pas de contrôler la taille, ni la forme des NPs lorsque l’on souhaite obtenir de grosses particules. De ce fait, des nouvelles stratégies de synthèse, telle que la croissance ensemencée, ont été développées. Cette méthode est très efficace pour obtenir des NPs d’or monodisperses de grandes tailles (jusqu’à 300 nm) et des formes bien définies.

Propriétés plasmoniques et de photothermie

Les propriétés optiques des NPs d’or sont gouvernées par la résonance plasmonique de surface localisée lorsque les NPs sont soumises à une radiation électromagnétique129. La LSPR dépend de la taille, de la forme des NPs et de la constante diélectrique du milieu130,131. La couleur des dispersions de NPs d’or est due au couplage de la lumière dans la région visible du spectre électromagnétique (400–800 nm) avec la LSPR. En ce qui concerne les nanobâtonnets d’or (AuNRs), ils sont capables de transformer l’énergie de photons en chaleur lorsqu’ils sont soumis à une irradiation proche infrarouge. Ainsi, de la même manière que les NPs d’oxyde de fer, ils peuvent être utilisés en tant que source de chaleur pour détruire des cellules cancéreuses lors d’une thérapie plasmonique-photothermique (PPTT)132. À différence des nanoparticules d’or sphériques, les nanobâtonnets d’or possèdent une bande de résonance plasmonique de surface localisée longitudinale (LSPR-longitudinale) et une bande transversale (LSPR-transversale). La LSPR-longitudinale est particulièrement sensible au rapport d’aspect AR des AuNRs et peut être modulée du visible au proche infrarouge (Figure 16).

Des nanosystèmes pour la thermothérapie

Certaines nanoparticules, telles que les NPs d’oxyde de fer et les NPs d’or, sont capables de générer de la chaleur en présence d’un stimulus (champ magnétique alternatif AMF, irradiation proche infrarouge NIR-L). L’efficacité du pouvoir chauffant des NPs est quantifiée par le taux d’absorption spécifique (SAR, Specific Absorption Rate). La SAR (W.g-1) correspond à la dissipation de la puissance par unité de masse de fer ou d’or164. La thermothérapie est une alternative aux traitements chirurgicaux des tumeurs. Lorsque la température atteint 41 à 46 °C, les cellules sont endommagées et le processus de mort cellulaire (apoptose) est déclenchée, on parle d’hyperthermie. Lorsque la température atteinte est supérieure à 51 °C, la destruction totale des cellules a lieu, on parle de thermoablation.
Pour avoir une efficacité thérapeutique, l’échauffement induit par les NPs doit être compris entre 5 et 8°C au-dessus de la température physiologique. Il a été démontré dans la littérature que les cellules cancéreuses sont plus sensibles que les cellules saines à la température, augmentant ainsi l’efficacité de la thermothérapie165. L’efficacité du traitement dépend du temps d’exposition, de la concentration en NPs et la localisation des NPs au sein de la cellule (intracellulaire ou sur la membrane). Il existe plusieurs stimuli pouvant déclencher la production de chaleur des NPs dans une région spécifique pour détruire les cellules cancéreuses : les irradiations proche infrarouge, la lumière visible, les ondes microondes, les ultrasons, le champ magnétique alternatif. Les NPs sont administrées dans les tumeurs et les stimuli sont appliquées de l’extérieur166.
Dans cette thèse, on s’intéressera particulièrement à la chaleur générée par les NPs d’oxyde de fer en présence d’un AMF, dite hyperthermie magnétique et à la chaleur générée par les nanobâtonnets d’or en présence d’une NIR-L, dite photothermie.

