Hydrogels paramagnétiques pour applications en imagerie …...of 178 %, in regard with water, was obtained with gradient echo sequences shorter than 3 min. For the alginate hydrogels,

Hydrogels paramagnétiques pour applications en imagerie par résonance magnétique

Thèse

Fanny Silencieux

Doctorat en génie des mines, de la métallurgie et des matériaux

Philosophiae Doctor (Ph. D.)

Québec, Canada

© Fanny Silencieux, 2017

Hydrogels paramagnétiques pour applications en imagerie par résonance magnétique

Thèse

Fanny Silencieux

Sous la direction de :

Marc-André Fortin, directeur de recherche

Freddy Kleitz, codirecteur de recherche

iii

Résumé

Les hydrogels sont des polymères de plus en plus utilisés dans le domaine des biomatériaux. À cause

de leur faible différence de densité avec le milieu environnant, ils sont difficiles à visualiser en imagerie par

résonnance magnétique (IRM). Des agents de contraste sont couramment utilisés pour faciliter la distinction

entre les tissus pendant la visualisation en IRM. L'objectif de ce projet de thèse est donc de développer un agent

de contraste paramagnétique et de l'encapsuler dans des hydrogels afin d'en permettre la visualisation en IRM.

Des nanoparticules de silice mésoporeuses (MSN) ont été synthétisées et fonctionnalisées avec un

agent de contraste cliniquement approuvé, le DTPA-Gd (acide diethylènetriamine pentaacetique complexé avec

du gadolinium). Ces nanoparticules ont été caractérisées et leurs propriétés relaxométriques ont été mesurées.

Le ratio r2/r1 = 1.46 démontre leur efficacité comme agent de contraste "positif". Ces nanoparticules sont ensuite

encapsulées dans des hydrogels biocompatibles par différentes stratégies : dans un hydrogel de poly (éthylène

glycol) (PEG) par agitation, ou dans un hydrogel d'alginate par émulsion dans un réacteur. Ces produits ont

ensuite été mis en forme, respectivement pour des applications en chirurgie interventionnelle pour des aiguilles

de biopsies et en microencapsulation pour le traitement du diabète de type 1.

Les performances relaxométriques de l'hydrogel de PEG ont été confirmées par NMRD (Nuclear

Magnetic Relaxation Dispersion) à différents champs magnétiques. Cet hydrogel a ensuite été déposé par

trempage-retrait sur des substrats de titane simulant des aiguilles de biopsie. Les substrats ont été

préalablement lavés et fonctionnalisés avec du phosphate acrylate. En modulant la viscosité à l'aide d'un agent

gélifiant, un hydrogel de PEG de 40 à 70 µm d’épaisseur a été obtenu en surface de tubes de titane. Les aiguilles

recouvertes ont révélé un contour brillant en IRM. Des séquences d’acquisition en gradient d’écho de moins

de 3 min ont permis d’obtenir un rehaussement de signal de 178% par rapport à l’eau.

Pour les hydrogels d'alginate, un rehaussement de contraste jusqu'à 113 % a été quantifié par rapport

aux billes sans agent de contraste, avec une séquence d'écho de spin de 4 min. Un suivi par IRM sur plusieurs

mois a aussi permis de confirmer que les deux hydrogels ne relarguent pas de gadolinium au cours du temps.

Ces résultats confirment la possibilité de suivre ces hydrogels à long terme sans perte de signal, ce qui est

essentiel à la poursuite de procédures in vivo.

Ce travail présente donc des hydrogels paramagnétiques à fort rehaussement de contraste en IRM

grâce à l'insertion de nanoparticules de silice mésoporeuses fonctionnalisées avec un agent de contraste. Les

résultats obtenus démontrent l'efficacité des MSN-DTPA-Gd encapsulées dans des hydrogels pour visualiser

ces derniers par IRM. Ces travaux permettront une visualisation des hydrogels à long terme après implantation

dans le corps humain.

iv

Abstract

Hydrogels are polymers increasingly used in the field of biomaterials. Due to their low density difference

with the surrounding middle, they are very difficult to visualize with magnetic resonance imaging (MRI). Contrasts

agents are widely used in MRI to differentiate the different biological tissues during the imaging. The main

objective of this project was the development of a paramagnetic contrast agent trapped in biocompatible

hydrogels enabling their visualization in MRI.

Mesoporous silica nanoparticles (MSN) were synthesized and functionalized with a clinically-approved

contrast agent, DTPA-Gd (gadolinium-diethylenetriamine pentaacetic acid). The nanoparticles were

characterized and their relaxometric properties were evaluated. The r2/r1 relaxometric ratio of 1.46 revealed an

efficient “positive” MRI contrast agent. Then, different entrapment strategies were performed in biocompatible

polymers forming hydrogels: in a poly (ethylene glycol) (PEG) hydrogel (by stirring) or in an alginate hydrogel (by

emulsion). These products were designed for applications in interventional surgery for biopsy needles and in

microemulsion for type 1 diabetes treatment, respectively.

The relaxometric performances of the PEG hydrogel were assessed by NMRD (Nuclear Magnetic

Relaxation Dispersion) at different magnetic field strengths. Then, the paramagnetic hydrogel was coated on

titanium substrates as substitute of biopsy needles. The substrates were cleaned and functionalized with

phosphate acrylate prior to dip-coating. With a thickening agent in the suspension, PEG hydrogels of 40

to 70 µm were deposited on titanium tubes. These samples showed bright outline in MRI. A signal enhancement

of 178 %, in regard with water, was obtained with gradient echo sequences shorter than 3 min.

For the alginate hydrogels, beads with contrast agent showed a contrast 113 % enhanced, compared

to beads without contrast agents, with a spin echo sequence of 4 min. MRI monitoring over months was done to

confirm the persistence of the nanoparticles entrapment in both the PEG and alginate hydrogels. These results

settled the possibility to use these hydrogels in the long term with no signal decrease, which is essential for in

vivo processes.

This work introduced paramagnetic hydrogels with a high contrast enhancement in MRI due to the

entrapment of mesoporous silica nanoparticles functionalized with a contrast agent. Results confirmed the

efficiency of the MSN-DTPA-Gd trapped in the hydrogels to visualize them in MRI. This work could lead to a

long-term visualization of hydrogels after implantation in the body.

v

Table des matières

Résumé .............................................................................................................................................................. iii 

Abstract ............................................................................................................................................................... iv 

Table des matières .............................................................................................................................................. v 

Liste des tableaux ............................................................................................................................................. viii 

Liste des figures .................................................................................................................................................. ix 

Liste des abréviations ....................................................................................................................................... xiii 

Remerciements ................................................................................................................................................. xvi 

Avant-Propos .................................................................................................................................................. xviii 

Introduction ......................................................................................................................................................... 1 

1.  Présentation des concepts ....................................................................................................................... 18 

1.1.  Hydrogels pour applications biomédicales ...................................................................................... 18 

1.1.1.  Classes d'hydrogels pour applications biomédicales .............................................................. 18 

1.1.2.  Polymères biocompatibles pour hydrogels ............................................................................. 19 

1.1.3.  L'alginate ................................................................................................................................ 20 

1.1.4.  Le poly (éthylène glycol) (PEG) .............................................................................................. 20 

1.2.  Les agents de contraste paramagnétiques pour l’IRM .................................................................... 23 

1.2.1.  Principe de l'imagerie par résonance magnétique .................................................................. 23 

1.2.2.  Les agents de contraste d’imagerie par résonance magnétique ............................................ 29 

1.3.  Nanoparticules de silice mésoporeuses .......................................................................................... 33 

1.3.1.  Introduction aux nanoparticules de silice mésoporeuses ....................................................... 34 

1.3.2.  Principales voies de synthèse des nanoparticules de silice mésoporeuses pour applications biomédicales ............................................................................................................................................ 35 

1.3.3.  Fonctionnalisation des nanoparticules de silice mésoporeuses avec des groupements paramagnétiques ..................................................................................................................................... 36 

1.3.4.  Caractéristiques des nanoparticules de silice mésoporeuses appropriées pour un piégeage dans un hydrogel...................................................................................................................................... 37 

1.4.  Mise en forme des hydrogels par dépôt trempage-retrait ................................................................ 37 

1.4.1.  Mécanisme de dépôt .............................................................................................................. 37 

1.4.2.  Viscosité ................................................................................................................................. 41 

1.4.3.  Silice fumée ............................................................................................................................ 43 

2.  Outils d’analyse utilisés pour le projet ...................................................................................................... 46 

2.1.  Analyses des propriétés texturales et physico-chimiques des MSN-DTPA-Gd ............................... 46 

2.1.1.  Microscopie électronique à transmission (MET) ..................................................................... 46 

vi

2.1.2.  Diffraction des rayons X (DRX) ............................................................................................... 47 

2.1.3.  Physisorption d'azote .............................................................................................................. 47 

2.1.4.  Diffusion dynamique de la lumière (DLS) ............................................................................... 49 

2.1.5.  Analyse thermogravimétrique (ATG) ...................................................................................... 51 

2.1.6.  Relaxométrie .......................................................................................................................... 52 

2.1.7.  Spectroscopie de masse à plasma à couplage inductif (ICP-MS) .......................................... 54 

2.1.8.  Activation neutronique (NAA) ................................................................................................. 55 

2.2.  Analyses de surface ........................................................................................................................ 56 

2.2.1.  Microscopie électronique à balayage (MEB) .......................................................................... 56 

2.2.2.  Spectrométrie photoélectronique X (XPS) .............................................................................. 56 

2.2.3.  Spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier (FTIR) .................................................... 57 

3.  Méthodologie de synthèse et de caractérisation des produits ................................................................. 58 

3.1.  Méthode de synthèse des MSN-DTPA-Gd ...................................................................................... 58 

3.1.1.  Synthèse des MSN ................................................................................................................. 58 

3.1.2.  Fonctionnalisation des MSN ................................................................................................... 59 

3.2.  Couches minces de MSN ................................................................................................................ 61 

3.2.1.  Dépôt par trempage-retrait et frittage des couches minces .................................................... 61 

3.2.2.  Calcul de la densité ................................................................................................................ 62 

3.2.3.  Distributions de taille............................................................................................................... 62 

3.3.  Revêtements d'hydrogels de PEG encapsulant des MSN-DTPA-Gd .............................................. 65 

3.3.1.  Synthèse du précurseur d'hydrogel ........................................................................................ 65 

3.3.2.  Caractérisation de l'hydrogel .................................................................................................. 67 

3.3.3.  Nettoyage du titane et greffage du phosphate acrylate .......................................................... 68 

3.3.4.  Dépôt de l'hydrogel sur les aiguilles ....................................................................................... 68 

3.4.  Billes d'alginate encapsulant des MSN-DTPA-Gd ........................................................................... 70 

3.4.1.  Préparation des MSN-DTPA-Gd ............................................................................................. 70 

3.4.2.  Encapsulation des MSN-DTPA-Gd dans des billes d'alginate ................................................ 71 

3.5.  Schéma des synthèses et caractérisation ....................................................................................... 74 

4.  Caractérisation des MSN-DTPA-Gd ........................................................................................................ 76 

4.1.  Caractérisation des MSN-DTPA-Gd ................................................................................................ 76 

4.1.1.  Confirmation de la structure des MSN .................................................................................... 76 

4.1.2.  Rendement et stabilité de la suspension de MSN .................................................................. 78 

4.1.3.  Propriétés des MSN-DTPA-Gd ............................................................................................... 79 

4.2.  Viabilité cellulaire des MSN-DTPA-Gd ............................................................................................ 82 

4.2.1.  Méthode expérimentale .......................................................................................................... 82 

4.2.2.  Résultats de viabilité cellulaire ................................................................................................ 84 

5.  Étude du comportement des MSN en couches minces après frittage ...................................................... 86 

vii

6.  Revêtements paramagnétiques pour les dispositifs de chirurgie interventionnelle .................................. 95 

6.1.  Efficacité de l'hydrogel à piéger les nanoparticules ......................................................................... 97 

6.1.1.  Performances relaxométriques de l'hydrogel .......................................................................... 97 

6.1.2.  Piégeage des particules dans l'hydrogel ................................................................................ 99 

6.1.3.  Détection de l'hydrogel à faibles volumes ............................................................................. 100 

6.1.4.  Viscosité de l'hydrogel .......................................................................................................... 101 

6.2.  Couches d’hydrogel paramagnétiques pour le rehaussement de signal des aiguilles de biopsie utilisées en IRM .......................................................................................................................................... 103 

6.2.1.  Nettoyage des surfaces de titane ......................................................................................... 103 

6.2.2.  Greffage du phosphate acrylate ........................................................................................... 106 

6.2.3.  Dépôt de l'hydrogel sur les aiguilles ..................................................................................... 110 

6.2.4.  Visualisation des aiguilles en IRM ........................................................................................ 111 

6.2.5.  Conclusion ............................................................................................................................ 114 

7.  Hydrogels paramagnétiques pour l’encapsulation d’ilots de Langerhans et le suivi par IRM de la thérapie du diabète ....................................................................................................................................................... 116 

7.1.  Expérience sans cellules ............................................................................................................... 117 

7.1.1.  Caractérisation de la suspension MSN-DTPA-Gd ................................................................ 117 

7.1.2.  Distribution de taille des billes d'alginate .............................................................................. 117 

7.1.3.  Visualisation des billes en IRM ............................................................................................. 120 

7.1.4.  Étude du relargage du gadolinium dans le milieu environnant ............................................. 122 

7.2.  Expérience avec cellules ............................................................................................................... 124 

7.2.1.  Caractérisation de la suspension MSN-DTPA-Gd ................................................................ 124 

7.2.2.  Distribution de taille des billes d'alginate .............................................................................. 125 

7.2.3.  Visualisation des billes en IRM ............................................................................................. 126 

7.2.4.  Discussion ............................................................................................................................ 129 

7.3.  Conclusion ..................................................................................................................................... 130 

Conclusion ...................................................................................................................................................... 131 

Annexe A : Caractérisation des produits synthétisés dans cette thèse ........................................................... 136 

Annexe B : Procédures de biopsie .................................................................................................................. 143 

Annexe C : Concepts des techniques d'analyse ............................................................................................. 146 

Annexe D : Nettoyage des substrats de titane ................................................................................................ 151 

Bibliographie ................................................................................................................................................... 155 

viii

Liste des tableaux

Tableau 1. Conversion entre le calibre d'une aiguille et son diamètre extérieur ................................................. 9 

Tableau 2. Valeur des susceptibilités magnétiques des principaux éléments ou alliages

composant les aiguilles de biopsie compatibles pour IRM. ............................................................................... 10 

Tableau 3. Quantification des artéfacts causés par des aiguilles compatibles IRM .......................................... 11 

Tableau 4. Liste non exhaustive de polymères biocompatibles pouvant former des hydrogels........................ 19 

Tableau 5. Nombre de spin en fonction de la parité de A et Z .......................................................................... 24 

Tableau 6. Moment magnétique de quelques éléments paramagnétiques ....................................................... 31 

Tableau 7. Paramètres moléculaires pour le gadolinium. ................................................................................. 32 

Tableau 8. Température maximale pour l'analyse ATG en fonction de la nature du creuset. ........................... 51 

Tableau 9. Principales études de biocompatibilité pour les produits composant l'hydrogel. ............................. 66 

Tableau 10. Paramètres des séquences IRM utilisées pour les images de la Figure 86 .................................. 69 

Tableau 11. Description des lots préparés pour l'expérience d'encapsulation des MSN-DTPA-Gd

dans des billes d'alginate sans cellule .............................................................................................................. 72 

Tableau 12. Concentrations massiques avant et après remise en suspension ................................................ 78 

Tableau 13. Temps de relaxation et concentrations en gadolinium des différents lots utilisés dans

ce document. .................................................................................................................................................... 82 

Tableau 14. Volume de milieu retiré et volume de nanoparticules ajouté par puits en fonction de

la concentration souhaitée en nanoparticules au contact des cellules. ............................................................ 83 

Tableau 15. Variation des propriétés des MSN après frittage à différentes températures ................................ 90 

Tableau 16. Composition atomique relative des surfaces de titane nettoyées. .............................................. 104 

Tableau 17. Composition atomique de la surface des substrats de titane avec du phosphate

acrylate greffé ................................................................................................................................................. 106 

Tableau 18. Composition du titane nettoyé, du phosphate acrylate en solution aqueuse et des

substrats de titane greffés, déterminée par analyse en survol et en haute résolution en XPS. ...................... 107 

Tableau 19. Augmentation du contraste des hydrogels à la surface des aiguilles .......................................... 112 

Tableau 20. Augmentation du contraste des billes contenant les MSN-DTPA-Gd ......................................... 121 

Tableau 21. Augmentation du contraste des billes contenant les MSN-DTPA-Gd ......................................... 122 

Tableau 22. Rapport entre le signal dans le haut et le bas au sein des puits contenant des billes

d'alginate avec MSN-DTPA-Gd. ..................................................................................................................... 123 

Tableau 23. Taux de relaxation pour les deux solutions du lot BAL. .............................................................. 142 

Tableau 24. Comparaison entre les techniques de biopsies percutanées ...................................................... 143 

ix

Liste des figures

Certaines figures présentées dans ce document sont tirées de manuscrits et d'articles en préparation. Elles sont

donc en anglais avec la légende rédigée en français.

Figure 1. Schéma d'un sein ................................................................................................................................ 7 

Figure 2. Zones de la prostate ............................................................................................................................ 8 

Figure 3. Aiguille à aspiration et aiguille coupante ............................................................................................ 10 

Figure 4. Exemple d'artéfact créé par une aiguille de biopsie ........................................................................... 10 

Figure 5. Coupe histologique d'un cancer du sein multifocal et prostatectomie ............................................... 12 

Figure 6. Aiguille de biopsie compatible IRM dans la prostate d'un chien adulte.............................................. 12 

Figure 7. Évolution du diabète dans le monde entre 2014 et 2035 ................................................................... 13 

Figure 8. Schéma d'une cellule ..................................................................................................................... 14 

Figure 9. Schéma de microencapsulation de cellules dans une bille d'alginate ............................................ 16 

Figure 10. Formule chimique des unités composant le polymère alginate. ...................................................... 20 

Figure 11. 4A-PEG-TA (4arms–poly (ethylene glycol)-tetraacrylate) ................................................................ 21 

Figure 12. Mécanisme de polymérisation radicalaire ........................................................................................ 22 

Figure 13. Exemple de polymérisation radicalaire d'un polymère ..................................................................... 23 

Figure 14. Moment magnétique de spin ........................................................................................................... 24 

Figure 15. Mouvement en spirale du vecteur d'aimantation entre l'axe z et le plan xy ..................................... 25 

Figure 16. Graphique de la fonction de recouvrement longitudinal du vecteur d'aimantation ........................... 26 

Figure 17. Graphique de la fonction de recouvrement transversal du vecteur d'aimantation ........................... 26 

Figure 18. Relation entre le positionnement du champ magnétique dans le plan xy et le signal

reçu au cours du temps. ................................................................................................................................... 27 

Figure 19. Séquence d'écho de spin ................................................................................................................. 29 

Figure 20. Paramètres physiques du gadolinium .............................................................................................. 31 

Figure 21. Les différentes mésostructures de la famille des M41S .................................................................. 34 

Figure 22. Schéma d'un surfactant et de la formation d'une micelle ................................................................. 35 

Figure 23. Liaisons oxo entre les atomes de silicium ........................................................................................ 35 

Figure 24. Fonctionnalisation de MSN par co-condensation ou par greffage post-synthèse ............................ 36 

Figure 25. Schéma du trempage-retrait ............................................................................................................ 38 

Figure 26. Visualisation d'un voxel d'IRM ......................................................................................................... 38 

Figure 27. Épaisseur d'un film après trempage-retrait, en fonction de la vitesse de retrait ............................... 39 

Figure 28. Schéma d'un fluide newtonien entre deux plaques .......................................................................... 41 

Figure 29. Viscosité d'un fluide newtonien ........................................................................................................ 42 

x

Figure 30. Schéma d'un rhéomètre cône-plan .................................................................................................. 43 

Figure 31. Schéma des étapes de la préparation de la silice fumée ................................................................ 44 

Figure 32. Image MET de nanoparticules MSN ................................................................................................ 46 

Figure 33. Exemple d'une courbe de l’intensité des rayons X diffractés pour des MCM-48. ............................ 47 

Figure 34. Schéma simplifié d'un système de physisorption d'azote. ............................................................... 48 

Figure 35. Exemple d'isothermes d'absorption et de désorption pour des MCM-48 ......................................... 48 

Figure 36. Schéma d'un appareil de DLS ......................................................................................................... 50 

Figure 37. Exemple d'un graphe en intensité de DLS ....................................................................................... 50 

Figure 38. Évolution de la masse d'un échantillon de MSN-DTPA en fonction de la température. ................... 52 

Figure 39. Schéma simplifié d'un appareil de relaxométrie............................................................................... 53 

Figure 40. Valeurs de 1/T1 et 1/T2 en fonction de la concentration en gadolinium ............................................ 54 

Figure 41. Schéma simplifié d'un appareil d'ICP-MS ........................................................................................ 54 

Figure 42. Schéma du principe de l'activation neutronique. .............................................................................. 55 

Figure 43. Ouverture du DTPA par le (3-aminopropyl)triéthoxysilane .............................................................. 59 

Figure 44. Greffage du DTPA-silane sur les MSN ............................................................................................ 60 

Figure 45. Représentation schématique des MSN-DTPA-Gd. .......................................................................... 61 

Figure 46. Molécule de l'Irgacure 184, de la triéthanolamine et du 1-vinyl-2-pyrrolidone. ................................ 65 

Figure 47. Molécule d'alginate et gélification après ajout des ions Ca2+ et schéma des phases

présentes après centrifugation du mélange dans le réacteur. .......................................................................... 72 

Figure 48. Exemple de ROI dans un puit contenant des billes d'alginate avec MSN-DTPA-Gd ....................... 73 

Figure 49. Images MET des nanoparticules de silice mésoporeuses du lot CMF et distribution de

taille des nanoparticules ................................................................................................................................... 76 

Figure 50. Motif de diffraction des rayons X à bas angles pour les MSN du lot CMF ....................................... 77 

Figure 51. Isotherme de physisorption d'azote pour les MCM-48 du lot CMF .................................................. 77 

Figure 52. Distribution du diamètre hydrodynamique des MSN du lot CMF ..................................................... 78 

Figure 53. Stabilité colloïdale des MSN en suspension aqueuse pour le lot CMF ............................................ 79 

Figure 54. Courbe d'analyse thermogravimétrique des MSN-DTPA du lot HYD .............................................. 80 

Figure 55. Isothermes de physisorption d'azote pour les MSN et pour les MSN-DTPA du lot HYD ................. 80 

Figure 56. Distribution du diamètre hydrodynamique des MSN-DTPA-Gd du lot HYD ..................................... 81 

Figure 57. Taux de relaxation longitudinale (1/T1) et transverse (1/T2) de la suspension de

MSN-DTPA-Gd du lot HYD ............................................................................................................................... 81 

Figure 58. Mécanisme de réduction de la résazurine en résorufine. ................................................................ 84 

Figure 59. Résultats de l'expérience de viabilité cellulaire par fluorescence de la résorufine ........................... 84 

xi

Figure 60. Représentation schématique du procédé de trempage-retrait et images prises par

microscopie électronique à balayage ................................................................................................................ 86 

Figure 61. Images MEB des substrats de silicium trempés dans une suspension de MSN.............................. 87 

Figure 62. Fréquence de sphéricité ................................................................................................................. 88 

Figure 63. Images MEB des couches minces de MSN .................................................................................... 89 

Figure 64. Évolution de la mésostructure des pores des MSN et évolution de la taille des pores .................... 90 

Figure 65. Représentation schématique de la création de cols entre les MSN ................................................. 91 

Figure 66. Spectres de RMN solide du 29Si des MSN non frittées et frittées à 600 °C ..................................... 92 

Figure 67. Profils ATG-DSC de MSN non frittées. ............................................................................................ 92 

Figure 68. Images au microscope électronique à balayage d'une multicouche de MSN .................................. 95 

Figure 69. Images MEB d'une multicouche de MSN sur des substrats d'acier inoxydable et de

titane ................................................................................................................................................................. 96 

Figure 70. Représentation schématique du réseau d'hydrogel piégeant les MSN-DTPA-Gd ........................... 96 

Figure 71. Profils NMRD du précurseur d'hydrogel et de l'hydrogel réticulé ..................................................... 97 

Figure 72. Profils NMRD d'une solution de gadolinium acétate sans silice fumée et avec 3 wt%, 5

wt% et 11.5 wt% de silice fumée. ..................................................................................................................... 98 

Figure 73. Images IRM prouvant l'efficacité de la rétention des MSN-DTPA-Gd par l'hydrogel ....................... 99 

Figure 74. Image IRM des gouttes d'hydrogel contenant des MSN-DTPA-Gd ............................................... 100 

Figure 75. Volume d'hydrogel quantifié en fonction du volume de la goutte initialement déposée ................. 100 

Figure 76. Mesures de viscosité des précurseurs d'hydrogel en fonction du taux de cisaillement ................. 101 

Figure 77. Courbe de la viscosité des précurseurs d'hydrogel ....................................................................... 102 

Figure 78. Schéma du processus de liaison entre le titane et l'hydrogel ........................................................ 103 

Figure 79. Mécanisme de réaction d'un phosphate sur une surface métallique hydroxylée ........................... 104 

Figure 80. Profils de rugosité réalisés avec une mesure AFM ........................................................................ 105 

Figure 81. Spectre en haute résolution en XPS de l'oxygène et du phosphore .............................................. 108 

Figure 82. Types de coordination du phosphate sur un substrat métallique ................................................... 109 

Figure 83. Spectre FTIR du phosphate acrylate libre en solution aqueuse et du phosphate acrylate

greffé sur le titane. .......................................................................................................................................... 109 

Figure 84. Images de l'hydrogel à la surface des aiguilles de titane ............................................................... 110 

Figure 85. Corrélation entre l'épaisseur et la viscosité de l'hydrogel .............................................................. 111 

Figure 86. Images IRM d'aiguilles recouvertes d'hydrogel .............................................................................. 112 

Figure 87. Positionnement de la cavité péritonéale dans l'abdomen. ............................................................. 116 

Figure 88. Diamètre hydrodynamique des MSN-DTPA-Gd mesuré en DLS .................................................. 117 

Figure 89. Images des billes d'alginate prises au microscope ........................................................................ 118 

xii

Figure 90. Distribution de taille des lots 2%-Ctrl-M, 2%-Ctrl-H, 2%-MSN-M et 2%-MSN-H ............................ 118 

Figure 91. Distribution de taille des lots 7.5%-Ctrl-M, 7.5%-Ctrl-H, 7.5%-MSN-M et 7.5%-MSN-H ................ 119 

Figure 92. Images IRM des billes d'alginate avec et sans MSN-DTPA-Gd .................................................... 121 

Figure 93. Images IRM des billes d'alginate avec et sans MSN-DTPA-Gd .................................................... 122 

Figure 94. Images IRM des billes d'alginate avec et sans MSN-DTPA-Gd .................................................... 123 

Figure 95. Diamètre hydrodynamique des MSN-DTPA-Gd mesuré en DLS .................................................. 124 

Figure 96. Distribution de taille des billes d'alginate avec MSN-DTPA-Gd, avec cellules et avec

cellules et MSN-DTPA-Gd .............................................................................................................................. 125 

Figure 97. Image IRM des billes d’alginate ..................................................................................................... 126 

Figure 98. Évolution du contraste en fonction du temps ................................................................................. 127 

Figure 99. Évolution du rapport entre le bas et le haut des puits en fonction du temps .................................. 128 

Figure 100. Diffractogramme DRX du lot CMF. .............................................................................................. 136 

Figure 101. Images MET du lot CMF et distribution de taille des nanoparticules. .......................................... 136 

Figure 102. Isothermes de physisorption du lot CMF et distribution de taille de pore ..................................... 137 

Figure 103. Diffractogramme DRX du lot HYD. .............................................................................................. 137 

Figure 104. Distribution de taille des nanoparticules et image MET du lot HYD ............................................. 138 

Figure 105. Isothermes de physisorption d’azote du lot HYD avant fonctionnalisation et après

fonctionnalisation avec le DTPA ..................................................................................................................... 138 

Figure 106. Graphe d'ATG du lot HYD après fonctionnalisation. .................................................................... 139 

Figure 107. Taux de relaxation longitudinale et transverse du lot HYD et le signal relatif estimé ................... 139 

Figure 108. Diffractogramme DRX du lot BAL. ............................................................................................... 140 

Figure 109. Image MET du lot HYD et distribution de taille des nanoparticules. ............................................ 140 

Figure 110. Isothermes de physisorption d’azote du lot BAL .......................................................................... 141 

Figure 111. Graphe d'ATG du lot BAL après fonctionnalisation. ..................................................................... 141 

Figure 112. Photo d'une patiente positionnée dans une bobine pour IRM avec une grille latérale;

image IRM avec la grille de planification pour la biopsie et exemple d'une feuille de travail .......................... 144 

Figure 113. Photos étape par étape d'une procédure de biopsie du sein ....................................................... 144 

Figure 114. Exemple de système de bras articulé; image IRM de vérification de l'emplacement du

manchon et schéma des emplacements de prélèvement pour les biopsies de la prostate ............................ 145 

Figure 115. Schéma de la colonne d'un microscope électronique à transmission (MET) ............................... 146 

Figure 116. Schéma simplifié de la colonne d'un microscope électronique à balayage ................................. 148 

Figure 117. Schéma simplifié d'un appareil de XPS et spectre obtenu en survol ........................................... 149 

Figure 118. Interféromètre pour spectromètre infrarouge à transformée de Fourier ....................................... 150 

xiii

Liste des abréviations

Abréviation Nom complet

ATG Analyse thermogravimétrique

Champ magnétique

DLS Diffusion de la lumière en mode dynamique

DMEM Milieu Eagle modifié de Dulbecco

dpore Diamètre de pore

DRX Diffraction des rayons X

DTPA Acide diethylènetriamine pentaacetique

FBS Sérum de veau fœtal

FDA Food and drug administration

FTIR Spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier

HPK 1-Hydroxy-cyclohexyl-phenyl-ketone

ICP-MS Spectroscopie de masse à plasma à couplage inductif

IRM Imagerie par résonnance magnétique

Longueur d'onde

Vecteur d'aimantation

Masse moléculaire moyenne entre deux réticulations d'un hydrogel

MCM Mobile Corporation Material

MEB Microscopie électronique à balayage

MET Microscopie électronique à transmission

Masse moléculaire moyenne d'un polymère

MSN Nanoparticules de silice mésoporeuses

MSN-DTPA MSN fonctionnalisées avec du DTPA

MSN-DTPA-Gd MSN fonctionnalisées avec un chélate de gadolinium

NAA Activation neutronique

NMRD Nuclear Magnetic Relaxation Dispersion

NVP 1-vinyl-2-pyrrolidone

P-Acr 4-hydroxybutyl acrylate phosphate

PBS Tampon phosphate salin

PEG Poly (éthylène glycol)

PET Poly (éthylène terephtalate)

PHEMA Poly (méthacrylate 2-hydroxyethyle)

xiv

PLEA Acide poly (lactique-co-glycolique)

PLLA Acide poly (L-lactique)

PS Pénicilline streptomycine

PTFE Poly (tétrafluoro éthylène)

PVA Alcool polyvinylique

r1 Relaxivité longitudinale

r2 Relaxivité transverse

RMN Résonnance magnétique nucléaire

T1 Temps de relaxation longitudinale

T2 Temps de relaxation transverse

TE Temps d'écho

TEA Triéthanolamine

TR Temps de répétition

UV Ultraviolet

Distance entre deux réticulations

XPS Spectrométrie des photoélectrons X

xv

À mes parents, 

qui n'ont jamais cessé de croire en moi. 

"Tout nous paraît impossible, jusqu'à ce qu'on le fasse…" 

Nelson Mandela 

xvi

Remerciements

Au terme de ce doctorat effectué conjointement au laboratoire des Biomatériaux pour l'Imagerie

Médicale et au laboratoire des Matériaux Fonctionnels Nanoporeux de l'Université Laval à Québec, j'adresse

mes remerciements à mes superviseurs, le professeur Marc-André Fortin et le professeur Freddy Kleitz. Merci

de m'avoir donné l'opportunité de faire un doctorat dans vos laboratoires, de m'avoir guidée dans mon projet et

de m'avoir soutenue jusqu'à sa réalisation.

Je remercie aussi les professeurs Gaétan Laroche, Delphine Périé-Curnier, Houshang Alamdari et

Frédéric Pouliot d'avoir accepté d'être membres de mon jury et d'évaluer mon travail. Je remercie le professeur

Gaétan Laroche d'avoir accepté d'effectuer la prélecture de ma thèse et pour ses conseils avisés.

Ce travail de recherche a été rendu possible grâce au financement du FRQNT (Fonds de Recherche

du Québec - Nature et Technologies) et je remercie le Québec de m'avoir offert cette chance de faire mes études

dans un autre pays. L'expérience fut aussi enrichissante scientifiquement qu'humainement.

J'adresse un remerciement tout particulier au Dr Pascale Chevallier pour son soutien tout au long des

années, pour sa patience incroyable et pour sa gentillesse au quotidien. Merci de m'avoir épaulée, d'avoir

répondu à chacune de mes questions et d'avoir cru en moi. Rien de tout cela n'aurait été possible sans toi.

Je veux aussi remercier Meryem Bouchoucha pour m'avoir patiemment formée, et pour avoir ensuite

été une amie si chère. Tu as su rendre ces trois années à la fois riches et amusantes. Tu as été une oreille

attentive, toujours prête à me soutenir. Merci d'avoir égayé mon doctorat. Notre amitié hors du laboratoire m'a

permis de passer à travers mon expérience avec le sourire.

Je remercie le Dr Teresa Simao pour ces moments ensemble, au laboratoire comme dans

l'appartement. Je te suis reconnaissante pour ta patience et ta gentillesse qui ont fait de notre cohabitation des

moments de plaisir. Pour ces longues soirées à travailler au salon et pour ces dimanches au laboratoire, merci.

J'ai été contente d'avoir pu partager tant de moments avec toi.

Je voudrais aussi témoigner ma reconnaissance aux Dr Stéphane Turgeon, Dr Jean Lagueux et Dr

Marie-France Coté pour avoir répondu à mes questions avec patience, même les plus basiques. Vous m'avez

énormément appris et j'ai eu beaucoup de chance de faire mon doctorat entourée de professionnels de

recherche toujours prêts à aider les étudiants.

xvii

Un remerciement spécial au Dr Diane Djoumessi, pour les fous rires et pour sa gentillesse au

laboratoire. Tes conseils m'ont bien aidée. Merci pour ton grain de folie dans le laboratoire, pour m'avoir appris

à parler à mes nanoparticules et pour m'avoir montré le meilleur dans chaque situation.

Je tiens à remercier Mathieu Bouchard pour sa bonne humeur au laboratoire et sa générosité. Tu as

toujours été prêt à aider. Une pensée spéciale pour les réveils à trois heures du matin et les heures de route à

m'entendre jacasser dans tes oreilles. N'oublie jamais qu'il n'y a qu'un seul remède pour tous les maux du

monde : les fraises Tagada.

Je remercie aussi Myriam Laprise-Pelletier pour sa douceur et sa gentillesse. Même dans les moments

difficiles, tu as gardé de l'optimisme. Je garderai en mémoire tes aventures rocambolesques et ta capacité à en

rire.

Je suis reconnaissante à mes stagiaires Christopher Cirio, le Dr Esteban Vargas, Marc-Antoine

Loranger et Jean-François Sauvageau d'avoir partagé un bout de mon aventure. Vous avez cru en mon projet

et consacré vos journées à le faire avancer avec moi. Merci à vous quatre.

J'ai aussi une pensée pour mes collègues de bureau avec qui j'ai beaucoup partagé et qu'il me serait

impossible de lister intégralement. De manière plus globale, je remercie tous les étudiants et professionnels de

recherche du bloc E de l'hôpital de Saint-François d'Assise, pour ces trois années à vos côtés. J'ai énormément

appris de chacun de vous.

Sur un volet plus personnel, je tiens à remercier mon fiancé pour sa patience. Il n'a pas hésité à

m'encourager à partir, malgré le sacrifice que cela représentait, pour que je puisse vivre mon rêve. Merci pour

ton indéfectible confiance, merci d'avoir veillé tard pour m'attendre sur Skype, merci d'avoir traversé l'Atlantique

pour venir me voir.

En enfin, j'ai gardé le plus important pour la fin. Je veux remercier mes parents pour leur soutien. Je

n'étais qu'une enfant lorsque j'ai décrété que je voulais faire de la recherche plus tard. Ce désir n'a fait que

grandir parce que vous l'avez encouragé, vous avez nourri ma curiosité, m'avez montré le monde et m'avez

communiqué l'envie d'apprendre encore et toujours. Sans vous, rien de tout ce que j'ai accompli n'aurait été

possible. Vous n'avez pas hésité une seconde à m'épauler pour ce voyage fou de trois ans dans un autre pays.

Je ne pourrais jamais suffisamment vous exprimer ma reconnaissance pour votre amour et votre soutien.

De manière globale, je remercie toutes les personnes qui m'ont aidée à vivre cette merveilleuse

aventure et à traverser ces trois années en n'en gardant que de bons souvenirs.

xviii

Avant-Propos

Ce travail de thèse a été réalisé au sein de deux laboratoires : le Laboratoire des Biomatériaux pour

l'Imagerie Médicale (groupe du Pr. Marc-André Fortin) et le Laboratoire des Matériaux Fonctionnels Nanoporeux

(groupe du Pr. Freddy Kleitz). Ces deux laboratoires possèdent une expertise dans le domaine des agents de

contraste, de l'imagerie médicale et des matériaux poreux. La synthèse de nanoparticules de silice

mésoporeuses contenant du gadolinium complexé avec de l’acide diethylènetriamine pentaacetique

(MSN-DTPA-Gd) a été développée au sein du laboratoire avant mon arrivée. L'optimisation du procédé pour

obtenir un agent de contraste le plus performant possible a été réalisée par ma collègue Meryem Bouchoucha,

travaux publiés dans Advanced Functional Materials (2014). Les résultats présentés dans ce document de thèse

se découpent en trois chapitres principaux, chacun correspondant à un article publié ou en cours de rédaction.

Dans le chapitre 5, une étude des propriétés de couches minces de MSN soumises à un traitement

thermique a fait l'objet d'un article publié dans Langmuir en octobre 2015 : Mesoporous Silica Nanoparticles

under Sintering Conditions: A Quantitative Study. La participation des auteurs (Silencieux, F., Bouchoucha, M.,

Mercier, O., Turgeon, S., Chevallier, P., Kleitz, F. et Fortin, M.-A.) est décrite ci-après. La partie expérimentale

sur les dépôts de couches minces de MSN sur des substrats de silicium, afin d'obtenir des structures compactes

et ordonnées de nanoparticules, a, quant à elle, été effectuée par un stagiaire au BIM, Olivier Mercier avec un

produit synthétisé et caractérisé par Meryem Bouchoucha. Le début de mon projet de thèse a été de terminer

cette étude en y ajoutant une caractérisation complète des couches avant et après frittage, pour observer le

comportement de la porosité des nanoparticules lorsqu'elles sont soumises à un traitement thermique visant à

les fixer sur le substrat. Le Dr Stéphane Turgeon a réalisé les distributions de taille et établi les modélisations

physiques pour étudier l'évolution du diamètre en fonction de la température de frittage. Le Dr Pascale Chevallier

a participé à la co-rédaction de l'article.

Cette étude a mené à la conclusion que pour déposer les MSN-DTPA-Gd sur des substrats, tout en

conservant leur propriété porosimétrique, l'encapsulation dans un hydrogel était préférable. Le chapitre 6 a donc

consisté à développer une méthode de synthèse d'un hydrogel à base de poly (éthylène glycol) (PEG) dans

lequel les MSN-DTPA-Gd ont été encapsulées, puis déposées sur des substrats métalliques. Tout cela a été

réalisé dans l’objectif de rehausser le signal des aiguilles pour des procédures de biopsies sous IRM. En ajustant

les volumes des produits (initiateurs, polymères, agent gélifiant…), la durée des étapes et les paramètres de

trempage-retrait, un hydrogel paramagnétique a pu être déposé sur des substrats de titane (préalablement

activés par du phosphate); simulant des aiguilles de biopsie. Les résultats obtenus ont permis la rédaction d'un

manuscrit, Paramagnetic hydrogels for high signal-enhancement of interventional biomedical devices in MRI,

par Silencieux, F., Chevallier, P., Lagueux, J., Bouchoucha, M., Gossuin, Y., Kleitz, F. et Fortin, M.-A., qui est

xix

actuellement en préparation et sera soumis à l'automne à Nanoscale. Dans ce travail, j’ai fortement contribué

au développement et à l’optimisation de la méthode d'encapsulation de MSN-DTPA-Gd dans un hydrogel

de PEG, à l’activation des surfaces de titane, ainsi qu’à la méthodologie et aux paramètres de déposition de cet

hydrogel sur les surfaces activées. Le Dr Pascale Chevallier a participé à la rédaction de l'article et a effectué

les caractérisations de surface sur les aiguilles afin de confirmer la méthode de lavage et le greffage du

phosphate pour activation du substrat. Le Dr Jean Lagueux a réalisé les images IRM démontrant l'efficacité de

l'hydrogel pour rehausser le signal des aiguilles. Il a par ailleurs, avec Meryem Bouchoucha, effectué les

mesures de relaxométrie au sein du laboratoire du Pr Yves Gossuin, à l'Université de Mons en Belgique. Meryem

Bouchoucha a aussi participé à la synthèse et la caractérisation des MSN-DTPA-Gd utilisées pour ce projet.

Le chapitre 7 regroupe un autre projet dans ma thèse qui a consisté à encapsuler des MSN-DTPA-Gd

dans des billes d'alginate au cours d'une collaboration avec le laboratoire Stem Cell du Pr. Corinne Hoesli à

l'Université McGill. Un article, en co-rédaction entre nos deux laboratoires, a été rédigé par Sarkis, S. et

Silencieux, F. (en copremiers auteurs), Markwick K., Fortin, M.-A. et Hoesli, C., Paramagnetic alginate hydrogels

based on mesoporous silica nanoparticles, for pancreatic islet cells implantation and tracking in MRI, et est

actuellement en préparation pour une soumission à ACS Biomaterials Science & Engineering. Sary Sarkis et

moi-même avons rédigé le manuscrit, moi pour la partie synthèse et caractérisation des MSN-DTPA-Gd et le

suivi des billes d'alginate par IRM, lui pour la culture cellulaire et l'expression des gènes. Karen Markwick a

réalisé les distributions de taille des billes d'alginate et le Dr Jean Lagueux a effectué les images IRM.