Synthèse des nanogels fluorescents

Afin d’observer le mécanisme d’internalisation des nanogels encapsulant ou non de la doxorubicine (DOX), leur localisation dans les cellules et la libération intracellulaire de DOX par microscopie confocale, des nanogels fluorescents ont été synthétisés.
Protocole : Une solution aqueuse contenant un co-monomère fluorescent (rhodamine B acryloxyéthyle thiocarbamoyle) est préparée (0,1 wt% par rapport à la masse totale en monomères MEO2MA + OEGMA + MAA). Pour éliminer toute impureté, la solution de RHO est filtrée à travers une membrane poreuse de 0,2 μm, puis introduite dans le ballon réactionnel contenant les monomères (MEO2MA, OEGMA500, MAA) et le réticulant (OEGDA250). Puis, la réaction se poursuit en suivant le même protocole de copolymérisation radicalaire par précipitation décrit ci-dessus.
La solution du co-monomère fluorescent est de couleur rose translucide en lumière blanche (Figure 20b1) et fluorescente, de couleur jaune-orangée, sous une lampe UV (émission = 570 nm, Figure 20b2). Comme observé sur la Figure 20c, le monomèrerhodamine B en solution dans l’eau possède un maximum d’absorption de max = 555 nm. Les nanogels obtenus contiennent donc de la rhodamine B liée de manière covalente à la matrice polymère. Ils forment une dispersion colloïdale rose opaque de particules de gel dans l’eau (Figure 20b3), et sont fluorescents sous une lampe UV (couleur jaune, Figure 20b4). Pour la suite, les nanogels fluorescents seront notés RHO-MagNanoGels ou RHO-NanoGels, contenant ou non des NPMs respectivement.

Synthèse des nanogels coeur@coquille

Pour l’élaboration des nanogels hybrides magnéto-plasmoniques, c’est-à-dire des nanogels contenant à la fois de nanoparticules magnétiques (NPMs) et des nanobatônnets d’or (AuNRs), une synthèse permettant d’obtenir des nanogels avec une structure de type coeur@coquille a été mise en place. Le coeur et la coquille des nanogels sont tous les deux constitués de polymères à base d’oligo (éthylène glycol) méthyl éther méthacrylate (ratio molaire MEO2MA : OEGMA500 égale à 90 : 10) et fonctionnalisés, soit avec des groupements –COOH, favorisant la complexation des nanoparticules magnétiques, soit avec des groupements  SH, favorisant ainsi l’encapsulation des nanoparticules d’or. Pour mettre en place ce protocole, nous nous sommes inspirés des travaux de D.
Suzuki et H. Kawaguchi concernant la synthèse des nanogels thermosensibles poly(NIPAMco- GMA)@poly(NIPAM), de structure coeur@coquille avec un coeur riche en groupements glycidyl méthacrylate (GMA) et une coquille riche en NIPAM.12–14 Après la polymérisation de la structure réticulée en gel, une étape de post-modification des nanogels est effectuée en faisant réagir, en milieu basique (pH 11,0), les groupements GMA avec des groupements thiols (–SH) provenant des molécules bi-fonctionnelles. Ces molécules possèdent à leurs extrémités une fonction thiol (réactionnelle) et une fonction –amine (–NH2), –acide carboxylique (–COOH), –sulfonate (–SO2O–) ou une double fonction thiol (–SH). Cette postfonctionnalisation est connue en click chemistry sous le nom de réaction click thiol-époxy et favorise la formation rapide d’une liaison thio-éther et d’un groupe hydroxyle (–OH) secondaire en milieu basique.15 Les structures chimiques des molécules utilisées pour la fonctionnalisation du coeur (MAA) et de la coquille (GMA, puis SH) des nanogels élaborés dans cette thèse sont données Figure 21.

Propriétés optiques des dispersions de nanogels

À 25 °C, la dispersion aqueuse de nanogels PEG-co-MAA ([nanogels= 5,3 mg.mL-1) est blanche et légèrement opaque comme observé sur la Figure 25. Des paramètres tels que la concentration en nanogels, la température du milieu, ainsi que l’organisation des nanogels en structures compactes et ordonnées peuvent faire varier l’aspect optique des dispersions colloïdales de nanogels. Pour une concentration donnée, la dispersion de nanogels devient plus opaque lorsque la température est au-dessus de la VPTT des nanogels (Figure 25). Ceci est dû probablement à une différence d’indice de réfraction entre les nanogels (nnanogels) et le liquide dispersant (neau). En effet, à 25 °C, les nanogels sont gonflés et sont composés d’environ 96% d’eau ; par conséquent l’indice de réfraction des nanogels est proche de celui de l’eau, alors qu’à 50 °C les nanogels sont dégonflés, expulsant ainsi une partie de l’eau vers l’extérieur de la matrice.