Au cours de mes trois années de doctorat, j'ai formé quatre stagiaires. Certaines analyses ont été

effectuées par eux, mais j'ai toujours moi-même réalisé l'extraction et la mise en forme des données. Enfin, mes

travaux ont été présentés à des conférences nationales et internationales sous forme de posters ou de

présentations orales. Pour les conférences nationales, j'ai présenté mes travaux :

au congrès de l'Association Francophone pour le Savoir (posters), en 2013 et 2014,

au colloque du Centre de Recherche sur les Matériaux Avancés (posters), en 2013 et 2014,

à la 96e conférence du Canadian Society for Chemistry (poster), en 2013,

lors du Symposium Imaginez l'Imagerie à Sherbrooke (poster), en 2014,

au colloque annuel du Centre Québécois sur les Matériaux Fonctionnels (deux oraux et deux posters),

en 2013, 2014 et 2015.

Pour les conférences internationales, mes travaux ont été présentés lors d'un oral au 2015 MRS Fall

Meeting & Exhibit à Boston (USA). Ces différentes communications ont permis de diffuser les résultats obtenus

au cours de ma thèse.

1

Introduction

Miseencontexte

Les biomatériaux se définissent comme des matériaux non vivants utilisés dans un dispositif médical

et conçus pour interagir avec des systèmes biologiques (Conférences de consensus de Chester, 1986 et 1991).

Ils sont de plus en plus présents dans la médecine moderne. En 2012, le marché global des biomatériaux était

évalué entre 150 et 200 milliards de dollars américains.[1] Les biomatériaux doivent nécessairement être

composés de matériaux biocompatibles qui peuvent être de nature très variée tels que des céramiques, des

métaux et aussi des polymères. Dans le cas des polymères, ces derniers peuvent être sous forme solide et

compacte, comme les prothèses en Téflon (polytétrafluoroéthylène (PTFE)) ou en Dacron (poly (éthylene

terephthalate) (PET)), des cathéters en polyuréthane, etc. Ils peuvent aussi se retrouver sous forme d'hydrogel

comme échafaudage pour l'ingénierie tissulaire,[2] comme barrière immuno-isolante pour la

microencapsulation,[3] comme support pour la croissance cellulaire[4] ou encore comme système de contrôle

pour la délivrance de médicaments.[5, 6] Les hydrogels peuvent être utilisés comme biomatériaux à court terme

avec dégradation du polymère ou à long terme sans dégradation dans les milieux biologiques. Au cours des 30

dernières années, les méthodes de synthèse des hydrogels ont été grandement développées car les propriétés

modulables de ces derniers présentaient un fort potentiel. Ces nombreux travaux ont permis d’avoir un meilleur

contrôle de leur structure pour répondre aux besoins croissants et spécifiques dans le domaine biomédical.[7]

Cependant, lorsqu'ils sont introduits dans le corps humain, le suivi de ces biomatériaux ou leur

localisation est devenu un vrai défi en termes d’imagerie non invasive. Cette dernière permet de visualiser

l’intérieur du corps humain mais n’offre pas une image claire et précise de la plupart des biomatériaux.[8] Les

techniques d'imagerie actuelles sont nombreuses (ultrasons, microscopie photoacoustique, imagerie par

résonnance magnétique, imagerie optique, imagerie par rayons X, imagerie nucléaire…) mais leur utilisation

avec les procédures standards développées actuellement ne permet pas toujours la quantification du volume

d'un hydrogel après implantation ou le suivi de sa dégradation.[9] Parmi les techniques d'imagerie

tridimensionnelles les plus utilisées se trouvent l'imagerie aux ultrasons, la tomographie et l'imagerie par

résonance magnétique (IRM).

L'imagerie aux ultrasons est basée sur l'émission d'une onde acoustique qui fait vibrer les éléments du

milieu qu'elle traverse. Ces éléments émettent alors des échos acoustiques secondaires dont une partie est

détectée par la sonde de l'appareil à ultrasons pour être retranscrite en images. Le principal avantage de cette

technique est la quasi-instantanéité des images et sa nature non-ionisante, c’est-à-dire que le patient comme le

praticien ne sont pas soumis à des radiations pendant la procédure de biopsie. L'inconvénient majeur de

2

l'imagerie ultrasonore est le faible champ de vue dû à une mauvaise résolution en profondeur. La visualisation

des structures denses est aussi difficile et ces-dernières laissent une trace fantôme en arrière-plan.

La tomographie de rayons X est une technique reposant sur l'atténuation des rayons X en fonction de

la densité massique du tissu traversé. Un arceau de détecteurs permet de mesurer la transmission des rayons X

à travers le corps et une image numérique est recalculée mathématiquement point par point en niveaux de gris

d'après le coefficient d’atténuation du faisceau incident. La tomographie à rayon X a une excellente résolution

spatiale. C'est une méthode d'imagerie qui permet une visualisation en profondeur, donc avantageuse pour

effectuer des images à l’intérieur du corps ou sous des tissus denses tels que les os. Cependant, la tomographie

à rayons X offre un contraste limité dans les tissus mous. Enfin, c'est une technique ionisante qui irradie le

patient et le praticien et qui donc pose des risques radiobiologiques.

L'IRM est une méthode d'imagerie plus sensible dans la détection d'anomalies et dans la quantité de

détails visualisables dans les tissus mous que les ultrasons ou la tomographie à rayons X.[10] C'est une technique

basée sur l'alignement des moments magnétiques des spins des protons d’hydrogène dans un champ

magnétique. Sous une impulsion radiofréquence, ces derniers basculent dans un autre plan. De manière très

simplifiée, leur retour à l'équilibre après l'arrêt de l'impulsion permet d'obtenir une image basée sur le fait que le

temps de retour des moments magnétiques des protons dépend de la nature du tissu et de son environnement.

C'est une technique non-ionisante et multi-planaire, avec une résolution allant jusqu'au mm3 en clinique et

au 0.01 mm3 en préclinique.[11] L'IRM fournit un excellent contraste dans les tissus mous, ce qui facilite la

localisation et la quantification volumique des biomatériaux. L'inconvénient majeur de cette méthode est

l'impossibilité d'imager des matériaux possédant une forte susceptibilité magnétique car cela cause une

déformation de l'image. Par ailleurs, il est aussi difficile d'obtenir un contraste entre les hydrogels et le milieu

environnant à cause de leur capacité à absorber les liquides biologiques.

L'IRM a été largement utilisée dans la recherche biomédicale, notamment pour tracer des

microcapsules d'hydrogel,[12] pour étudier la vascularisation dans ces matériaux[13] ou encore pour suivre leur

dégradation après implantation.[14] La qualité des images IRM (résolution, rapport signal sur bruit et contraste

sur bruit) s'est améliorée au cours des 30 dernières années. Outre le fait que les appareils d’IRM sont équipés

d'aimants produisant un champ magnétique toujours plus puissant, le développement d'agents de contraste

efficaces et non toxiques a joué un rôle important dans cette évolution.

D'une manière simplifiée, l'IRM est basée sur l’énergie des spins des atomes d’hydrogène. Les protons

sont alignés grâce à un champ magnétique . Les spins sont ensuite excités avec une impulsion

radiofréquence à 90° par rapport à . Pour retourner à leur état d’équilibre, les spins qui sont à l’état excité

3

vont émettre de l’énergie qui sera convertie en signal. La relaxation correspond au transfert de ces spins excités

vers leur état d’équilibre. Il y a deux temps de relaxation : la relaxation longitudinale T1, correspondant au

recouvrement selon l’axe du champ magnétique , et la relaxation transverse T2, correspondant à la diminution

des protons orientés à 90° par rapport au champ magnétique . Ces notions seront explicitées dans la

présentation des concepts ensuite. Le signal produit par l’IRM dépend essentiellement de la densité en protons

des tissus et de ces deux temps T1 et T2 qui sont des valeurs intrinsèques aux tissus. Chaque élément biologique

composant le corps (tissus, os, fluides, matières organiques) possède un T1 et un T2 uniques, tout comme la

densité de protons, ce qui permet un contraste naturel entre les éléments composant le corps. Les valeurs de

T1 et T2 dépendent de l'arrangement des protons d'hydrogène et de leur environnement dans un tissu donné,

par exemple dans les muscles, le T1 et le T2 seront respectivement d'environ 900 ms et 30 ms, tandis que dans

le foie, ils seront de 500 ms et 40 ms.[15] Lorsque nécessaire, le signal intrinsèque des tissus peut être amplifié

par l'utilisation d'agents de contraste afin de faciliter la distinction entre deux tissus de nature et composition

différentes. Ces éléments chimiques, tel que le gadolinium, permettent d'augmenter le signal dans une zone

localisée en réduisant les temps de relaxation des protons environnants. Le produit est généralement injecté de

façon intraveineuse au cours de l'examen et ensuite éliminé par voie rénale. Approuvé depuis 1988 par la FDA

(Food and Drug Administration), le gadolinium complexé par du DTPA (acide diéthylène triamine penta acétique)

est un des agents de contraste les plus utilisés lors des examens cliniques.[11]

L’augmentation de l’efficacité des complexes de gadolinium comme agent de contraste a fait l’objet de

nombreux travaux.[16] L’efficacité dépend en effet de nombreux paramètres que l'on peut ajuster pour optimiser

l'influence du gadolinium sur les protons d’hydrogène du milieu liquide. L'une des stratégies utilisées est de

greffer ces complexes à des nanoparticules biocompatibles telles que celles à base d'or[17] ou de silice.[18]

L’utilisation de nanoparticules de silice est déjà largement envisagée dans le domaine de la médecine.[19-21] Leur

utilisation comme agent de contraste par le greffage de chélates de gadolinium s'est donc aussi développée au

cours des 15 dernières années.[22-24]

La localisation des hydrogels in vivo en utilisant l'IRM est rendue complexe par la nature même de

l'hydrogel. En effet, le réseau tridimensionnel poreux absorbe jusqu'à 90 % de l'eau du milieu environnant, ce

qui le rend difficile à distinguer de ce dernier. Sans utilisation d’un agent de contraste pour augmenter le signal

de l'hydrogel, il n'est pas pertinent d'utiliser l'IRM pour visualiser les hydrogels après implantation dans le corps.

Cette technique offre pourtant un excellent contraste dans les tissus mous, pour le suivi des hydrogels dans le

corps. Ce projet consiste donc à développer un agent de contraste efficace, sous la forme de nanoparticules

paramagnétiques, afin d’augmenter le signal des hydrogels et de mieux les distinguer des tissus environnants

dans les procédures de visualisation en IRM.

4

Pour ce faire, nous avons développé des particules de silice mésoporeuses fonctionnalisées avec un

chélate de gadolinium (MSN-DTPA-Gd). Dans un premier temps, des couches minces de ces nanoparticules

ont été déposées sur un substrat de silicium pour étudier leur comportement lors d'un traitement thermique.

L'hypothèse était de pouvoir accrocher les nanoparticules directement sur un substrat par frittage. La forte

diminution des propriétés porosimétriques des MSN après frittage a conduit à développer plutôt l'encapsulation

des MSN-DTPA-Gd dans un hydrogel. Deux applications ont été développées : l'encapsulation dans un hydrogel

de poly (éthylène glycol) pour la visualisation des aiguilles de biopsie en IRM et l'encapsulation dans un hydrogel

d'alginate pour le suivi de billes d'alginate après implantation dans le corps.

UtilisationdescouchesmincesdeMSN

Dans une première étape, un dépôt direct des MSN sur un substrat a été envisagé pour la visualisation

par IRM des aiguilles de biopsie. L’objectif était de déposer une couche d’une épaisseur d’une centaine de

microns pour obtenir un bon rehaussement de signal en IRM. Il était donc important d’avoir, dès la première

couche (couche mince), un dépôt structuré et solide. Pour consolider le dépôt, la méthode envisagée a été le

frittage, c’est-à-dire un traitement thermique à une température suffisamment élevée pour faciliter la diffusion

des atomes et créer ainsi des cols entre les nanoparticules et avec le substrat, ce qui renforce l’adhérence et la

cohésion des MSN déposées.

Les MSN sont utilisées dans de plus en plus d'applications et technologies, allant de la catalyse à la

délivrance de médicaments, en passant par l'optique, la chromatographie, la détection de gaz, les dépôts dans

l'industrie des semi-conducteurs et les surfaces hydrophiles. Plusieurs articles de revue ont déjà été publiés,

décrivant les synthèses, les fonctionnalisations, la caractérisation ainsi que les propriétés physico-chimiques et

texturales des MSN.[25-27] Les MSN sont des matériaux qui présentent un volume poreux (> 60 %) et une surface

spécifique exceptionnellement élevés, une bonne stabilité thermique et chimique ainsi qu'une large gamme de

fonctionnalisations possibles.[28-30] Parmi les différentes catégories de MSN développées, les nanoparticules de

type MCM, qui présentent un très grand volume poreux et une grande surface spécifique ainsi qu'un bon contrôle

de leur taille,[31, 32] sont des candidates idéales pour la fabrication de films minces compacts pour la catalyse ou

l'élution de médicament.

Un nombre croissant d'applications requiert que les MSN soient attachées sur des substrats pour

former des structures bien ordonnées et compactes de nanoparticules. Les couches minces faites à partir de

nanoparticules poreuses peuvent présenter des propriétés de diffusion améliorées et un système poreux plus

accessible que pour des couches minces réalisées directement à partir d'un précurseur de silice.[33] Parmi les

techniques de déposition utilisées pour disperser les nanoparticules de silice sur des substrats avec un bon

contrôle sur l'épaisseur, on trouve l'auto-assemblage électrostatique,[34] la déposition de Langmuir-Blodgett,[35]

5

le dépôt par centrifugation,[36, 37] le dépôt par trempage-retrait[38] ou le dépôt couche-par-couche.[39, 40] Des

suspensions de nanoparticules individualisées, plutôt que des agglomérats en solution, sont préférables pour

ces procédés car les défauts (tels que les agglomérats) déposés sur une surface sont amplifiés à chaque étape

supplémentaire de dépôt.[36] De ce fait, il est généralement admis que la formation de couches minces lisses et

homogènes, présentant une très faible rugosité, nécessite l'utilisation de suspensions de MSN de bonne qualité,

homogènes et non agglomérées.[36, 37, 40]

Jusqu'à présent il n'y a pas eu – ou très peu – de descriptions dans la littérature du comportement des

MSN (taille des particules et propriétés texturales) lorsqu'elles sont frittées. Saito et al [41] a rapporté la fabrication

de disques compacts millimétriques de MSN (diamètre 0.56 µm) qui ont ensuite été frittés à l'air entre 400 °C

et 1200 °C. L'évolution de la densité, de la surface spécifique et des profils DRX des disques a été évaluée.

Cependant, les propriétés texturales telles que le volume poreux et le diamètre des pores n'ont pas été

mesurées. Il est intéressant de noter qu'aucune évidence de liaison entre les MSN n'est observée pour les

échantillons frittés à 1050 °C ou moins, tandis qu'une forte densification des disques est constatée à 800 °C ou

plus. Cela suggère une perte de la porosité pour un frittage au-delà de 800 °C, au détriment des propriétés

poreuses de films minces hautement poreux réalisés à partir de MSN accrochées sur des substrats. Dans une

autre étude, Tsai et al.[35] rapporte le frittage à 430 °C de recouvrements super hydrophobes de particules de

silice de tailles micro/nano sur des substrats de verre. Bien que cette température puisse sembler très basse

pour un frittage significatif, les dépôts, de 50 nm, 0.5 µm, 1 µm et 1.5 µm de nanoparticules denses,

apparaissent stables aux mesures d'angle de contact. La visualisation des revêtements en MEB ne montre pas

d'évidence de liaison entre les particules mais le résultat de cette étude révèle la possibilité de consolider des

revêtements de nanoparticules de silice par un frittage à relativement basse température (< 500 °C).

Le comportement des nanoparticules de silice mésoporeuses après frittage soulève de nombreuses

questions qui doivent être étudiées. Il y a une forte différence entre les performances du frittage sur le silicium

et sur la silice. En effet, la présence de silice en surface de billes de silicium inhibe la diffusion de surface (et

donc le grossissement des grains) par rapport au mécanisme de densification durant le frittage.[42] De telles

constatations sont difficiles à extrapoler aux MSN de tailles similaires car :

les pores représentent 60 % du volume,

la mésostructure des MSN est organisée en motifs géométriques périodiques, ce qui peut causer une

voie de diffusion moléculaire au sein des nanoparticules,

les murs de silice ne sont pratiquement pas cristallins.

De plus, les MSN ne sont pas composées uniquement de SiO2 : le rapport Si/O peut varier. Elles

présentent de nombreux groupements silanols (Si-OH) en surface, qui peuvent influer sur la capacité à se lier

6

avec leurs voisins proches à de faibles températures de frittage. La quantité de groupements silanols en surface

peut aller jusqu'à 5 Si-OH par nm² pour des surfaces non poreuses de silice.[43, 44] Le nombre de ces

groupements est fortement réduit après un traitement à une température au-delà de 500°C et ils peuvent alors

se condenser pour former des liaisons Si-O-Si.[45, 46] Une étude du comportement des MSN disposées en

couches minces lorsqu'elles sont frittées à différentes températures apporterait donc des informations

importantes sur les propriétés des MSN après traitement thermique.

VisualisationdesaiguillesdebiopsiesousIRM

L'imagerie médicale permet de détecter la présence de masses suspectes dans les seins ou la

prostate, qui représentent environ 25 % des cancers chez la femme et chez l'homme.[47] Cependant il peut être

difficile de déterminer si une anomalie est bénigne ou maligne avec seulement les signes cliniques et les

résultats radiologiques. Pour pallier à ce problème, la biopsie percutanée1 est utilisée. C'est une intervention

durant laquelle on effectue le prélèvement chirurgical de tissus qui forment une masse pour les examiner au

microscope.

La grande majorité des biopsies du sein ou de la prostate sont effectuées sous imagerie

ultrasonore[48, 49] ou sous tomographie à rayons X.[50, 51] Ces deux méthodes d'imagerie ont été décrites

précédemment et les avantages de l'IRM ont été soulignés. En effet, l'IRM offre un excellent contraste dans les

tissus mous, ce qui rend cette technique plus sensible que les ultrasons ou la tomographie à rayons X, à la fois

dans la détection d'anomalies et dans la quantité de détails visualisables. C'est aussi une technique multiplanaire

qui permet de changer de plan de coupe pendant la procédure, pour avoir une vision sous plusieurs angles

pendant l'opération et donc un meilleur suivi de l'aiguille de biopsie (localisation et trajectoire). Enfin, l'IRM est

une méthode non ionisante : ni le patient, ni le praticien, ne sont exposés à un rayonnement pendant la

procédure. Un hématome peut parfois se former ou une infection peut se développer sur le site de l'incision,

mais ces inconvénients sont rares (< 1 %)[52] et une procédure de biopsie sous IRM sera moins invasive et plus

rapide qu'une biopsie chirurgicale.

Cancerdusein

Le cancer du sein est le cancer le plus diagnostiqué chez la femme (26 % des cas de cancer,

25 000 cas au Canada en 2015) et représente la deuxième cause principale de décès par cancer (14 % de tous

les décès par cancer, 5000 cas au Canada en 2015).[53]

1 En médecine, le terme "percutané" désigne une procédure médicale permettant d'atteindre des tissus ou des organes internes par perforation de la peau plutôt que par une approche ouverte exposant les tissus ou les organes internes.

7

Le sein est une glande modifiée de la peau; enveloppée dans du fascia fibreux2. Le sein est composé

de trois grandes structures : la peau, les tissus sous-cutanés et les tissus du sein (parenchyme3 et

mésenchyme4).[54] Le parenchyme est divisé en lobes et canaux reliés entre eux tandis que le mésenchyme

contient de la graisse, des tissus conjonctifs, des ligaments, des vaisseaux, des ganglions lymphatiques et des

nerfs. La peau de la poitrine contient les follicules pileux et les glandes. Le cancer du sein peut se développer

dans les cellules des canaux galactophores (carcinome canalaire) ou dans les lobules (carcinome lobulaire)

(Figure 1). Le carcinome canalaire est le type de cancer du sein le plus fréquent.

Figure 1. Schéma d'un sein avec indication de l'emplacement des canaux galactophores et des lobules où se développe le cancer du sein (image : Larousse Médicale, édition 2006) 

L'évaluation du grade du cancer se fait par classification histologique. Un échantillon prélevé par

biopsie est observé au microscope et en fonction de son apparence et de son comportement, la probabilité et

la rapidité de propagation sont estimées. On peut ainsi mieux planifier le traitement et établir un pronostic. Le

système de classification histologique est basé sur les critères de Nottingham et se fait en fonction des

caractéristiques des cellules de la tumeur.

Grade 1 → Tumeur de bas grade (bien différenciée) qui ne semble pas se développer rapidement et

qui est peu susceptible de se propager.

Grade 2 → Tumeur de grade intermédiaire (modérément différenciée) dont les caractéristiques varient

entre celles des tumeurs de grade 1 et de grade 3

Grade 3 → Tumeur de haut grade (peu différenciée) qui a tendance à se développer rapidement et

qui est susceptible de se propager.

2 Un fascia est une membrane fibro-élastique composée de tissu conjonctif qui recouvre ou enveloppe une structure anatomique. 3 Somme des tissus constituant les parties fonctionnelles d'un organe. 4 Tissus de remplissage qui donne la forme à l'organe et le maintien en place. Il joue aussi un rôle dans la nutrition des organes.

8

Plus le cancer est pris tôt (grade 1 ou 2), plus les chances de survie sont élevées. Le diagnostic se

pose en plusieurs étapes : un examen physique, une mammographie ou une échographie puis une biopsie si

l'imagerie révèle la présence d'une masse suspecte. Cependant les mammographies conventionnelles peuvent

ne pas détecter jusqu'à 25% des cancers à cause de la densité similaire entre les tissus du sein et les

carcinomes, en particulier chez les femmes possédant des seins denses (≥ 50% de tissus fibreux et < 50% de

tissus adipeux).[55] Les mammographies sont aussi moins sensibles chez les femmes ayant des implants ou qui

ont eu une chirurgie ou une radiothérapie. En revanche, la sensibilité de l'IRM permet de détecter des cancers

qui n'auraient pas été détectés par mammographie ou par examen clinique.[56, 57] Des études ont montré que le

taux de sensibilité de l'IRM pour des cancers du sein de taille supérieure à 3 mm était de 100 %.[58] Une

publication de Lehman et al. a rapporté que l'IRM du sein controlatéral peut détecter les tumeurs à un stade

plus précoce que d'autres méthodes d'imagerie.[59] La possibilité d'effectuer ensuite une biopsie sur ces masses

non détectées par les autres méthodes d'imagerie souligne l'importance de l'IRM du sein. Les procédures de

biopsie du sein sont décrites plus en détail dans l'Annexe B.

Cancerdelaprostate

Le cancer de la prostate est le cancer le plus répandu chez les hommes (24 % des cas de cancer,

24 000 cas au Canada en 2015) et représente la troisième cause de décès par cancer (10 % de tous les décès

par cancer, 4100 cas au Canada en 2015). Étant donné que c'est un cancer à évolution lente, le taux de survie

est de 96% après cinq ans.[53]

Chez un homme adulte, la glande de la prostate est un organe de la taille d'une noix et qui

pèse 30 à 40 g. Elle est située dans le bassin, entre le col de la vessie et le diaphragme urogénital, en avant du

rectum et de l'urètre qui traverse son centre. Anatomiquement, la prostate comprend trois zones (Figure 2) avec

des volumes différents et des formes de cancer différentes. Environ 70 % des tumeurs se situent dans la zone

périphérique (qui représente elle-même 70 % du volume total de la prostate), 20 % dans la zone transitionnelle

(25 % du volume total de la prostate) et 10 % dans la zone centrale (5% du volume total de la prostate).[60]

Figure 2. Zones de la prostate autour du canal de l'urètre (image adaptée de [61]) 

9

Tout comme pour le cancer du sein, la classification histologique est primordiale pour l'évaluation du

grade du cancer et donc la planification du traitement du cancer de la prostate. L'observation des cellules

cancéreuses prélevées lors d'une biopsie permet de décrire l'état de la tumeur suivant une classification. Pour

les cancers de la prostate les plus courants, c'est la classification de Gleason qui est utilisée.[62] Il s'agit d'une

échelle de 1 à 5 qui reflète l'anomalie des tissus. Plus le nombre est bas (grade 1 ou 2), plus le tissu est normal.

À partir du grade 3, on considère qu'il y a un début de tumeur.

En raison de sa grande sensibilité de contraste dans les tissus mous, l'IRM permet, comme pour le

cancer du sein, de détecter des masses qui ne sont pas visibles en échographie transrectale, ce qui réduit le

nombre de faux négatifs.[63-66] Dans ses travaux, Hambrock et al. rapporte des taux de détection de cancer

de 59 % avec l'IRM contre seulement 15 % en utilisant l'échographie transrectale et sur ces 59 %, 93 % ont eu

une biopsie positive.[65] Les procédures de biopsie de la prostate sont décrites plus en détail dans l'Annexe B.

AiguillesdebiopsiecompatiblespourIRM

Les procédures de biopsie nécessitent un matériel adapté, en particulier des aiguilles spécifiquement

conçues pour prélever des échantillons de tissu à l'intérieur du corps. Comme toutes les aiguilles, elles sont

définies par leur calibre qui est mesuré en gauge. Le gauge est une unité de mesure basée sur le nombre

d’aiguilles que l’on peut mettre dans un gabarit en forme de cylindre d’un diamètre de 1 pouce. Plus le calibre

en gauge est faible, plus le diamètre de l’aiguille est gros. Le Tableau 1 donne les équivalences entre le calibre

en gauge et le diamètre externe de l'aiguille pour les principaux calibres rencontrés parmi les aiguilles de biopsie.

Tableau 1. Conversion entre le calibre d'une aiguille et son diamètre extérieur 

Calibre (Gauge) Diamètre (mm) Calibre (Gauge) Diamètre (mm)

10 3.5 18 1.2/1.3

11 3.0 19 1.0/1.1

12 2.8 20 0.9

13 2.4 21 0.8

14 2.0/2.1 22 0.7

15 1.8 23 0.6

16 1.6 24 0.55

17 1.4/1.5 25 0.5

Il existe deux catégories d'aiguilles de biopsie : les aiguilles à aspiration et les aiguilles coupantes.[67]

Les premières sont généralement des aiguilles de petit calibre (20 à 25 G) utilisées pour prélever des

échantillons de tumeur pour une analyse cytologique (Figure 3a). Elles permettent d'obtenir des cellules

individuelles plutôt que des morceaux de tissus. Le faible calibre de ces aiguilles permet de traverser des

10

organes tels que l'intestin, l'estomac ou le foie.[68] Les aiguilles coupantes sont généralement utilisées pour faire

des analyses histologiques. Ce sont des aiguilles dont le bout ou le bord est tranchant (Figure 3b).[69] Avec un

mouvement vers l'avant et une rotation, l'aiguille coupe le tissu, collectant un petit échantillon pour la biopsie.

Figure 3. a) Aiguille à aspiration (Chiba®) et b) aiguille coupante (Cook®)[70] 

Pour répondre à la contrainte mécanique de la perforation et de la découpe des tissus, les aiguilles

sont constituées d'alliages métalliques, ce qui leur assure une grande rigidité. Malheureusement, ces alliages

métalliques ont une susceptibilité magnétique souvent élevée (Tableau 2). La susceptibilité magnétique est la

faculté d’un matériau à s’aimanter sous l’action d’un champ magnétique. C’est une propriété macroscopique

intrinsèque à un matériau, qui décrit la réponse de ses éléments à un champ magnétique appliqué. En IRM, une

trop forte susceptibilité magnétique peut causer des perturbations locales du champ magnétique, ce qui entraîne

des artéfacts5 (Figure 4) et des distorsions dans les images.

Tableau 2. Valeur des susceptibilités magnétiques des principaux éléments ou alliages composant les aiguilles de biopsie compatibles pour IRM. [71, 72] 

Élément / Alliage Susceptibilité magnétique

Acier inoxydable 30 x 10-8 – 70 x 10-8

Nitinol6 2.4 x 10-8

Titane 1.5 x 10-8

Figure 4. Exemple d'artéfact créé par une aiguille de biopsie.[73] 

5 Un artéfact est une visualisation inappropriée d’un objet, caractérisée par une augmentation ou une diminution du signal qui ne reflète pas la présence des protons d’hydrogène dans cette zone. 6 Alliage de nickel et de titane avec environ les mêmes proportions pour les deux éléments.

11

Quelques études ont été effectuées pour quantifier les artéfacts produits par les aiguilles de biopsie

commercialisées.[74, 75] Des aiguilles compatibles pour IRM, en alliage non-ferromagnétique, ont été développées

mais elles généraient toujours un artéfact.[76-79] Penzkofer a réalisé une étude assez complète des artéfacts

causés par les aiguilles de biopsie dites "compatibles IRM" commercialisées.[80] Le diamètre des artéfacts

causés par ces aiguilles a été quantifié à deux différents champs magnétiques (1.5 T et 3 T), en faisant varier

l'angle entre l'aiguille et l'orientation du champ magnétique B0 pour deux séquences IRM (pondération T1 et

précession libre). Le type et la taille d'artéfact varient selon le matériau de l'aiguille, sa taille et son orientation.

Le type de séquence et la puissance du champ influent moins. Les résultats pour quatre aiguilles imagées en

séquence pondérée T1 à 1.5 T ont été reportés dans le Tableau 3.

Tableau 3. Quantification des artéfacts causés par quatre aiguilles compatibles IRM commercialisées.[80] Champ : 1.5 T, séquence  pondérée  T1  (T1‐weighted‐spoiled‐gradient‐echo,  TR  =  8.48  ms,  TE  =  4.6  ms,  angle  =  12°,  champ  de vue = 260x260 mm, matrice d'acquisition = 432x432, épaisseur de tranche : 2 mm, temps d'acquisition : 1 s). 

Taille (G) Matériau

Artéfact (mm)

0° par rapport à B0 30° par rapport à B0 60° par rapport à B0 90° par rapport à B0

18 Titane 1.9 ± 0.8 3.5 ± 0.9 5.8 ± 0.6 6.5 ± 0.7

18 Acier inoxydable 1.2 ± 0.1 7 ± 1 13 ± 5 17 ± 1

18 Nitinol 1.5 ± 0.1 4.7 ± 0.8 6 ± 1 8 ± 2

20 Titane 1.0 ± 0.1 2.5 ± 0.5 4.6 ± 0.5 5.3 ± 0.8

20 Acier inoxydable 1.8 ± 0.8 7 ± 2 10 ± 1 11 ± 2

20 Nitinol 1.0 ± 0.1 4.2 ± 0.4 6.8 ± 0.7 7 ± 1

Les artéfacts causés par les aiguilles seront plus ou moins grands en fonction de la susceptibilité

magnétique (Tableau 2 et Tableau 3). En effet, pour les aiguilles en acier inoxydable, lequel a une susceptibilité

magnétique plus de 20 fois supérieure au titane, les artéfacts sont beaucoup plus importants que ceux

provoqués par les aiguilles en titane. On observe la même tendance avec le nitinol dont la susceptibilité

magnétique est 13 fois inférieure à celle de l'acier inoxydable mais 1.5 fois celle du titane. Les artéfacts causés

par les aiguilles en nitinol sont de diamètre moindre que pour les aiguilles en acier inoxydable, mais supérieur

ou égal à celles en titane. C'est donc les aiguilles en titane qui présentent le plus faible diamètre d'artéfact,

puisque le titane a une susceptibilité magnétique de 1.5 x 10-8.

La présence d'artéfacts, même millimétriques, peut gêner le chirurgien pendant la procédure, en

particulier dans le cas des cancers du sein ou de la prostate où les nodules composant la tumeur sont souvent

de taille millimétrique (Figure 5). Il est essentiel pour le praticien d'avoir la plus grande précision possible afin

d'éviter les faux négatifs en ponctionnant dans du tissu sain au lieu de la tumeur. Or, même avec l'adaptation

12

du matériel aux biopsies sous IRM,[78, 79] les aiguilles n'offrent qu'un faible contraste avec le tissu environnant

(Figure 6). Ce faible contraste et les forts artéfacts peuvent compliquer les procédures de biopsie.

Figure 5. a) Coupe histologique d'un cancer du sein multifocal avec 8 foyers tumoraux de taille inférieure à 10 mm[81] et b) prostatectomie révélant un foyer tumoral de taille inférieure à 10 mm.[82]  

Figure  6.  Aiguille  de  biopsie  compatible  IRM  (flèche  blanche)  dans  la  prostate  d'un  chien  adulte (source : bdml.stanford.edu/Main/ShapeSensingNeedle) 

Afin d'avoir une précision optimale concernant la localisation de l'aiguille dans le corps du patient, le

praticien a besoin d'un contraste entre l'aiguille et les tissus environnants. Le dépôt d'un hydrogel

paramagnétique à la surface des aiguilles de biopsie permettrait le rehaussement de contraste du contour de

l'aiguille et donc une localisation plus précise par le praticien. C’est l’approche qui a été retenue dans ce projet

de recherche.

Localisationdebillesd'alginatepourletraitementdudiabètedetype1

Lediabèteenquelqueschiffres

Une autre application des nanoparticules synthétisées et du concept d’hydrogels paramagnétiques

dans ce projet concerne le traitement du diabète de type 1. Le diabète est considéré aujourd'hui comme un

problème de santé mondial sérieux et en croissance constante. Si, en 2014, le diabète touchait 387 millions de

personnes dans le monde (dont 3.4 millions au Canada),[83] cette maladie touchera 592 millions de personnes

en 2035, soit une augmentation de 53 % (Figure 7).[84] Une personne sur douze est diabétique dans le monde,

13

et une sur neuf en Amérique du Nord. Ces chiffres alarmants et en augmentation constante reflètent l'urgence

de trouver des traitements efficaces et les moins contraignants possible pour la qualité de vie des malades.

Figure 7. Évolution du diabète dans le monde entre 2014 et 2035 (IDF Diabete Atlas) 

Le diabète est une maladie chronique incurable que l'on peut contrôler par traitement. Elle est causée

par la défection d'une hormone, l'insuline, produite par le pancréas. Cette hormone permet aux glucoses de

pénétrer dans les cellules pour être convertis en énergie. Sans insuline, soit parce qu'elle n'est pas produite,

soit parce qu'elle ne peut pas remplir sa fonction, le corps ne peut pas convertir le sucre. Il s'accumule alors

dans le sang, ce qui entraîne une hyperglycémie.

L'hyperglycémie endommage progressivement les petits vaisseaux sanguins des reins et des yeux

ainsi que les nerfs. Cela entraîne des complications dégénératives (cécité, insuffisances rénales ou

neuropathies), des complications dermatologiques (infections ou gangrène) ou encore des complications aiguës

(séquelles neurologiques, comas ou mortalité). Le diabète est donc tout autant un fardeau économique (presque

7000 $ par personne au Canada en 2015 et 11 % des coûts de santé publique dans le monde) qu'un fardeau

social (4.9 millions de morts chaque année, soit une personne toutes les 7 secondes).

Il existe différents types de diabète : le prédiabète, le diabète de type 1, le diabète de type 2 et le

diabète de grossesse. Ce projet concernant le diabète de type 1, celui-ci sera le seul expliqué en détail.

Lediabètedetype1

Le diabète de type 1 représente 10 % des cas de diabète et se traite obligatoirement par l'insuline. Ce

type de diabète est majoritairement dû à une maladie auto-immune, c’est-à-dire un dysfonctionnement du

système immunitaire qui s’attaque aux constituants normaux de l’organisme. Normalement, la production

2014 2035

WORLD

387 million

WORLD

592million

Middle East and North Africa

South East Asia

South and Central America

Western Pacific

North America and Caribbean

Europe

Africa 93%85%

64%

55%

46%

33%

30%

14

d'insuline est assurée par les cellules présentes dans le pancréas (Figure 8). Le pancréas est un organe situé

entre le duodénum7 (à droite), la rate (à gauche), l'estomac (en avant) et les vertèbres (en arrière). Il participe à

la digestion (par production d'enzymes) et à la régulation sanguine (par production d'hormones).

Figure 8. Schéma d'une cellule  se trouvant dans les îlots de Langerhans, situés dans le pancréas. Le fonctionnement est expliqué ci‐après. 

À l'intérieur du pancréas, les cellules endocrines8 sont regroupées en petits amas disséminés dans

l'organe. Ce sont les îlots de Langerhans. Ils regroupent principalement quatre types de cellules:[85]

Les cellules bêta (), responsables de la production de l'insuline. Elles représentent 65 à 80 % des îlots et sont situées au centre.

Les cellules alpha (), responsables de la production du glucagon9. Elles représentent 15 à 20 % des îlots et sont situées en périphérie.

Les cellules delta () et les cellules F (qui interviennent dans d'autres processus biologiques), qui représentent respectivement 3 à 10 % et 1% des îlots.

Les cellules produisent de l'insuline par excitation électrique, comme les cellules nerveuses ou

musculaires.[86] En l'absence de glucose (concentration ≤ 3 mM), le canal de circulation des ions K+ est ouvert.

Lorsque la concentration de glucose augmente, les canaux se ferment et le potentiel de la membrane s'éloigne

du potentiel d'équilibre du K+. À ce moment-là, la membrane se dépolarise et le potentiel d'ouverture des canaux

du Ca2+ est atteint. Lorsque le calcium se diffuse dans la cellule, il provoque le déplacement des granules

d'insuline qui, lorsqu'elles atteignent la membrane, libèrent l'insuline par exocytose.

L'insuline joue alors deux rôles principaux dans l'assimilation du sucre. Après l'ingestion d'une grande

quantité de sucre, l'augmentation de l'insuline va déclencher le stockage de ces glucides dans le foie et les

muscles sous la forme de glycogène (enchaînement polymérique de glucoses). Lorsqu'ensuite l'insuline

diminue, le corps va puiser dans les glycogènes pour libérer en continu la quantité de sucre nécessaire au

7 Le duodénum est la portion initiale de l'intestin grêle. 8 Les cellules endocrines sont responsables de la production d'hormones. 9 Le glucagon est une hormone qui provoque une augmentation de la quantité de glucose dans le sang.

15

fonctionnement des cellules. Le second rôle de l'insuline est l'activation des transporteurs dans la cellule pour

permettre au glucose de pénétrer à l’intérieur et d'y délivrer son énergie.

Dans le cas d'un diabète de type 1, le système immunitaire détruit les cellules par l'infiltration dans

les îlots de Langerhans de lymphocyte T10 ainsi que de macrophages11. Cette déficience est principalement due

aux gênes du système HLA ("Human Leukocyte Antigen") sur le bras court du chromosome 6.[87] Lorsque le

patient franchit le seuil critique de 80 % des cellules détruites, le diabète de type 1 se révèle.

Le traitement conventionnel pour le diabète (outre la pratique d'un sport et une alimentation adaptée)

est l'administration d'insuline directe (injection) ou indirecte (pompe). L'insuline ne peut pas être prise oralement

à cause des enzymes dans l'estomac qui interfèreraient avec son action, elle doit donc être directement

administrée dans le sang.

Actuellement, l'insuline est injectée à l'aide de seringues, de pistolets auto-piqueurs ou d'une pompe

programmable. Cependant cette forme de traitement nécessite un contrôle de la glycémie par dosage des

glucides (aussi appelés carbohydrates) et l'ajustement des doses est fait manuellement, avec souvent un

décalage entre les besoins du corps et l'arrivée du traitement. De ce fait, les conséquences sur le long terme du

diabète ne peuvent pas être totalement évitées.[88]

D’autres types de traitements ont été développés, sans jamais parvenir à trouver une solution efficace

et non contraignante pour le patient. En 2011, les premiers tests cliniques ont été réalisés pour les pancréas

artificiels mais dont l’autonomie ne dépasse pas les trois mois.[89] Il est aussi possible d’avoir recours à la

transplantation de pancréas ou de cellules souches qui se différencieront en cellules . Cependant ces

méthodes impliquent l’utilisation d’immunosuppresseurs et le système immunitaire continue de détruire les

cellules.[90] Dans le même registre, l’implantation d’îlots de Langerhans dans le foie présente les même

inconvénients.[91] Une méthode développée pour passer outre le problème de la destruction des cellules par

le système immunitaire est la microencapsulation.

Lamicroencapsulationdecellulesproductricesd'insuline

Depuis les années 80, la microencapsulation a été développée afin de permettre l’encapsulation des

cellules transplantées dans une membrane capable de faire barrière entre ces cellules et le système

immunitaire (~150 kDa), tout en laissant circuler le sang pour l'oxygénation des cellules et le dosage de la

glycémie ainsi que l'insuline produite par les cellules (5.8 kDa).[92] Le principe de la microencapsulation est

10 Les lymphocytes T sont responsables de la destruction des cellules . 11 Les macrophages vont "nettoyer" les débris résultant de la destruction des cellules .

16

représenté à la Figure 9. Cette stratégie permettrait de réduire voir d'éliminer la nécessité d’injecter des

immunosuppresseurs au patient. L'utilisation de billes d'alginate permet d'atteindre ces objectifs sans provoquer

de réaction immunitaire en lien avec les matériaux dont sont constituées les billes.[93]

Figure 9. Schéma de microencapsulation de cellules  dans une bille d'alginate. La bille est perméable à l'oxygène, aux nutriments et à l'insuline, mais pas au système immunitaire. 

L'encapsulation d'agents de contraste dans ces billes d'alginate rehausserait leur contraste sur les

images IRM et en permettrait donc le suivi après injection dans le corps.

Le premier chapitre de ce document regroupe les définitions, les concepts et la revue de littérature

nécessaire à la compréhension des travaux présentés. Les biomatériaux seront définis et une section est

consacrée aux hydrogels qui seront utilisés dans ce document. Ensuite, le fonctionnement de l'IRM sera

expliqué, afin que le lecteur puisse mieux comprendre l’utilisation des agents de contraste paramagnétiques et

leur fonctionnement. Une des stratégies pour produire des agents de contraste efficaces, pour obtenir des

hydrogels paramagnétiques, est le greffage de complexes de gadolinium sur des nanoparticules de silice

mésoporeuses (MSN). La synthèse et la caractérisation des MSN seront donc aussi présentées. Une dernière

section expliquera comment les hydrogels peuvent être déposés à la surface des biomatériaux par

trempage-retrait et l'influence de la viscosité sur l'épaisseur des dépôts.

Le deuxième chapitre présente les principales techniques de caractérisation utilisées au cours du

projet. Les méthodes d'analyse sont séparées en deux catégories. D'abord la caractérisation des nanoparticules

synthétisées et fonctionnalisées. Puis la caractérisation de surfaces sur lesquelles ces particules mésoporeuses

ont été assemblées ou sur lesquelles l'hydrogel contenant les nanoparticules a été déposé. Pour chaque

technique, une brève description des principes physiques est suivie par l'explication de son utilité dans le projet

et les conditions expérimentales appliquées.