Étude de la décomposition thermique de la matrice polymère

La décomposition thermique du réseau 3D en polymères réticulés des nanogels a été évaluée par analyse thermogravimétrique (TGA, ThermoGravimetric Analysis), en mesurant l’évolution de la masse de l’échantillon en fonction de la température. L’analyse thermogravimétrique de nanogels permet également de quantifier l’eau absorbée dans les nanogels et non évaporée lors du passage à l’étuve.
Protocole : Un volume de dispersion de nanogels PEG-co-MAA est séché dans une étuve à 70 °C pendant 24 h, puis placé dans une capsule en aluminium. La poudre est ensuite analysée avec un appareil thermogravimétrique SDT Q600 (TA Instruments) sous flux d’azote N2(g) à 100 mL.min-1, avec une vitesse de chauffage de 10 °C.min-1 de 25 à 800 °C. Tout d’abord, la courbe TGA des nanogels PEG-co-MAA montre une perte de masse de 14% entre 25 et 225 °C (Figure 29). Cette masse correspond aux molécules d’eau encore présentes dans les nanogels, malgré l’étape préalable de séchage à l’étuve. Cette eau dite liée interagit fortement avec les chaînes de polymères, soit par des liaisons hydrogènes entre l’atome d’hydrogène des molécules d’eau et l’oxygène des chaînes de polymères-OEGMAs, soit par des interactions hydrophobes. Elle est par conséquent plus difficile à éliminer. Puis, la masse des nanogels diminue fortement de 225 à 430 °C due à la décomposition thermique de la matrice polymère, jusqu’à obtenir une perte quasi-totale de masse (environs 96%) autour de 450 °C.

Étude des transitions thermiques et des températures Tg, Tc et Tf

La caractérisation thermique de la matrice polymère des nanogels PEG-co-MAA secs et gonflés dans l’eau a été effectuée par calorimétrie différentielle à balayage (DSC, Differential Scanning Calorimetry). Les analyses ont été effectuées avec des appareils DSC Q20 et DSC Q2000 (TA Instruments), étalonnés préalablement avec de l’indium (Tf = 156 °C) et du zinc (Tf = 420 °C), pour l’analyse des nanogels secs et gonflés en dispersion.
Protocole : Pour l’analyse des nanogels secs, un volume de la dispersion de PEG-co-MAA est séché préalablement à l’étuve à 70 °C pendant 24 h. Puis, 2,2 mg du polymère sec sont placés dans une capsule en aluminium. Un cycle chauffage-refroidissement-chauffage est effectué, avec une rampe de température de 20 à 200 °C, à une vitesse de 20 °C.min-1 et sous atmosphère inerte (N2 (g)). Pour l’analyse des nanogels gonflés dans l’eau, 20 mg de la dispersion des nanogels contenant 6,5.10- 5 g de nanogels, sont placés dans une capsule en aluminium. Puis un chauffage de 20 à 60 °C à 3 °C.min-1 est effectué.
Le traitement des courbes de DSC est effectué avec le logiciel TA Universal Analysis. Comme observé Figure 30a, les nanogels PEG-co-MAA secs présentent trois transitions thermiques : une température de transition vitreuse Tg = 64 °C correspondant au passage d’un état vitreux à un état liquide surfondu lors du chauffage de la phase amorphe des polymères; une température de cristallisation Tc = 119,8 °C avec une enthalpie de cristallisation cH = 70,0 J.g-1 qui correspond à une cristallisation partielle après refroidissement rapide du polymère fondu ; et une température de fusion Tf = 169,5°C avec une enthalpie de fusion de fH = 7,7 J.g-1. Par ailleurs, lorsque les nanogels PEG-co-MAA sont en dispersion dans l’eau, ils présentent une quatrième transition thermique, correspondant à la VPTT. Classiquement, la mesure de la VPTT est effectuée par DLS (Cf. § 4.1) mais elle peut également être estimée par DSC. D’après l’analyse de la courbe DSC de la Figure 30b, ces nanogels ont une VPTT de 36 °C et l’énergie nécessaire pour atteindre cette transition est de H = 10 ,3 J.g-1. Cette valeur est légèrement supérieure à celle mesurée par DLS (VPTT = 30 °C).