Le troisième chapitre rassemble les méthodologies utilisées au cours de ce travail de thèse. La

synthèse des nanoparticules de silice mésoporeuses et leur fonctionnalisation avec un chélate, le DTPA, puis

leur chélation avec le gadolinium pour obtenir un agent de contraste pour l’IRM y est décrite. Ces nanoparticules

17

sont ensuite encapsulées dans un hydrogel de poly (éthylène glycol) (PEG) ou d'alginate. Ce chapitre décrit la

méthodologie utilisée et les caractérisations effectuées sur les hydrogels. Un schéma à la fin de ce chapitre

résumera toutes les synthèses et les caractérisations effectuées au cours de ce projet.

Le quatrième chapitre contient la caractérisation des MSN-DTPA-Gd à chaque étape de synthèse.

Chaque méthode de caractérisation est décrite ainsi que les informations extraites. Cela permet de caractériser

le produit tout au long des étapes et confirmer l’obtention de MSN-DTPA-Gd de type MCM-48 avec les propriétés

voulues.

Le chapitre cinq présente une étude du comportement de couches minces de MSN déposées sur des

substrats de silice, sans hydrogel, soumis à un traitement thermique. Cette première étape a permis de constater

les grandes difficultés sous-jacentes à la constitution de revêtements de silice mésoporeuses "tout-silice", sans

utilisation de matériaux polymères. Le principal résultat de cette étude est la réalisation de couches minces

ultrafines constituées de MSN auto-assemblées sur des substrats de silice. Cette section présente des essais

de trempages-retrait pour obtenir une couche mince et structurée de MSN sur des substrats de silicium. Ces

derniers sont ensuite frittés à différentes températures et l'évolution de la porosité en fonction de la température

de frittage a été étudiée. Ces travaux ont fait l’objet d’un article publié dans la revue Langmuir.[94]

Le sixième chapitre correspond au premier exemple d'application d'hydrogels paramagnétiques

produits à partir de nanoparticules MSN-DTPA-Gd. Le recouvrement des aiguilles par un hydrogel

paramagnétique permettrait d'en rehausser le contraste pour une localisation rapide et précise.

Les MSN-DTPA-Gd sont donc encapsulées dans un hydrogel de PEG et le tout est déposé par trempage-retrait

à la surface de tubes de titane simulant les aiguilles de biopsie. Des images d’IRM pondérées en T1 permettent

ensuite de confirmer l'efficacité de l'encapsulation des nanoparticules contenant un agent de contraste pour

faciliter la localisation de l'hydrogel et donc de l'aiguille.

Le septième chapitre présente le second exemple d'application d'hydrogels paramagnétiques. Pour

favoriser la localisation des billes d'alginate, des MSN-DTPA-Gd sont encapsulées dans les billes d'alginate qui

serviront de capsules aux cellules productrices d'insuline. L'alginate, un polymère biocompatible extrait d'algues,

va former des billes dans un réacteur, emprisonnant les nanoparticules et les cellules avant de figer grâce à du

carbonate de calcium. Une étude du signal en IRM effectuée sur plusieurs mois, a été réalisée pour quantifier

l'augmentation de contraste et vérifier l'absence de relargage du gadolinium dans le milieu environnant.

La conclusion fera une synthèse des résultats décrits dans les chapitres précédents et permettra

d'ouvrir des perspectives sur les travaux futurs concernant les hydrogels paramagnétiques pour applications en

IRM.

18

1. Présentation des concepts

Ce chapitre regroupe les définitions, les concepts et la revue de littérature des notions abordées au cours de

ces travaux portant sur les hydrogels paramagnétiques visibles en IRM. Dans une première partie, les hydrogels

pour applications biomédicales seront présentés, en insistant sur deux polymères en particulier : le

poly (éthylène glycol) et l'alginate. Ensuite, la description du fonctionnement de l'IRM permettra d'expliquer la

notion d'agent de contraste. Une troisième et quatrième parties seront consacrées à la revue de littérature des

nanoparticules de silice mésoporeuses et au dépôt par trempage-retrait.

1.1. Hydrogels pour applications biomédicales

La première définition générale de la biocompatibilité, acceptée comme référence par la communauté

scientifique, a été publiée en 1987 par Williams : la biocompatibilité est la capacité d'un matériau à être utilisé

avec une réponse appropriée de l'hôte pour une application spécifique.[95] En 2008, Williams tente d'analyser au

cas par cas chaque grande catégorie de biomatériaux.[96] Il propose alors une nouvelle définition plus précise

de la biocompatibilité :

"La biocompatibilité réfère à la capacité d'un matériau à remplir sa fonction requise en rapport avec la thérapie médicale, sans induire d'effets locaux ou systémiques indésirables chez le receveur ou le bénéficiaire de cette thérapie, mais plutôt en générant la réponse cellulaire ou tissulaire la plus appropriée et bénéfique dans cette situation spécifique et en optimisant la performance pertinente de cette thérapie".

La notion de biocompatibilité est souvent divisée en deux catégories : la biocompatibilité

structurale (forme du matériau et ses propriétés mécaniques) et la biocompatibilité surfacique (nature du

matériau, topographie et biochimie de la surface). Les biomatériaux sont divisés en cinq catégories en fonction

de leur nature : les carbones, les matériaux naturels modifiés (acide hyaluronique, collagène…), les céramiques

et verres (hydroxyapatites, alumine…), les métaux (titane, acier inoxydable…) et les polymères qui seront plus

explicitement développés par la suite.[97]

1.1.1. Classes d'hydrogels pour applications biomédicales

Les hydrogels sont des matrices de chaînes polymères pouvant absorber une grande quantité d'eau, jusqu'à

plus de 90% pour certains. Il y a deux principales définitions acceptées pour les hydrogels :

Matrice gonflée dans l'eau de polymères réticulés, produite par la réaction d'un ou plusieurs

monomères

Polymère présentant une exceptionnelle capacité à gonfler dans l'eau et retenir une importante fraction

de l'eau dans sa structure, sans se dissoudre.

19

Ces deux définitions peuvent être regroupées en une seule qui consisterait à présenter les hydrogels

comme des polymères réticulés constituant une matrice hautement absorbante et ne se dissolvant pas dans

l'eau si le polymère choisi ne se dégrade pas par hydrolyse. Ils sont réticulés de manière physique (interaction

entre ions, greffage de blocs, cristallisation) ou de manière chimique (polymérisation radicalaire, addition ou

condensation). Du fait de leur capacité d'absorption des liquides hydrophiles, les hydrogels ressemblent à des

tissus biologiques mieux que n'importe quel autre biomatériau synthétique.[98]

1.1.2. Polymères biocompatibles pour hydrogels

Les hydrogels sont très utilisés en biomédecine,[99] ce qui a favorisé le développement de procédures

de synthèse et d’assemblage bien contrôlées, à partir de polymères,[100-102] de copolymères[103-105] ou encore de

polymères fonctionnalisés.[106-108] La pertinence des hydrogels comme matériaux biomédicaux et leur

performance dans une application donnée dépendent en grande partie de leur structure. Il existe une très vaste

gamme de polymères utilisables pour la formation d'hydrogels pour les biomatériaux, à condition qu'ils soient

biocompatibles (Tableau 4). Le choix du polymère se fait surtout en fonction des besoins (délivrance ou

encapsulation), du coût, de la disponibilité et de la reproductibilité du polymère. Le poly (méthacrylate 2-

hydroxyéthyle) (PHEMA) fut le tout premier polymère utilisé pour former un hydrogel, en 1960.[109] Petit à petit,

d'autres polymères ont été utilisés, puis des co-polymères, pour améliorer les propriétés des hydrogels.

Tableau 4. Liste non exhaustive de polymères biocompatibles pouvant former des hydrogels 

Nom complet Abréviation Formule

Poly (méthacrylate 2-hydroxyéthyle) PHEMA

Acide poly (lactique-co-glycolique) PLGA

Acide poly (L-lactique) PLLA

Poly (éthylène glycol) PEG

Alcool polyvinylique PVA

20

Dans ce projet, deux types d'hydrogels paramagnétiques ont été développés : un hydrogel de

poly (éthylène glycol) et un hydrogel d'alginate. Ces deux polymères sont en effet biocompatibles, ils ne se

dégradent pas avec le temps et ils présentent une méthode de réticulation en hydrogel qui est rapide et

compatible avec le milieu biologique. Ils vont donc être présentés en détail dans les deux sections suivantes.

1.1.3. L'alginate

L'alginate est un polymère polysaccharide d'origine naturelle qui se trouve principalement dans les

algues marines brunes.[110] D'une manière générale, l'alginate est un copolymère linéaire composé d'unités

d'acide -D-mannuronique (unités M) et d'unités d'acide -L-guluronique (unités G), représentées dans

la Figure 10. Ces unités sont successivement répétées soit en alternance (-M-G-), soit en

blocs (-M-M- ou -G-G-). La distribution de chaque unité (nombre et répartition) va dépendre des

sources (c’est-à-dire des espèces d’algues algynophytes) à partir desquelles l'alginate est isolé. De nombreuses

propriétés de l'alginate sont influencées par la distribution des unités M et G (taux de dégradation, gonflement

et viscoélasticité par exemple).[111]

Figure 10. Formule chimique des unités composant le polymère alginate. 

Grâce aux groupes carboxyles sur les unités M et G, l'alginate peut se lier à des cations divalents (Mg2+,

Mn2+, Ca2+, Sr2+, Ba2+, Cu2+ et Pb2+) pour former un hydrogel. La méthode choisie dans ce projet est la gélification

après ajout d'ions Ca2+ puisqu’il s’agit d’un cation non toxique, déjà présent dans le corps humain. Le mécanisme

est explicité dans la section 3.4.2.1. En raison de sa biocompatibilité [112] et de ses propriétés de gélification en

présence de Ca2+, l'alginate est largement utilisé dans le domaine biomédical sous forme d'hydrogel, en

particulier pour l'encapsulation de cellules pour la transplantation et la thérapie cellulaire.[92, 113, 114]

1.1.4. Le poly (éthylène glycol) (PEG)

Le poly (éthylène glycol) (PEG) est un polymère produit par une interaction entre l'oxyde d'éthylène et

de l'eau ou entre monomères d'éthylène glycol. Les propriétés du PEG en font un excellent candidat pour les

hydrogels biocompatibles.[115] Il est non toxique, possède une clairance rapide de l'organisme et est approuvé

par la FDA. Il est aussi soluble dans l'eau. Sa furtivité au système immunitaire et sa résistance naturelle à

l'adsorption des protéines et des cellules en font aussi un polymère de recouvrement très prisé pour les

biomatériaux.

21

Il y a de nombreuses utilisations du PEG en tant que polymère biocompatible :

Applications pharmaceutiques pour des complexes PEG-protéines;[116]

Modification de surface avec du PEG pour empêcher l'adsorption de protéines et de cellules;[117]

Hydrogels de PEG pour l'encapsulation de cellules ou l'administration de médicaments;[118]

Recouvrement de molécules pour la furtivité;[119]

Complexes et micelles de PEG-liposomes pour l'administration de médicaments.[120]

Il existe deux méthodes principales de réticulation pour les hydrogels de PEG : la réticulation chimique

et la réticulation physique, chacune ayant ses avantages. La réticulation chimique (polymérisation radicalaire,

addition ou condensation) conduit à des hydrogels plus stables mais plus rigides.[121] La réticulation

physique (interaction entre ions, greffage de blocs, cristallisation) donne des hydrogels moins rigides mais le

degré de réticulation peut ne pas être maitrisé avec précision.[122] Le choix de la méthode de polymérisation se

fait donc en fonction de l'utilisation visée et des contraintes qui en découlent. Dans le cadre de ce projet, c'est

la réticulation chimique qui a été sélectionnée car pour une application de recouvrement de matériel médical,

il fallait un hydrogel qui soit permanent. La photo-polymérisation permet d'obtenir facilement et rapidement une

structure chimiquement réticulée par des liaisons covalentes, donc stables.

1.1.4.1. Choix du PEG

Il existe de nombreuses formes pour le poly (éthylène glycol) (PEG) : linéaire, ramifié, avec différentes

fonctions en bout de chaîne et différentes longueurs de chaîne. L'encapsulation des nanoparticules de silice

mésoporeuses impose deux contraintes :

il faut que le PEG soit suffisamment volumineux pour ne pas entrer dans les pores, afin de conserver

ces dernières libres pour une utilisation en relargage de médicament dans des travaux futurs,

il faut que les chaînes forment des réticulations suffisamment petites pour garder les nanoparticules à

l'intérieur du réseau formé.

Une molécule de PEG de 20 kDa ramifiée en quatre branches de 5 kDa a été choisie pour piéger les

nanoparticules (Figure 11).

Figure 11. 4A‐PEG‐TA (4arms–poly (ethylene glycol)‐tetraacrylate). Poly (éthylène glycol) à quatre bras terminés par des fonctions acrylates 

22

La conformation en étoile plutôt que linéaire permet d'empêcher le PEG de pénétrer dans les pores et

la faible taille de chaque branche assure une distance entre deux réticulations suffisamment petite pour ne pas

laisser passer les nanoparticules de silice mésoporeuses. Le rayon hydrodynamique du PEG choisi est

entre 10 et 15 nm, ce qui assure que le polymère n’entrera pas dans les pores des nanoparticules,

d’environ 3 nm.

1.1.4.2. Choix de la méthode de réticulation

La photo-polymérisation présente de nombreux avantages par rapport aux autres techniques de

réticulation des hydrogels. C'est une méthode rapide dont on peut contrôler la durée par activation et

désactivation du photo-initiateur, une molécule capable de former des radicaux pour amorcer la polymérisation.

La production de chaleur est faible, sans risque donc de dégrader les particules à l'intérieur de l'hydrogel et les

faibles quantités d'UV utilisées ne présentent pas non plus de risque pour ces particules.[123-125] Les fonctions

acrylates vont se lier par une liaison covalente par ouverture des doubles liaisons C=C activées par le centre

actif du photo-initiateur. La molécule de PEG choisie se termine par quatre fonctions acrylates qui, une fois la

photo-polymérisation amorcée, permettront au polymère de se réticuler et de former un réseau tridimensionnel

solide, selon le mécanisme décrit ci-après.

La technique de photo-polymérisation consiste à utiliser des photons de longueur d’onde correspondant

à la lumière ultra-violette ou dans le domaine du visible. Il s’agit d’un mécanisme de polymérisation radicalaire

qui se divise en trois parties (Figure 12) :

L'initiation avec la rupture du photo-initiateur pour créer un radical libre puis l'activation des monomères,

La propagation durant laquelle les monomères s'additionnent en polymères,

La terminaison, c'est-à-dire la recombinaison des radicaux libres.

Figure 12. Mécanisme de polymérisation radicalaire (M : monomère, R : initiateur) 

Cette polymérisation passe par l'activation d'une molécule : le photo-initiateur (souvent simplement

appelé initiateur). Cette molécule peut être un activateur dans l'UV ou dans le visible. La molécule, qui fonctionne

aux longueurs d’onde dans l’UV-visible, va se scinder en deux centres actifs qui vont déclencher la

23

polymérisation, tel que schématisé Figure 12. Les initiateurs UV sont plus fréquemment utilisés que ceux dans

le visible pour leur contrôle aisé et leur efficacité supérieure.[126]

Dans le cadre d'un PEG terminé par une fonction acrylate, la polymérisation radicalaire va permettre

l'addition des chaînes par l'ouverture de la double liaison C=C en une liaison C-C, qui n'est pas biodégradable.

L'hydrogel ne se dégradera donc pas par rupture des réticulations. La Figure 13 présente un exemple de

polymérisation d'un polymère terminé par une fonction acrylate. L'amorceur est un radical benzoyle qui va activer

la liaison alcène pour "l'ouvrir" et permettre une liaison avec une autre terminaison acrylate.

Figure  13.  Exemple  de  polymérisation  radicalaire  d'un  polymère  se  terminant  par  une  fonction  acrylate  (adapté  de Polymérisation sous rayonnements UV) [127] 

1.2. Les agents de contraste paramagnétiques pour l’IRM

1.2.1. Principe de l'imagerie par résonance magnétique

L’imagerie par résonance magnétique (IRM) repose sur le phénomène de résonance magnétique

nucléaire (RMN). Les principes de l'IRM seront tout d'abord décrits puis une partie sera consacrée au signal, et

enfin une dernière section traitera des agents de contraste.

24

1.2.1.1. Résonance magnétique nucléaire

Le principe de la RMN est basé sur le couplage qui existe entre le moment magnétique du noyau d'un

atome et un champ magnétique externe. Le noyau d'un atome est assimilé à une sphère tournant autour d'un

axe avec un moment cinétique de rotation que l'on nomme moment de spin, représenté par un vecteur . Selon

les principes de la mécanique quantique, le moment de spin peut avoir trois valeurs, appelées nombre quantique

de spin : 0, ½ ou 1, en fonction du nombre de masse (A = nombre de nucléons) et du numéro

atomique (Z = nombre de protons) (Tableau 5). L'abondance naturelle de l'hydrogène (99.98%) et le fait qu'il ait

un nombre quantique de spin non nul en fait le meilleur candidat pour la détection par RMN (donc pour l'IRM).

Tableau 5. Nombre de spin en fonction de la parité de A et Z 

A Z I

impair pair ou impair ½

pair impair 1

pair pair 0

En posant l'hypothèse que la charge positive d'un noyau est uniformément répartie sur ce dernier, on

associe au mouvement de spin un ensemble de lignes de courant circulaires à la surface du noyau, orthogonales

à l'axe du mouvement de spin. On définit le moment magnétique de spin (Figure 14) comme étant colinéaire

et proportionnel au moment cinétique de spin : . Le rapport de proportionnalité entre le moment

cinétique de spin et le moment magnétique de spin est noté γ. C'est le rapport gyromagnétique; il est propre à

chaque atome. Pour l'hydrogène, = 42.6 MHz T-1

Figure 14. Moment magnétique de spin   

Lorsqu'un noyau est soumis à un champ magnétique , colinéaire à l'axe z, on observe un alignement

de son moment magnétique avec le champ magnétique. Les moments magnétiques des protons s'alignent

indifféremment parallèlement et antiparallèlement au champ magnétique. Cependant, le calcul de la probabilité

de présence à l’équilibre montre qu'il y en a légèrement plus qui sont alignés parallèlement au champ

magnétique. Cette différence de population va créer un vecteur d'aimantation . Étant donné que l'orientation

des spins n'est pas instantanée, c'est un vecteur qui croît avec le temps jusqu'à atteindre une valeur constante,

lorsque tous les noyaux sont alignés. En fait, lorsqu'un proton est placé dans un champ magnétique, non

seulement son moment de spin s'aligne avec ce dernier, mais il apparait aussi un phénomène de rotation autour

de l'axe du champ magnétique appelé précession. La précession est un mouvement de rotation que décrit l’axe

25

du proton autour de l’axe du champ magnétique principal. La vitesse de précession est donnée par l'équation

de Larmor : , où est la fréquence angulaire de précession. Elle est propre à chaque proton

puisqu'elle est proportionnelle au rapport gyromagnétique.

1.2.1.2. L'impulsion de radiofréquence

Initialement, les spins sont alignés sur l'axe du champ magnétique autour duquel ils effectuent un

mouvement de précession. Une impulsion de radiofréquence (RF) est alors émise afin de communiquer de

l’énergie aux spins. Cette impulsion a la même fréquence que la fréquence que Larmor. Ce couplage a pour

effet de communiquer de l’énergie et de basculer le vecteur d’aimantation macroscopique du tissu dans le plan

xy. L'impulsion de radiofréquence étant une onde électromagnétique, on a un nouveau champ magnétique ,

sur l'axe x, autour duquel les protons vont effectuer un mouvement de précession également. Les protons

effectuent donc maintenant un mouvement de précession suivant et . La fréquence angulaire de

précession dans l'axe x est définie comme avec , c'est à dire .

En résumé, il y a un très fort champ magnétique externe et un très faible champ magnétique

généré par l'impulsion de radiofréquence et qui oscille puisqu'il dérive d'une onde électromagnétique oscillante.

étant beaucoup plus faible que , la fréquence angulaire de précession est aussi beaucoup plus faible

que . Il en résulte un mouvement en spirale du vecteur d'aimantation entre l'axe z et le plan xy (Figure 15).

Figure 15. Mouvement en spirale du vecteur d'aimantation entre l'axe z et le plan xy

Pour que l'onde de radiofréquence communique de l'énergie aux protons (et leur permette ainsi

d'effectuer un mouvement de précession selon l'axe x), il faut que le système entre en résonance. Pour cela, il

faut que . Quand le système est en résonance, l’onde radiofréquence va ajouter de l’énergie aux

protons et donc les faire basculer selon le nouveau champ magnétique. Pour résumer, on envoie donc une

impulsion de radiofréquence pour basculer le vecteur d'aimantation dans le plan xy et pour que les protons

décrivent une précession selon l'axe x. En effet, la bobine servant à émettre le champ magnétique sert aussi

de détecteur pour le signal reçu et ne peut détecter la fonction oscillante que dans le même axe que le champ

magnétique émis. Le champ magnétique oscillant autour de l’axe de va induire un courant alternatif dans la

bobine. C’est ce courant que l’on appellera signal. Cette notion sera explicitée dans la section 1.2.1.4.