Table des matières

CHAPITRE I : Étude Bibliographique
1. La nanomédecine pour le traitement du cancer
1.1. Les nanosystèmes pour la nanomédecine
1.2. Biodistribution des nanoparticules
2. Les briques élémentaires de nos systèmes
2.1. Les nanogels stimulables
2.2. Les nanogels hybrides
2.3. Les nanoparticules magnétiques
2.4. Les nanoparticules d’or
3. Nouvelles thérapies à base de nanoparticules hybrides
3.1. Des nanosystèmes hybrides pour la libération de molécules contrôlée à distance
3.2. Des nanosystèmes pour la thermothérapie
Références
CHAPITRE II : Les nanogels pH-sensibles et thermosensibles
1. Synthèse et caractérisation de nanogels pH- et thermosensibles
1.1. Matériel
1.2. Synthèse des nanogels
1.3. Synthèse des nanogels fluorescents
1.4. Synthèse des nanogels coeur@coquille
1.5. Purification des nanogels
2. Structure et propriétés des nanogels
2.1. Les dispersions colloïdales de nanogels
2.2. Propriétés physico-chimiques des nanogels
3. Paramètres expérimentaux influençant les propriétés physico-chimiques des nanogels
4. Effet de la température et du pH
4.1. Effet de la température
4.2. Effet du pH
Conclusion
Références
CHAPITRE III : Les nanogels hybrides magnétiques
1. Les nanoparticules magnétiques
1.1 Matériel
1.2 Synthèse des NPMs
1.3 Tri en taille
1.4 Stabilité colloïdale des NPMs
1.5 Morphologie, taille et charge des NPMs
1.6 Structure cristallographique des NPMs
1.7 Propriétés magnétiques des NPMs
2. Les Nanogels magnétiques
2.1 Matériel
2.2 Synthèse des MagNanoGels
2.3 Synthèse des MagNanoGels fluorescents
2.4 Purification
2.5 Composition chimique des MagNanoGels
2.6 Morphologie et taille des MagNanoGels
3. Effet de la température et du pH sur les MagNanoGels
3.1 Effet de la température
3.2 Effet du pH
3.3 Effet du champ magnétique
4. Libération contrôlée de doxorubicine encapsulée dans les MagNanoGels sous stimuli
4.1 Matériel
4.2 Encapsulation de doxorubicine dans les MagNanoGels
4.3 Libération de DOX des MagNanoGels par chauffage en bain thermostaté
4.4 Libération de DOX par diminution du pH
4.5 Libération de DOX par application d’un champ magnétique alternatif
4.6 Estimation de la température locale induite sous AMF
5. Libération de DOX intracellulaire déclenchée sous AMF
5.1 Matériel
5.2 Etudes intracellulaires des MagNanoGels
Conclusion et Perspectives
Références
CHAPITRE IV : Les nanogels hybrides magnéto-plasmoniques
1. Les nanobâtonnets d’or
1.1 Matériel
1.2 Synthèse des nanobâtonnets d’or
1.3 Chimie de surface des AuNRs
1.4 Morphologie et taille des AuNRs
1.5 Propriétés plasmoniques des AuNRs
2. Les nanogels plasmoniques – PlasmNanoGels
2.1 Matériel
2.2 Synthèse des nanogels plasmoniques – PlasmNanoGels
2.3 Morphologie, taille et charge des PlasmNanoGels
2.4 Effet de la lumière
3. Les nanogels magnéto-plasmoniques MagPlasmNanoGels
3.1 Matériel
3.2 Synthèse des MagPlasmNanoGels à structure simple
3.3 Synthèse des MagPlasmNanoGels à structure coeur@coquille
3.4 Morphologie, taille et charge des MagPlasmNanoGels
4. Vers des nanogels pour la thermothérapie
Conclusions et Perspectives
Références

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