26

1.2.1.3. Relaxation des protons

Après que les moments magnétiques des protons d'hydrogène aient été basculés dans le plan xy,

l'impulsion de radiofréquence est arrêtée. Le vecteur d'aimantation se réaligne alors doucement sur l'axe du

champ (axe z). C'est le phénomène de relaxation, c’est-à-dire le retour des spins à leur état d'énergie le plus

faible (état d'équilibre). Il y a deux types de relaxation : la relaxation longitudinale et la relaxation transverse.

Le temps de relaxation longitudinale fait référence au temps que mettent les spins à se réaligner sur

l'axe longitudinal z. Lorsque l'on a introduit le vecteur d'aimantation (paragraphe "1.2 Alignement avec un champ

magnétique"), on a mentionné un temps T1 dans l'équation dont l'inverse (1/T1) donne le taux d'alignement du

moment magnétique des protons avec le champ . T1 est appelé le temps de relaxation longitudinale.

Immédiatement après l'arrêt de l'impulsion de radiofréquence, la composante du vecteur d'aimantation

(composante sur l'axe z) croît suivant la fonction représentée sur la Figure 16 (avec la valeur initiale du

vecteur d'aimantation).

Figure 16. Graphique de la fonction de recouvrement longitudinal du vecteur d'aimantation 

Le temps de relaxation transverse fait référence au temps que met la composante (composante

transverse) du vecteur d'aimantation à décroître après l'arrêt de l'impulsion de radiofréquence. Le temps T2,

appelé temps de relaxation transverse, est l'inverse du taux de décroissance de la composante . La fonction

de décroissance de cette composante est représentée sur la Figure 17.

Figure 17. Graphique de la fonction de recouvrement transverse du vecteur d'aimantation 

27

1.2.1.4. Obtention du signal

Après application de l'impulsion de radiofréquence, les spins ont commencé à effectuer un mouvement

de précession dans le plan xy, selon l'axe x, à une fréquence . Puisque les spins ont basculé dans le plan xy,

le vecteur d’aimantation est aussi basculé dans ce plan. Comme est plus faible que , le vecteur

d’aimantation va aussi effectuer un mouvement de précession. Lorsque ce vecteur est aligné dans la même

direction que le récepteur de signal (la même bobine que celle qui émet l'impulsion de radiofréquence), un signal

fort est induit dans la bobine de radiofréquence. Concrètement, au temps t = 0, tous les moments magnétiques

des protons sont alignés dans la direction de la bobine (Figure 18). Lorsque les spins basculent à 90° au

temps t1, le champ magnétique induit par la précession ne sera plus selon l'axe x mais dans l'axe y, donc il n'y

a plus de signal. Au temps t2, on a de nouveau un signal, mais c'est le négatif du signal d'origine. Puis au

temps t3, il n'y a à nouveau plus de magnétisation selon l'axe x. Enfin au temps t4, les spins sont de nouveau

alignés avec la bobine et le signal sera à son maximum. La courbe du signal reçu ressemble donc à une

sinusoïde de fréquence (fréquence de précession).

Figure 18. a) Relation entre le positionnement du champ magnétique dans le plan xy et b) le signal reçu au cours du temps. 

Le signal reçu est appelé "signal d'induction libre" (FID). Lorsque l'on coupe l'impulsion de

radiofréquence, les spins effectuent un mouvement de précession librement et non plus seulement dans le

plan xy. Le signal va décroître avec le temps, puisque le vecteur d'aimantation va revenir à sa potion le long de

l'axe z (car le signal n'est détectable que lorsqu'il est sur l'axe x). Cependant, le signal reçu l’est pour l’ensemble

du patient ou de l’échantillon imagé.

Pour obtenir des informations spatiales, il faut répéter le processus décrit précédemment plusieurs fois

en appliquant des gradients variables. On obtient alors de multiples FID qui, une fois combinés, donnent les

informations nécessaires à la reconstruction d’une image. Cela amène deux paramètres d'acquisition dans

28

l'équation du signal : TR (temps de répétition) et TE (temps d'acquisition). Tandis que T1 et T2 étaient des

paramètres inhérents aux propriétés des tissus, TR et TE sont contrôlés par l'opérateur. Concrètement, lors d'un

examen par IRM, le patient est inséré dans un appareil doté d'une bobine produisant un champ magnétique, ce

qui aligne les moments magnétiques de ses protons avec le champ , le long de l'axe z. Une impulsion de

radiofréquence (fréquence de Larmor) est ensuite émise.

Après la première impulsion de radiofréquence, une seconde est émise avec un temps d'écart nommé

temps de répétition (TR). Le vecteur d'aimantation bascule dans le plan xy, puis il retourne progressivement à

son orientation initiale le long de l'axe z. On considère que la composante est pratiquement nulle lorsqu'on

arrive au temps TR, même si en réalité, le signal a simplement diminué en amplitude mais reste présent si le TR

n'est pas assez long pour que les moments magnétiques des protons rebasculent totalement le long de l'axe z.

Au temps t = TR on a donc la fonction :

1 1 Équation 1 

Après la seconde impulsion de radiofréquence au temps TR, le vecteur d'aimantation bascule à

nouveau dans le plan xy. Tel que mentionné précédemment, si le temps de recouvrement n'est pas suffisant, le

vecteur n'est pas revenu à sa valeur initiale avant la nouvelle impulsion. Ensuite, se réaligne le long de

l'axe z jusqu'à la troisième impulsion de radiofréquence qui le rebasculera dans le plan xy et ainsi de suite.

Le signal reçu est aussi proportionnel à la densité de protons d'hydrogène mobiles. Plus il y aura de

protons libres dans un tissu et plus le signal sera fort. À l'inverse, si le tissu contient peu de protons libres, tel

que par exemple les poumons, les sinus ou la trachée, il n'y aura presque pas de signal. L'équation du signal

est donc :

∝ 1 1 Équation 2 

La mesure du signal n'est pas effectuée immédiatement après l'application des impulsions de

radiofréquence car ce ne serait pas physiquement possible. Le temps entre l’impulsion d’excitation et la mesure

du signal s’appelle temps d’écho (TE). Ce temps intervient dans l’équation de la composante de la Figure

17 qui devient, au temps TE :

2∗ Équation 3 

Le signal est donc le produit des composantes au temps TR et au temps TE :

∝ 1 1 2∗ Équation 4 

29

C'est la différence entre les temps T1 et T2, propres à chaque tissu, qui va permettre de reconstruire

une image à partir du signal. Il existe différentes séquences d'acquisition d'images en IRM. Chacune d'elle va

mettre en relief une particularité entre les tissus pour faciliter l'interprétation des images. C'est le praticien qui

va choisir quelle séquence il souhaite utiliser, en fonction de ce qu'il doit voir. Ces séquences sont une suite

d'impulsions de radiofréquence avec des paramètres TR et TE définis.

Une des séquences les plus fréquemment employées en imagerie IRM est la séquence d'écho de spin.

C'est celle qui sera majoritairement utilisée dans le cadre de cette thèse car elle permet l'obtention d'images de

bonne qualité en pondération T1 pour les produits paramagnétiques, c’est-à-dire en contraste positif. Cette

séquence consiste à émettre une impulsion de radiofréquence à 90° pour faire basculer le vecteur d'aimantation

dans le plan xy, puis une impulsion de radiofréquence à 180°, après un temps pour que les spins soient en

phase à un temps TE = 2 afin de créer un écho dans le signal d'induction libre. Le processus est répété, après

un temps de répétition TR.

Figure 19. Séquence d'écho de spin (SIL = Signal d'induction libre) 

Pour une pondération en T1 (contraste positif), on souhaite réduire le plus possible le facteur en T2 afin

que le signal soit proportionnel à 1 1 puis amplifier au maximum ce facteur. Pour cela, on va réduire

le TE au maximum afin de minimiser le facteur en T2 et diminuer le TR pour avoir une valeur

1 1 optimale. Un TR trop faible conduirait cependant à une valeur nulle (si TR = 0, 0, or

1, donc1 0). Idéalement, un TR proche de la valeur T1 du tissu observé est choisi.

1.2.2. Les agents de contraste d’imagerie par résonance magnétique

Les produits de contraste sont des agents chimiques utilisés pour rehausser le signal des milieux

biologiques dans lesquels ils sont injectés (tissus, sang…). Ils influent sur les temps T1 et T2, ce qui modifie

l’intensité du signal. Il existe deux catégories d'agents de contraste : les agents paramagnétiques et les agents

30

superparamagnétiques. Les premiers permettent un rehaussement de signal en pondération T1, les seconds

permettent un rehaussement de signal en pondération T2.

En IRM clinique, les agents de contraste paramagnétiques sont les plus utilisés. Ce sont soit des ions

gadolinium (Gd3+), soit des ions manganèse (Mn2+). Les agents de contraste paramagnétiques modifient la

relaxation des protons du milieu dans lequel ils sont injectés, ce qui va changer le signal reçu.

1.2.2.1. Interaction entre les protons d'hydrogène et les éléments paramagnétiques

Le gadolinium modifie la vitesse de relaxation des protons par deux mécanismes : le mécanisme de

sphère interne et le mécanisme de sphère externe.

Le mécanisme de sphère interne concerne les molécules d'eau qui se lient au gadolinium grâce à son

électron non apparié libre (le gadolinium possède sept électrons non-appariés, mais six sont pris par la

chélation). La réduction des temps T1 et T2 est liée à la concentration en gadolinium ( ) :[128]

1

1

1

1 milieubiologique

1

1 Gd Équation 5 

1

2

1

2 milieubiologique

1

2 Gd Équation 6 

Le mécanisme de sphère externe modifie les propriétés relaxométriques des molécules d'eau distantes

du gadolinium. Il est lié au champ magnétique local produit par le gadolinium. Ce champ va contribuer à la

réduction du temps T2. Les agents de contraste paramagnétiques modifient les propriétés de relaxométrie,

principalement par le mécanisme de sphère interne, tandis que les agents de contraste superparamagnétiques,

eux, le font principalement par le mécanisme de sphère externe. Ces derniers n'étant pas utilisés pour ces

travaux, ce mécanisme ne sera pas explicité d'avantage.

1.2.2.2. Notions de relaxivité et mesure des temps de relaxation

On appelle 1 Gd

et 2 Gd

(Équation 5 et Équation 6) la relaxivité du gadolinium (respectivement notée r1

et r2). Le rapport r2/r1 est une valeur caractéristique des agents de contraste. Plus cette valeur est proche de 1,

plus l'agent de contraste aura un effet de rehaussement de signal en pondération T1. Pour un agent

paramagnétique, c'est donc la valeur de r1 qui est la plus importante et qui doit être la plus élevée

possible (sachant que r2 est toujours supérieur à r1). Expérimentalement, la relaxivité est calculée en mesurant

les valeurs de T1 et de T2 en fonction de la concentration en gadolinium d'une suspension aqueuse. Les droites

31

1/T1 et 1/T2 sont ensuite tracées en fonction de la concentration en gadolinium et les pentes de ces deux droites

correspondent respectivement aux valeurs de r1 et r2.

1.2.2.3. Le gadolinium comme agent de contraste

Le gadolinium (Gd) est un élément chimique de la famille des terres rares. Lorsqu'il n'est ni complexé,

ni oxydé, il se trouve sous la forme d'ions Gd3+. C'est un élément paramagnétique, c’est-à-dire qu'il ne possède

pas d'aimantation spontanée mais qu'il acquiert une aimantation sous l'effet d'un champ magnétique externe.

En effet, sa couche électronique extérieure n'est pas complète ([Xe] 6s² 4f7 5d1) et il possède donc des électrons

non appariés. Ses sept électrons non appariés en font l'élément le plus paramagnétique (Tableau 6) et donc un

agent de contraste très utilisé. En interagissant avec les protons et en faisant fluctuer localement le champ

magnétique, l’agent de contraste paramagnétique va accélérer la relaxivité des spins.

Tableau 6. Moment magnétique de quelques éléments paramagnétiques, exprimé en magnéton de Bohr.[129] 

Élément Ni2+ Mn2+ Co2+ Co3+ Gd3+

µ [µB] 5.59 5.92 6.63 6.71 7.94

La relaxation des protons d'hydrogène dépend de leur nombre (q) lié au gadolinium (sphère interne),

de leur taux d'échange (kex) et du taux de rotation (R) du gadolinium.

Figure 20. Paramètres physiques du gadolinium influençant l’efficacité de la relaxation à un niveau moléculaire.  

La relaxivité r1 du gadolinium est donnée par l'équation suivante :

1

Équation 7 

avec la concentration en eau (en mM), l'inverse de kex et 1 le temps de relaxation des

protons liés au gadolinium, défini par l'équation :

1

1

215

1 7 2

1 ²2

3 1

1 ²1

Équation 8 

32

avec le rapport gyromagnétique du proton, le facteur de Landé pour l'électron, le magnéton

de Bohr, le nombre quantique de spin, la distance entre l'ion gadolinium et le proton, la fréquence

de Larmor pour l'électron (658 ), la fréquence de Larmor pour le proton et 1 et 2 les taux de corrélation

définis par les équations suivantes :

1 et 2 Équation 9 

Les valeurs pour , , et kex ont été mesurées par RMN (Résonance Magnétique Nucléaire),

RPE (Résonance Paramagnétique Électronique) et NMRD (Nuclear Magnetic Relaxation Dispersion) par

Powell et al.[130] et sont résumées dans le Tableau 7.

Tableau 7. Paramètres moléculaires pour le gadolinium. 

(10-12 s) (Å) kex (106 s-1)

[Gd(H2O)8]3+ 41 1 3.13 804

Ces valeurs font du gadolinium un excellent agent de contraste paramagnétique. Approuvé par la FDA

en 1988, [Gd(DTPA)(H20)]2- fut le tout premier complexe de gadolinium utilisé comme agent de contraste.

Depuis, il a été estimé que 30 tonnes de gadolinium ont été injectées à des patients, à travers le monde.[128] Le

fait de complexer l'ion gadolinium apparie la plupart de ses électrons libres (en fonction du complexe choisi), ce

qui lui fait perdre de son efficacité. En effet, nous avons vu précédemment que l’efficacité d’un agent de contraste

paramagnétique dépendait de son interaction avec l’eau. En appariant la plupart des électrons libres du

gadolinium, le nombre d’interactions entre le gadolinium et l’eau est nettement réduit, souvent à une ou deux

molécules d’eau. Pour limiter cet effet, de nombreuses stratégies ont été développées,[16] en synthétisant des

complexes qui se lient à moins d'électrons libres ou en jouant sur les paramètres moléculaires du gadolinium.

L'une des stratégies consiste à réduire le temps de rotation du gadolinium en le complexant à des

macromolécules ou en greffant les complexes sur des nanoparticules.

1.2.2.4. Hydrogels paramagnétiques contenant du gadolinium comme agent de contraste

Il est parfois nécessaire de visualiser les hydrogels par IRM, après implantation dans le corps. Deux

exemples précis seront développés dans la mise en contexte du chapitre 1 et du chapitre 1. Il existe deux

méthodes pour développer des hydrogels paramagnétiques : greffer l'agent de contraste directement sur le

polymère ou piéger l'agent de contraste dans son réseau tridimensionnel. Karfeld et al. a développé des

hydrogels de protéines avec du gadolinium chélaté dans du DOTA (acide 1,4,7,10-tetraazacyclododécane-

33

1,4,7,10-tetraacetique), lui-même greffé sur l'hydrogel par réaction avec de

l'EDC (1-éthyl-3-(3-diméthylaminopropyl) carbodiimide) et du sulfo-NHS12 (N-hydroxysuccinimide).[131, 132] Ces

hydrogels apparaissent clairement contrastés en IRM par rapport au milieu environnant. L'auteur rapporte des

relaxivités r1, par monomère, entre 8.8 mM-1 s-1 et 14.6 mM-1 s-1, pour un nombre de Gd(III) par monomère allant

respectivement de 8 à 32. Néanmoins, l'étude de ces hydrogels est plutôt axée sur les aspects biologiques

(conjugaison de protéine et biocompatibilité) que sur les performances relaxométriques, ce qui ne permettra

pas, ensuite, de comparer les travaux réalisés au cours de ce projet avec ceux déjà présentés dans la littérature

par Karfeld et al.

Le piégeage des complexes de gadolinium dans l'hydrogel se fait généralement au moment de la

formation de l'hydrogel, ce qui permet de former rapidement le réseau autour de l'agent de contraste, piégeant

ainsi efficacement ce dernier. Courant et al. a développé une méthode pour piéger des complexes DOTA-Gd

dans des hydrogels composés de chitosane et d'acide hyaluronique, en obtenant un rapport r2/r1 de 2.46.[133]

Des nanoparticules de cet hydrogel ont été formées en mélangeant les polymères et les complexes DOTA-Gd

dans un réacteur avant d'ajouter du sodium (Na+) pour réticuler l'hydrogel de chitosane et d'acide hyaluronique

par gélification ionotropique13. Les images IRM montrent un rehaussement du signal menant à un contraste

clairement perceptible à l'œil nu pour des concentrations en gadolinium de 0.15 mM dans les nanoparticules

d'hydrogel.

1.3. Nanoparticules de silice mésoporeuses

Comme on vient de le voir, il existe deux méthodes principales pour obtenir un hydrogel

paramagnétique : greffer un agent de contraste sur le polymère ou piéger ce dernier dans la structure réticulée.

Dans le cadre de ce projet, c'est la seconde méthode qui a été choisie. Un bon contraste entre l'hydrogel et le

milieu environnant peut en effet être atteint si l’hydrogel montre une relaxivité r1 élevée. Lier les complexes à

des macromolécules, pour en ralentir le taux de rotation, est une méthode connue pour amplifier r1.[16]

L'intégration de chélates de gadolinium dans des nanoparticules peut aussi permettre d'atteindre cet objectif.

Dans le cadre de ce projet, des nanoparticules de silice mésoporeuses (MSN) ont été synthétisées et

fonctionnalisées avec un chélate de gadolinium, pour obtenir un agent de contraste efficace et piégeable dans

un hydrogel. Le taux de corrélation rotationnel du complexe DTPA-Gd sera ainsi ralenti et l’efficacité de l’agent

de contraste, augmentée. Cette section va présenter les MSN et leur synthèse puis les méthodes utilisées pour

les fonctionnaliser.

12 Le couplage de l'EDC avec un dérivé NHS est fréquemment utilisé pour ouvrir les acides carboxyliques. 13 La gélification ionotropique est basée sur la capacité des monomères polyélectrolytes de se réticuler en présence de contre-ions pour former un hydrogel.

34

1.3.1. Introduction aux nanoparticules de silice mésoporeuses

Selon la définition de l'UICPA (Union Internationale de Chimie Pure et Appliquée), les matériaux poreux

sont divisés en trois catégories, en fonction de leur diamètre de pore (dpore) : les microporeux (dpore < 2 nm), les

mésoporeux (2 nm < dpore < 50 nm) et les macroporeux (50 nm < dpore). Longtemps, le domaine des matériaux

poreux a été plutôt celui des matériaux microporeux, avec les zéolithes prédominant toutes les autres catégories

de matériaux poreux. Les matériaux mésoporeux se limitaient aux verres et aux gels poreux. Ces matériaux

présentaient un système poreux désordonné, avec une large distribution de taille des pores.

Les premiers matériaux mésoporeux ordonnés apparaissent en 1990, synthétisés par des chercheurs

japonais.[134] Deux ans plus tard, en 1992, la Mobil Corporation publie la synthèse de la famille des

silices M41S.[135] À l'origine, la création de ces matériaux de silice mésoporeuse n'avait pour but qu'une utilisation

comme tamis moléculaire. Cependant, les chercheurs réalisent rapidement leur potentiel dans de nombreux

domaines d'application (adsorption, catalyse, séparation, élution de médicaments…) et les recherches pour

améliorer leur synthèse se multiplient, notamment pour le contrôle des paramètres. La famille des matériaux

mésoporeux s'étend rapidement aux oxydes métalliques, aux sulfures métalliques, aux métaux purs, aux

hybrides organiques-inorganiques, au carbone et aux polymères.

La silice mésoporeuse reste cependant le matériau le plus attractif et prometteur par sa grande surface

spécifique, son diamètre de pore ajustable et monodisperse, son système poreux ordonné et sa facilité de

synthèse et fonctionnalisation. À la suite de la première utilisation des MCM-41 comme système de délivrance

de médicaments, publiée en 2001,[136] de nombreux travaux ont porté sur le contrôle et l'influence des différents

paramètres de synthèse, tels que la taille et la morphologie finale des particules.[137-139] Un contrôle précis des

différentes mésophases de la famille M41S (Figure 21) a été réalisé en modifiant les surfactants ou les ratios

surfactants/précurseurs inorganiques,[140, 141] grâce à la compréhension du mécanisme de synthèse par

Firouzi.[142, 143]

Figure 21. Les différentes mésostructures de la famille des M41S : A) MCM‐41; B) MCM‐48 et C) MCM‐50. 

Une fois la taille des particules contrôlée et diminuée à un diamètre utilisable en médecine (une

centaine de nanomètres environ), de nombreuses publications sont apparues sur les possibilités qu'offraient les

nanoparticules de silice mésoporeuses pour la médecine.[19-21, 144-146] Parmi les applications envisagées, on

trouve surtout la délivrance de médicaments antidouleur[147-149] et anticancéreux.[20, 150, 151]

35

1.3.2. Principales voies de synthèse des nanoparticules de silice mésoporeuses pour

applications biomédicales

La synthèse de silice mésoporeuse consiste à former un réseau en trois dimensions de silice autour

de micelles. Ces dernières sont créées par l'assemblage de surfactants qui sont des molécules possédant une

tête polaire et une queue hydrophile (Figure 22). Lorsque ces molécules sont en présence d'un solvant polaire

et à une concentration micellaire critique, elles forment des micelles, c’est-à-dire qu'elles se regroupent pour

minimiser le contact de leur queue hydrophile avec le solvant.

Figure 22. Schéma d'un surfactant et de la formation d'une micelle en présence d'un solvant polaire 

Lorsque les micelles sont formées dans la solution, un précurseur de silice est ajouté, pour former les

nanoparticules de silice par procédé sol-gel (solution-gélification). Au cours de ce procédé, le système est

d'abord dans un état liquide, que l'on appelle dispersion stable de particules colloïdales ou "sol", puis il se

transforme en "gel" par la création de liaisons de Van der Waals. Ces liaisons vont permettre la formation d'un

réseau tridimensionnel, créé par des réactions de polymérisation inorganique : l'hydrolyse et la condensation.

Hydrolyse : c'est la formation du "sol". Les fonctions Si-OR (alcoxy) sont transformées en fonctions

Si-OH (hydroxy) plus réactives. On utilise un catalyseur acide ou basique, chacun conduisant à des

résultats différents. Pour un résultat poreux, c'est un catalyseur basique qui devra être utilisé.

Si-(OR)4 + 4(H2O) → Si-(OH)4 + 4(R-OH)

Condensation : il s'agit d'une oxolation, c'est-à-dire la formation d'un pont oxo (-O-) entre deux atomes

de Si. Le réseau macromoléculaire est ainsi formé par élimination d'eau.

Si-OH + HO-Si → 2(Si-O-Si) + 4(H2O)

Les ponts oxo sont schématisés dans la Figure 23 où l'on voit bien la formation du réseau

tridimensionnel. Lorsque la silice s'est formée autour des micelles, ces dernières sont éliminées soit par

extraction, soit par calcination, ce qui libère des pores dans la silice et rend la nanoparticule poreuse.

Figure 23. Liaisons oxo entre les atomes de silicium 

36

1.3.3. Fonctionnalisation des nanoparticules de silice mésoporeuses avec des

groupements paramagnétiques

Les nanoparticules de silice mésoporeuses peuvent être fonctionnalisées par deux approches : le

greffage post-synthèse et la co-condensation (Figure 24).[152] La co-condensation consiste à condenser une

molécule de trialcoxysilane dans les pores pendant la synthèse des nanoparticules. Cette fonctionnalisation

conduit à une incorporation homogène du groupe fonctionnel dans le produit. Cependant le nombre de

groupements fonctionnels pouvant être greffés par cette méthode est réduit par les conditions de

synthèse : solubilité dans l'eau, pH extrême et élimination des tensioactifs ensuite. La fonctionnalisation post-

synthèse est la plus couramment utilisée. Il s'agit d'effectuer la condensation après le retrait des tensioactifs par

une réaction covalente entre un trialcoxysilane et les silanols libres en surface des nanoparticules. Cette

méthode conserve la morphologie et la structure de pore intactes mais peut conduire à une répartition

inhomogène du groupe fonctionnel.

Figure 24. Fonctionnalisation de MSN par co‐condensation (en haut) ou par greffage post‐synthèse (bas).[152]  

La fonctionnalisation de MSN avec des agents de contraste permet d'accroitre la relaxivité de l'agent

de contraste (donc son efficacité) en réduisant le taux de rotation du gadolinium, comme expliqué dans la

section 1.2.2.3. De plus, les MSN permettent d'incorporer une grande quantité de molécules d'agent de

contraste dans une seule nanoparticule, ce qui accroit aussi la relaxivité par nanoparticule. W. Lin est considéré

comme un pionnier dans le développement de MSN fonctionnalisées par un agent de contraste avec des

MCM-41-DTPA-Gd présentant un rapport r2/r1 de 3.96.[22] Parmi les travaux sur les MSN comme agent de

contraste, on retrouve aussi des MCM-41 fonctionnalisées avec du gadolinium possédant une relaxivité r2/r1

de 2.27, synthétisées par Taylor et al..[23] Quelques années plus tard, Vivero-Escoto et al. a réalisé des

MCM-41-DTPA-Gd recouvertes de PEG présentant un r2/r1 de 2.18.[24] Le meilleur rapport de relaxivité pour les

MSN fonctionnalisées au gadolinium est publié par Bouchoucha et al. en 2014 avec des MCM-48-DTPA-Gd

recouvertes de PEG possédant un r2/r1 de 1.47.[18]

37

1.3.4. Caractéristiques des nanoparticules de silice mésoporeuses appropriées pour

un piégeage dans un hydrogel

L’hydrogel paramagnétique doit avoir d’excellentes propriétés relaxométriques pour présenter un bon

contraste par rapport au milieu environnant. C’est pourquoi les propriétés relaxométriques des nanoparticules

contenant l’agent de contraste et piégées dans l’hydrogel doivent être optimales. En cas de détachement ou de

relargage, ces nanoparticules doivent aussi être biocompatibles, comme c'est le cas pour les MSN. Dans la

famille M41S, des travaux ont été préalablement réalisés sur des MCM-41. Cependant les MCM-48 présentent

plus d'avantages. Elles ont une porosité de plus de 70 % avec des canaux interconnectés, ce qui permet une

meilleure circulation de l'eau dans les nanoparticules. Or, il a été vu dans la section 1.2.2 que l'interaction entre

le gadolinium et l'eau était nécessaire pour que l’agent de contraste réduise le temps de relaxation des protons.

Un autre avantage majeur des MCM-48 est leur grande surface spécifique qui permet le greffage d'une

grande quantité de chélate de gadolinium par nanoparticule. L'optimisation des quantités greffées par

Bouchoucha et al. a permis d'obtenir des nanoparticules avec un rapport r2/r1 de 1.47[18], ce qui en fait de bonnes

candidates pour le piégeage dans un hydrogel, afin de produire des couches d’hydrogels paramagnétiques.

1.4. Mise en forme des hydrogels par dépôt trempage-retrait

Dans les chapitres 1 et 1, des nanoparticules et des hydrogels seront déposés sur des substrats par

trempage-retrait. Cette technique va être présentée dans cette section, ainsi que la viscosité, paramètre

important dans le dépôt par trempage-retrait. La silice fumée, un agent épaississant utilisé pour moduler la

viscosité, sera aussi présentée.

1.4.1. Mécanisme de dépôt

1.4.1.1. Auto-assemblage induit par évaporation

Le trempage-retrait est une méthode de dépôt relativement simple qui consiste à tremper un substrat

dans une suspension et à l'en retirer, tout en contrôlant la vitesse de retrait, l’humidité, et la température. Lors

du retrait, une fine couche de suspension reste accrochée au substrat (à partir du point S) et, sous l'effet de

l'évaporation du solvant, cette couche va former un dépôt solide (Figure 25). Le procédé a été expliqué par

Brinker et al.,[153] bien que les équations pour les retraits à basse vitesse aient été corrigées plus tard par

Berteloot et al..[154]

38

Figure 25. Schéma du trempage‐retrait (Adapté de [153]) 

Le mécanisme de formation des couches par trempage-retrait est appelé "auto-assemblage induit par

évaporation".[155] La couche entrainée par le retrait du substrat va s'affiner à mesure que le solvant s’évapore et

les particules s’assemblent pour former une couche dense et nanostructurée, à la surface du substrat. Plus le

solvant s’évapore, plus le dépôt se densifie.

1.4.1.2. Épaisseur en fonction des paramètres de trempage-retrait

Afin d'obtenir un bon signal en IRM, il est important d'avoir un dépôt suffisamment épais pour remplir

un voxel en IRM ainsi qu’une bonne densité de protons au sein de ce dernier. Typiquement, un voxel d’IRM est

un cube d'une centaine de microns de côté. Ce cube est rempli de tissus ou de fluides et émet donc un certain

signal, en fonction de la quantité de protons présents (Figure 26 a). Lorsqu'on insère l'aiguille dans le tissu, le

signal va diminuer proportionnellement au volume de protons remplacé par l'aiguille (Figure 26 b). Si l'aiguille

est recouverte d'une couche, son diamètre augmente et le signal diminuera davantage puisqu'elle repoussera

encore plus de protons hors du voxel (Figure 26 c). Ce phénomène peut être diminué si la couche est poreuse,

car cela permet de conserver des protons d’hydrogène dans le milieu. La concentration en agent de contraste

influe aussi sur le signal par réduction de la relaxivité des protons. Il faut donc parvenir à obtenir un dépôt

suffisamment épais pour avoir une bonne concentration en MSN-DTPA-Gd tout en étant assez poreux pour

limiter la perte de protons dans le voxel.

Figure 26. Visualisation d'un voxel d'IRM a) avant insertion de l'aiguille; b) dans le cas d'une insertion d'une aiguille non couverte et c) dans le cas d'une insertion d’aiguille recouverte d'une couche poreuse 

39

Le dépôt par trempage-retrait dépend de nombreux paramètres[153] et pour modéliser l'évolution de

l'épaisseur en fonction des paramètres du trempage-retrait, différents régimes doivent être pris en compte. Ces

différents régimes et l'équation de modélisation de l'épaisseur qui en résulte sont décrits par Brinker.[156] Dans

le cadre de ce projet, deux types de solutés ont été utilisés. Dans le chapitre 1, des substrats de silicium ont été

trempés dans une solution de MSN. Dans le chapitre 1, des substrats de titane ont été trempés dans une

suspension d'hydrogel contenant majoritairement du PEG et des MSN-DTPA-Gd. Chaque soluté est décrit plus

en détail dans le chapitre correspondant.

Dans le cas du dépôt des nanoparticules sur le silicium, le système est en régime basse vitesse de

retrait. Ce régime a été étudié en 2002 par Qu et al.,[157] avant d'être revu par Berteloot et al. en 2008,[154] pour

expliquer la singularité hydrodynamique permettant l'accrochage du film sur le substrat. Pour le calcul de

l'épaisseur du dépôt, un modèle a été établi par Le Berre et al.,[158] basé sur la conservation de la masse. En

simplifiant l'équation, le modèle détermine que l'épaisseur ( ) est inversement proportionnelle à la vitesse de

retrait ( ) (Équation 10).

~ 1 Équation 10 

Ces deux prédictions de régimes à haute et basse vitesse sont confirmées par les travaux effectués

par Grosso[159] où il établit, en fonction de la vitesse de retrait, un profil de l'épaisseur de couches fabriquées à

partir de précurseurs d'oxydes métalliques (Figure 27).

Figure 27. Épaisseur d'un film après trempage‐retrait d'un substrat dans une solution de précurseurs, en fonction de la vitesse de retrait.[159]  

40

Les lois décrivant la formation de couches concernent des solutés. Il est donc important de prendre en

compte que ces modèles ont été développés pour des petites molécules diluées dans un solvant

(majoritairement aqueux). Ainsi, bien que pertinentes pour l’utilisation de précurseurs de silice, ces équations

n’ont pas été validées pour l’utilisation de nanoparticules en suspension colloïdale. Par exemple, il est bien

connu que la taille des nanoparticules de MSN de 100–150 nm peut entraîner leur sédimentation par gravité.

Ce phénomène, par exemple, n’est pas pris en considération dans l'Équation 10. Cependant, le procédé de

solification-gélification est très rapide et les particules sont pratiquement intégralement formées lorsqu'intervient

le mécanisme d'auto-assemblage induit par évaporation. Les nanoparticules préalablement synthétisées dans

le cadre de ce projet de thèse devraient donc suivre un comportement similaire.

Il y a de nombreux exemples dans la littérature où le dépôt par trempage-retrait de silice pour faire des

couches mésoporeuses s'effectue en trempant les substrats directement dans des précurseurs de silice.[160-163]

D’autre part, il existe aussi quelques publications sur des trempages-retraits dans une suspension de

nanoparticules de silice mésoporeuses pré-synthétisées.[40, 125, 164, 165] Du et He[39, 40, 164] ont réalisé des

trempages-retraits avec des particules préalablement synthétisées, mais ils se sont concentrés sur l'effet de

différents types de particules de silice mésoporeuses (creuses ou non, avec coquille ou non) plutôt que sur

l'influence des paramètres du trempage-retrait sur le dépôt obtenu. Hoshikawa et al. a aussi réalisé des

trempages-retraits avec des particules synthétisées au préalable.[165] L'épaisseur de la couche

obtenue (entre 0.10 et 0.12 µm, avec une rugosité moyenne de 0.0025 µm) a été caractérisée mais l'influence

des paramètres de trempage-retrait sur le dépôt n'a pas non plus été étudiée.

Dans le cas du dépôt d'un hydrogel de PEG sur un substrat, la vitesse de retrait de 1 mm s-1 et le

régime newtonien de la solution nous place dans le régime décrit par Landau et Levich (Équation 11) :[166]

0.94/

/ Équation 11 

L'épaisseur du dépôt résulte de la vitesse de retrait ( ), de la viscosité ( ), de la tension de surface ( ),

de la densité de la solution ( ) et de la gravité ( ). On trouve dans la littérature de nombreux exemples de

trempages-retraits pour déposer des polymères sur des surfaces, en particulier dans le domaine biomédical.

Gulati et al. présente des nanotubes de titane recouverts d'acide poly (lactique-co-glycolique) pour l'élution de

médicaments et l'amélioration des propriétés antibactériennes des surfaces.[167] Le trempage-retrait a été utilisé

par exemple sur un alliage de titane pour le recouvrir d'une couche de 20 µm d'épaisseur de polyéthylène

(vitesse d'immersion et de retrait de 1.9 mm s-1) pour avoir une plus grande résistance à l'usure.[168] Des couches

de PEG d'une centaine de nanomètres déposées par trempage-retrait sur des substrats de verre ont aussi été

rapportées.[169] Ces publications, souvent axées sur les propriétés recherchées après le dépôt du polymère, ne

41

caractérisent pas la viscosité des solutions et ne donnent parfois même pas les paramètres de trempage-retrait

(vitesse d'immersion, durée d'immersion, vitesse de retrait…), ce qui ne permet pas de comparer les résultats

entre eux et avec ce qui a été obtenu dans ce projet.

1.4.2. Viscosité

Dans le chapitre 1, une solution de PEG est déposée par trempage-retrait sur des substrats de titane.

On a vu précédemment qu'il fallait un dépôt épais pour remplir un maximum d'espace dans un voxel d'IRM et

que l'épaisseur du dépôt dépend de nombreux paramètres dont la viscosité. La stratégie choisie dans ce projet

a été d'augmenter la viscosité de la solution par ajout d'un agent gélifiant, afin de moduler l'épaisseur du dépôt.

Cette partie va présenter les notions nécessaires à la compréhension des études de viscosité réalisées dans la

section 6.1.4.

1.4.2.1. Fluides newtoniens

En 1687, Isaac Newton publie "Philosophiæ Naturalis Principia Mathematica" dans lequel il émet la théorie

qu'un fluide idéal a une viscosité constante quelle que soit l’intensité du cisaillement qui lui est appliqué, donc

que la loi entre la contrainte et la vitesse de cisaillement est linéaire.

"The resistance which arises from the lack of slipperiness originating in a fluid - other things being equal - is proportional to the velocity by which the parts of the fluid are being separated.”

Isaac Newton, Philosophiæ Naturalis Principia Mathematica, 1687, 2nd book, Section IX

Isaac Newton a introduit un modèle simple pour décrire l'écoulement d'un fluide pris entre deux plaques

parallèles (Figure 28). Dans ce modèle, la plaque du bas est immobile tandis que celle du haut va se déplacer

à une vitesse constante. Sous l'effet de la force appliquée, le fluide va se cisailler en couches infiniment

minces dont la vitesse va varier de 0 pour la couche en contact avec le plan immobile à pour la couche en

contact avec le plan mobile.

Figure 28. Schéma d'un fluide newtonien entre deux plaques de surface A, séparées d'une distance h. La plaque du haut est soumise à une force de cisaillement F entraînant le fluide dans un gradient de vitesse entre le haut et le bas du modèle. 

42

Ce modèle permet de définir la notion de vitesse de cisaillement , c'est à dire la vitesse que divise

l'épaisseur du fluide (Équation 12).

Équation 12 

La contrainte de cisaillement correspond à la force appliquée sur la surface :

Équation 13 

La viscosité est le rapport entre la contrainte de cisaillement et la vitesse de cisaillement .

Équation 14 

L'hypothèse de Newton a été modélisée mathématiquement par Stokes[170] qui a formulé les propriétés

d'un fluide newtonien ainsi : la viscosité correspondant au rapport entre la contrainte et la vitesse de cisaillement

doit être constante pour toute vitesse de cisaillement appliquée (Figure 29).

Figure 29. Viscosité d'un fluide newtonien. La viscosité reste constante pour toutes les vitesses de cisaillement. 

1.4.2.2. Rhéomètres et mesures de viscosité[171]

Afin de déterminer si un fluide est newtonien, et donc si l'on est bien dans le modèle de Landau et

Levich pour l'épaisseur du dépôt par trempage-retrait, la viscosité de la suspension de PEG a été mesurée et

les résultats sont présentés dans la section 6.1.4. Les rhéomètres sont des appareils qui imposent une contrainte

à un fluide et en mesure la résistance, ce qui permet d'extrapoler la viscosité en fonction de la vitesse de

cisaillement. Il existe majoritairement deux types de rhéomètres, les rhéomètres à géométrie plan-plan et les

rhéomètres à géométrie cône-plan. C'est ce dernier type qui a été utilisé dans le cadre de ce projet. L'appareil

est constitué d'un cône de demi-angle et d'un plan fixe en contact perpendiculaire sans frottement avec le

sommet du cône (Figure 30).

43

Figure 30. Schéma d'un rhéomètre cône‐plan.[171] 

L'angle entre le cône et le plan fixe est très faible (2°). La conversion entre la vitesse de rotation du

cône et le couple de torsion, pour obtenir la vitesse et la contrainte de cisaillement (donc la viscosité), est faite

grâce aux deux relations suivantes :

tan

Équation 15 

32

Équation 16 

Avec l’angle du cône, la vitesse de rotation du cône, le couple imposé sur le cône et le rayon

du cône (Figure 30). Ce rhéomètre présente l'avantage d'avoir un gradient et une contrainte de cisaillement qui

restent uniformes pour un large domaine de mesure et il ne nécessite qu'un faible volume de solution. En

revanche, il n'est pas possible de l'utiliser avec les liquides peu visqueux. Comme l'épaisseur de dépôt va

dépendre de la viscosité de la solution, la viscosité a été augmentée en utilisant un agent gélifiant, ce qui nous

évite cet inconvénient. L'agent gélifiant utilisé est présenté dans le paragraphe suivant.

1.4.3. Silice fumée

L'industrie pharmaceutique et l'industrie alimentaire utilisent de nombreux agents gélifiants

biocompatibles. Le plus connu est la gélatine, végétale ou animale, mais on trouve aussi des particules de sels

de calcium ou encore de nombreux polymères.[172-174] Dans le cadre de ce projet, la solution dont on souhaite

augmenter la viscosité est composée d'un polymère, le PEG, qui va ensuite réticuler pour former un hydrogel.

L'utilisation d'un polymère ou d'une protéine telle que la gélatine risque d'interférer avec la réticulation et

potentiellement fragiliser l'hydrogel voir même empêcher sa formation. La silice fumée est un agent gélifiant

largement utilisé en cosmétique et pharmaceutique,[175] qui va former une suspension stable en présence

du PEG sans interférer avec la réticulation de ce dernier.[176] C'est donc cette dernière qui a été utilisée dans le

projet pour moduler la viscosité des solutions et donc l'épaisseur du dépôt après trempage-retrait.

44

1.4.3.1. Synthèse de la silice fumée

La silice fumée, aussi appelée silice pyrogénique, se présente sous la forme d'agglomérats de

nanoparticules de silice d'une longueur variant entre 10 et 100 nm environ. La silice fumée est produite par

hydrolyse de SiCl4 à 1000 °C (Figure 31), suivant des réactions de condensation de l'hydrogène et de l'oxygène

ainsi que des réactions d'hydrolyse entre l'eau et le tétrachlorure de silicium.

2 H2 + O2 → H2O

SiCl4 + 2 H2O → SiO2 + 4 HCl

Figure 31. Schéma des étapes de la préparation de la silice fumée par pyrolyse à 1000 °C (Réalisé par MagentaGreen (Own work) via Wikimedia Commons). 

La silice sort de la chambre de réaction sous forme d'aérosol et elle est séparée de l'acide chlorhydrique

par séparation centrifuge ou filtration. Les propriétés de la silice pyrogénique, en particulier sa surface

spécifique, peuvent être contrôlées en faisant varier les paramètres des réactions comme la composition ou la

température de la flamme.

Grâce à sa structure amorphe aux rayons X, la silice fumée ne provoque pas de silicose14. En cas

d'ingestion, la silice passe à travers le tractus gastro-intestinal sans être absorbée. La silice fumée peut

provoquer une sécheresse de la peau non toxique en cas de contact cutané, résolue par un simple nettoyage à

l'eau. Cette absence d'interaction biologique cytotoxique en fait un produit largement employé dans l'industrie

pharmaceutique.[177]

14 La silicose est une maladie pulmonaire provoquée par l'inhalation de particules de poussières de silice cristalline. La silicose provoque une diminution progressive et irréversible de la capacité respiratoire.

45

1.4.3.2. Applications de la silice fumée

La silice fumée est utilisée dans de nombreux domaines. Les principaux producteurs sont les

compagnies Aerosil®, Cab-o-sil®, HDK® et Reosil®. Le bulletin technique n°11 de la société Aerosil® regroupe

les principales applications.[178] La silice fumée peut servir de renfort en tant que charge active dans le

caoutchouc naturel, synthétique ou de silicone ou comme durcisseur dans le mastic. La silice pyrogénique est

aussi utilisée comme agents anti-sédimentation car elle peut stabiliser des suspensions en empêchant le dépôt

de particules et en facilitant la dispersion. Dans le même domaine, la silice fumée va limiter l'agglomération des

poudres due à la pression et à l'humidité lors du stockage. En effet, la grande surface spécifique des particules

va permettre l'adsorption de l'humidité ambiante.

La silice fumée est un agent épaississant permettant la modification des propriétés rhéologiques de

systèmes liquides. L'effet d'épaississement est dû à la formation d'un réseau tridimensionnel d'agglomérats de

silice, ce qui cloisonne le liquide en cellules et augmente donc la viscosité.[179, 180] Ce réseau peut être détruit

par une contrainte mécanique (agitation) : c'est le comportement thixotropique. Un matériau est dit thixotropique

s'il se restructure lorsqu'il est laissé au repos, ce qui va augmenter sa viscosité, et s'il se déstructure lorsqu'il est

soumis à une contrainte suffisamment élevée pour casser la structure formée au repos, ce qui va diminuer sa

viscosité. Le réseau doit ensuite se régénérer lorsque la contrainte est supprimée.[178]

La silice fumée va donc présenter des propriétés gélifiantes qui vont permettre d'augmenter la viscosité

des suspensions utilisées en trempage-retrait et donc, selon le modèle de Landau et Levich, l'épaisseur du

dépôt. Elle va aussi favoriser la stabilité de la suspension, ce qui est important pour l'homogénéité des dépôts

tout au long de la procédure de trempage-retrait.

46

2. Outils d’analyse utilisés pour le projet

Certaines techniques utilisées dans ce projet ont fait l'objet de plusieurs descriptions dans des ouvrages

de référence. L'explication du concept de la microscopie à transmission et à balayage, de la diffraction des

rayons X, de la spectrométrie des photoélectrons X et de la spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier

a donc été simplement résumé dans l'Annexe C avec les références aux ouvrages les plus pertinents

sur le sujet.

2.1. Analyses des propriétés texturales et physico-chimiques des

MSN-DTPA-Gd

2.1.1. Microscopie électronique à transmission (MET)

Dans le cadre de ce projet, le MET permet la visualisation de particules déposées sur une grille conductrice,

soit en or soit en cuivre, recouverte d'un film en carbone amorphe qui va retenir les nanoparticules tout en restant

transparent aux électrons (le principe de fonctionnement de la microscopie électronique à transmission est décrit

brièvement dans l'Annexe C). Les nanoparticules sont mises en suspension dans de l'eau (10 mg mL-1), puis

une goutte de 10 µL est déposée sur une grille de MET (CF3000-Cu en cuivre, Electron Microscopy Sciences,

Hatfield, PA, USA). La grille est laissée sous vide pour sécher, puis elle est insérée dans le microscope (Jeol

JEM-1230, 80 keV, Tokyo, Japan) pour visualisation. Les analyses ont été effectuées à l'institut de biologie

intégrative et des systèmes de l'Université Laval par Richard Janvier et Meryem Bouchoucha. Sur l'ensemble

de la grille, des images sont prises dans trois zones différentes au minimum. Les microscopies permettent de

confirmer la sphéricité et la taille des nanoparticules (Figure 32). À l’aide d’un logiciel (Image J), le diamètre de

chaque particule présente sur les images est mesuré par segmentation automatique puis une distribution de

taille sous la forme d'un histogramme est effectuée. Cette information permet de mesurer le degré de

polydispersité d’une solution de nanoparticules.

Figure 32. Image MET de nanoparticules MSN synthétisées dans ce projet. 

47

2.1.2. Diffraction des rayons X (DRX)

La diffraction des rayons X sur une poudre permet d'obtenir un diffractogramme unique en fonction de

la nature cristalline de l'échantillon (le principe de fonctionnement de la diffraction des rayons X est décrit

brièvement dans l'Annexe C). Les MSN étant composées de silice amorphe, c'est la périodicité des pores,

détectable à bas angles d'incidence , qui donne le diffractogramme. Cette périodicité des pores varie en

fonction des types de MCM et le diffractogramme alors obtenu permet de différencier les structures poreuses

entre-elles.[181] La différentiation entre les MCM-48 et les MCM-41 lors de la synthèse est très sensible aux

conditions expérimentales. Or, pour conserver une reproductibilité au cours de ce projet, il est essentiel de

vérifier que la synthèse a bien permis d'obtenir des MCM-48. Bien que le comportement relaxométriqe des

MCM-41 soir similaire à celui des MCM-48, ces dernières possèdent une plus grande surface spécifique et

peuvent donc avoir une plus grande quantité de chélates de gadolinium greffé. Les différents lots de MCM

synthétisées ont donc tous été caractérisés par DRX afin de vérifier que le type MCM-48 était bien obtenu.

La poudre obtenue, après la synthèse, est finement broyée puis déposée dans un porte échantillon.

Avec un diffractomètre Siemens D5000 en mode réflexion utilisant la raie Kdu cuivre (1.541 Å), un balayage

de l'échantillon est effectué entre 1° et 8° avec un pas de 0.02 2 et 0.02 s par pas. Le diffractogramme

obtenu (Figure 33) est ensuite comparé avec le diffractogramme des MCM-48.[32] Les analyses ont été

effectuées dans le laboratoire d'analyses par diffraction des rayons X par Jean Frenette.

Figure 33. Exemple d'une courbe de l’intensité des rayons X diffractés en fonction des angles de diffraction pour des MSN de type MCM‐48. 

2.1.3. Physisorption d'azote

2.1.3.1. Description de la technique[182]

La physisorption est une analyse qui permet de déterminer la surface spécifique, la taille de pore et le

volume poreux d'un solide. L'échantillon est placé dans une cellule et prétraité à température élevée sous vide,

dans le but d'éliminer tout contaminant avant l'analyse. Ensuite, il est refroidi à température de cryogénisation

puis un gaz inerte (dans la plupart des cas, il s'agit d'azote ou d'argon) est introduit dans la cellule contenant

48

l'échantillon (Figure 34). La pression du gaz inerte dosé est augmentée pendant la durée de l'analyse, ce qui

fait croitre le nombre de molécules de gaz adsorbées sur l'échantillon. La pression à laquelle l'adsorption atteint

un équilibre est mesurée et la loi des gaz est appliquée pour déterminer la quantité de gaz adsorbé. La pression

est ensuite diminuée et la désorption commence. L'adsorption et la désorption du matériau (normalisées par

rapport à la cellule de contrôle qui est vide) donnent deux isothermes, en fonction de la pression, dont la surface

spécifique, la taille des pores et le volume poreux de l'échantillon sont extraits.

Figure 34. Schéma simplifié d'un système de physisorption d'azote. 

2.1.3.2. Analyse pour le projet

Les MSN et les MSN-DTPA sous forme de poudre ont été analysées par physisorption

d'azote (à -196 °C), afin d'extraire leur surface spécifique, leur volume poreux et leur diamètre moyen des pores.

Ces informations permettent de vérifier la structure des pores et de s'assurer que les particules ont les mêmes

caractéristiques d'un lot à un autre pour éviter les variabilités pendant les expériences. Les analyses ont été

faites avec un appareil Autosorb iQ2 de Quantachrome Instruments, à une température de -196 °C. Avant la

mesure, les échantillons ont été dégazés sous vide à 200 °C pendant 6 h. Les données se présentent sous la

forme d'isothermes (Figure 35). L’incertitude sur la quantité de gaz absorbé est d’environ 5% selon le manuel

du constructeur. Les analyses ont été effectuées au sein de notre laboratoire par le Dr. Justyna Florek,

Meryem Bouchoucha et moi-même.

Figure 35. Exemple d'isothermes d'absorption et de désorption pour des MSN de type MCM‐48. Le volume de gaz adsorbé y est quantifié en fonction de la pression relative P/P0. 

Relative pressure P/P0

0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0

Ad

sorb

ed

volu

me

[cm

3 g

-1]

0

200

400

600

800

1000

1200

1400

Adsorption branchDesorption branch

49

En traitant les données avec le logiciel ASiQwin 3.01 (Quantachrome Instrument), le volume total de

pore est obtenu à P/P0 = 0.95; la surface spécifique est quantifiée à l'aide de la méthode BET (Brunauer, Emett

et Teller)[183] et le diamètre des pores est calculé en utilisant la théorie fonctionnelle de la densité non-locale

(NLDFT : non-local density functional theory).[184, 185] Les isothermes sont de type IV, caractéristiques d'une

structure mésoporeuse uniforme avec des pores étroits et cylindriques.[182] Les particules présentent une grande

surface spécifique d'environ 1200 m2 g-1, un large volume de pore autour de 1 cm3 g-1 et un diamètre moyen de

pore entre 3 et 3.5 nm.

2.1.4. Diffusion dynamique de la lumière (DLS)

2.1.4.1. Description de la technique[186]

La diffusion dynamique de la lumière (Dynamic Light Scattering) est une technique d'analyse

permettant d'obtenir le diamètre hydrodynamique des particules.15 Cette technique se base sur la détection du

mouvement brownien dans une suspension de particules. Le mouvement brownien est un mouvement aléatoire

des particules dû aux chocs entre les particules et les molécules du solvant qui les entourent. La vitesse de

mouvement est inversement proportionnelle à la taille des particules : plus une particule est grosse, plus sa

vitesse sera lente. Cette vitesse est définie par un coefficient de diffusion ( ) qui est relié au diamètre

hydrodynamique ( ) par l'Équation 17, avec la viscosité du solvant, la température et la constante

de Boltzmann.

. 3

Équation 17 

Le mouvement brownien est quantifié par corrélation, c’est-à-dire par mesure de similitude entre deux

motifs détectés à des temps différents. Un motif est un patron des interférences destructives et constructives

des photons diffusés, qui sont propres à l'emplacement des particules dans la suspension. Au temps zéro (t0),

les particules sont à un endroit x0. A l'instant t0 + t, elles sont à un endroit x0 + x. En prenant plusieurs séries

de motifs et en les comparant, il est possible de déterminer la taille des particules en fonction de leur vitesse de

mouvement. Le corrélogramme est ensuite converti par le biais d'algorithmes en une distribution de taille qui

peut être soit en intensité, soit en nombre, soit en volume. La différence entre ces trois distributions est

clairement illustrée dans la note technique publiée par Malvern[186] et ne sera pas explicitée à nouveau ici par

souci de concision.

15 Le diamètre hydrodynamique n'est pas le diamètre exact de la particule, il s'agit du diamètre de la particule plus la première couche de fluide autour qui est déplacée avec elle.

50

Concrètement, un laser vient éclairer l'échantillon contenu dans une cellule (Figure 36). Un détecteur

est placé à 173° pour capter la lumière rétrodiffusée. Un atténuateur ajuste l'intensité de cette dernière pour

éviter la saturation du détecteur. L'intensité du signal de diffusion et le taux de décroissance sont analysés par

un traitement numérique, pour obtenir le corrélogramme qui est transmis à un ordinateur pour être converti en

distribution de taille.

Figure 36. Schéma d'un appareil de DLS avec le laser, l'atténuateur, la cellule contenant l'échantillon, le détecteur et la conversion numérique du signal en corrélogramme.[186] 

2.1.4.2. Analyse pour le projet

Il est possible d'extraire plusieurs informations d'un graphique de DLS. L’absence d’agglomérats dans

une suspension est caractérisée par un pic unique et fin lorsque la distribution de taille est étroite (Figure 37).

Des agglomérats ressortiraient sous la forme d'un ou plusieurs pics autour de 500 nm et une sédimentation

sous la forme d'un ou plusieurs pics autour de 2000 nm, dans le cas de particules d'environ 200 nm. L'absence

de pic au-delà de 300 nm confirme donc que la suspension ne forme pas d’agglomérats et demeure sous forme

d’un colloïde stable. La stabilité dans le temps peut ensuite être évaluée par des mesures de la même

suspension sur plusieurs heures ou plusieurs jours. Contrairement à la MET, qui donne le diamètre exact des

nanoparticules, la DLS donne le diamètre hydrodynamique des nanoparticules, c’est-à-dire le diamètre exact

plus la première couche de liquide qui se déplace avec la particule. La valeur obtenue est donc une valeur

surestimée de la taille. Cela peut cependant être utilisé comme une méthode rapide et efficace pour vérifier la

taille des particules en suspension aqueuse.

Figure 37. Exemple d'un graphe en intensité de DLS, obtenu à partir du corrélogramme, pour des MSN‐DTPA‐Gd dans de l'eau. 

51

Une suspension aqueuse à 10 mg mL-1 de MSN, MSN-DTPA ou MSN-DTPA-Gd est transférée dans

une cuvette de DLS (Brand® UV plastic cuvettes, Sigma, Canada, 70 µL), elle-même insérée dans l'appareil

de DLS (Nano S Zetasizer system, Malvern Instruments, Worcestershire, UK). L'appareil est équipé d'un

laser He-Ne d'une longueur d'onde de 633 nm. Les mesures sont réalisées à une température de 25 °C. La

viscosité de l'eau et l'indice de réfraction sont fixés par Malvern à 0.8872 cP et 1.33, respectivement. L’indice

de réfraction des nanoparticules de silice a été fixé à 1.45.[187] Le diamètre hydrodynamique est calculé à partir

de trois mesures, réalisées après un temps d’équilibre de 180 s. Les mesures ont été réalisées au sein de notre

laboratoire par moi-même.

2.1.5. Analyse thermogravimétrique (ATG)

2.1.5.1. Description de la technique[188]

L’analyse thermogravimétrique mesure la variation de masse d’un échantillon lorsqu’il est exposé à

une augmentation de température. Cela nécessite donc un système de chauffage et un autre de mesure précise

de la masse de l'échantillon. Ce dernier est inséré (généralement entre 1 et 10 mg) sous forme de poudre dans

un creuset. Le Tableau 8 regroupe des creusets de différentes natures et leur température maximale d'utilisation.

Il faut prendre en compte beaucoup de paramètres dans le choix du creuset : type d'analyse, atmosphère,

volume du creuset, plage de température et nature de l'échantillon.

Tableau 8. Température maximale pour l'analyse ATG en fonction de la nature du creuset.[189] 

Matériau  Température maximale

Aluminium  640 °C 

Cuivre  750 °C 

Platine  1600 °C 

Or  750 °C 

Oxyde d'aluminium 2000 °C 

Verre  500 °C 

Préalablement à l'analyse, un blanc doit être réalisé dans les conditions exactes d'analyse mais sans

l'échantillon dans le creuset. La balance enregistre toutes les variations de masse pendant que la température

évolue au sein de l'échantillon. Ces modifications de la masse sont causées par l'évolution physico-chimique de

l'échantillon lorsqu'il est soumis à une augmentation de température. La déshydratation ou une réorganisation

de la structure moléculaire sont par exemple visibles.

52

2.1.5.2. Analyse pour le projet

Les propriétés porosimétriques des MSN-DTPA vont dépendre de la quantité de DTPA greffé sur les

nanoparticules.[18] L'analyse thermogravimétrique permet de vérifier que la masse de DTPA en fonction de la

masse totale soit bien de 5 à 10 % afin que les propriétés porosimétriques soient conservées. Environ 3 mg de

poudre sont déposés dans un creuset en alumine. L'appareil (STA 449C, Netzsch, Boston, MA) est programmé

pour chauffer l'échantillon entre 35 °C et 700 °C avec une rampe de 10 °C min-1, sous air (20 mL min-1). Un

graphe de la perte de masse en fonction de la température est ensuite réalisé. Selon le manuel de l’appareil,

l’erreur sur la mesure de la masse est entre 0.5% et 1%, dépendamment de la masse utilisée. Les analyses ont

été faites au sein de notre laboratoire par Meryem Bouchoucha et moi-même.

Figure 38. Évolution de la masse d'un échantillon de MSN‐DTPA en fonction de la température. 

La dégradation du DTPA a lieu entre 200 °C et 500 °C. Avant 200 °C, la perte de masse est due à

l'évaporation de l'eau; après 500 °C, c'est la condensation de la silice16 qui cause la diminution massique. La

perte de masse sera donc quantifiée entre 180 °C et 530 °C, pour obtenir la quantité de DTPA greffée sur les

nanoparticules.

2.1.6. Relaxométrie

2.1.6.1. Description de la technique[190]

La relaxométrie est la mesure des temps de relaxation du proton d’hydrogène soumis à un champ

magnétique donné, suite à une excitation radiofréquence. La section 1.2.1 décrit les principes de la RMN et

aborde les temps de relaxation en IRM. Un relaxomètre est un appareil de résonance magnétique nucléaire

16 Les silanols (SiOH) se condensent et forment des pont siloxanes (Si-O-Si) en libérant une molécule d'eau.

Temperature [°C]

0 100 200 300 400 500 600 700

Mas

s lo

ss [

%]

80

85

90

95

100

53

permettant de mesurer les temps de relaxation d'un échantillon afin d’en caractériser ses propriétés

relaxométriques. Comme avec l'IRM, les protons sont soumis à un champ magnétique, ce qui va aligner leur

moment magnétique parallèlement ou antiparallèlement à ce dernier. Puis une impulsion radiofréquence

bascule ces moments magnétiques à 90°. Lorsqu'elle est arrêtée, les moments magnétiques des protons

reviennent à leur alignement par rapport au champ magnétique. Les temps de relaxation T1 et T2 sont alors

mesurés (voir section 1.2.1.3 pour la description des temps de relaxation). L'appareil est composé d'un

générateur d'impulsion contrôlant les impulsions et leurs fréquences (Figure 39). Le générateur déclenche un

émetteur radiofréquence (RF) qui transmet des impulsions RF à l'antenne puis dans l'échantillon. Le récepteur

convertit ensuite le signal haute fréquence reçu par la sonde en signal digital et l'ordinateur transmet les

données.

Figure 39. Schéma simplifié d'un appareil de relaxométrie.[190] 

2.1.6.2. Analyse pour le projet

Les temps de relaxation T1 et T2 sont des paramètres permettant de caractériser l'efficacité d'un agent

de contraste. Pour chaque lot de MSN-DTPA-Gd, une mesure des deux valeurs est effectuée pour évaluer les

propriétés relaxométriques de la solution. Pour cela, 300 µL de la suspension sont insérés dans un tube de RMN

de 7 mm de diamètre. Les mesures sont effectuées avec un relaxomètre TD-NMR Bruker Minispec (60 mq,

60 MHz = 1.41 T) à 37 °C. Les temps de relaxations étant sensibles à la température, les échantillons sont

conservés dans un bain thermostaté jusqu’à leur transfert dans le relaxomètre. Le temps T1 est mesuré avec

une séquence d'inversion-récupération standard avec 15 temps de délais différents et le temps T2 est mesuré

en utilisant une séquence de Carr-Purcell-Meibom-Gill avec au moins 12 échos. L’appareil de relaxométrie

Bruker a été calibré et optimisé pour mesurer les valeurs T1 et T2 avec ces séquences-là.[190] L’erreur sur la

mesure dépend des paramètres utilisés et peut aller jusqu’à 5%. Les relaxivités (r1 et r2) sont données par la

pente des droites 1/T1 et 1/T2 par rapport à la concentration en gadolinium (Figure 40). Cette pente est calculée

à partir de mesures relaxométriques sur des suspensions avec au minimum quatre concentrations en gadolinium

différentes, le plus souvent en diluant la suspension mère.

54

Figure 40. Valeurs de 1/T1 et 1/T2 en fonction de la concentration en gadolinium pour un lot de MSN‐DTPA‐Gd. La valeur des pentes (r1 et r2) est donnée par la droite de régression pour chaque temps de relaxation. 

2.1.7. Spectroscopie de masse à plasma à couplage inductif (ICP-MS)

2.1.7.1. Description de la technique[191]

La spectroscopie de masse à plasma à couplage inductif est une technique d'analyse élémentaire

pouvant détecter des masses de l'ordre du ppb (10-9) ou du ng.L-1. Un plasma de gaz rare va venir ioniser

un échantillon et une fois en phase gazeuse, ces ions vont être séparés grâce à un spectromètre

de masse (Figure 41 a). S'il s'agit d'un spectromètre de masse quadripolaire, la séparation se fait grâce à

l'application d'un courant magnétique dans un filtre constitué de quatre barres, qui permet de stabiliser la

trajectoire d'un ion de rapport masse/charge. S'il s'agit d'un spectromètre de masse à temps de vol, la séparation

des ions se fait dans le temps puisque le temps de transport de ces ions sera proportionnel à la racine carrée

de leur masse. Chaque élément possédant une composition isotopique unique, un détecteur va pouvoir convertir

les données en un spectre d'émission (Figure 41 b).

Figure 41. a) Schéma simplifié d'un appareil d'ICP‐MS avec l'insertion de l'échantillon (1) et du gaz rare (2), la torche plasma (3), le filtre quadripôle (4) et le détecteur (5) et b) spectre ICP‐MS agrandi entre 50 et 75 m/z (masse/charge).[191] 

Gadolinim concentration [mM]

0.05 0.10 0.15 0.20 0.25 0.30 0.35

1/T

1 a

nd 1

/T2 [

s-1]

0

2

4

6

8

10

12

14

1/T1

1/T2 42 x - 0.04R² = 0.9996

29 x - 0.11R² = 0.9996

55

2.1.7.2. Analyse pour le projet

La spectroscopie de masse à plasma à couplage inductif a été utilisée au cours de ce projet pour

quantifier le gadolinium dans les suspensions de MSN. En effet, il a été vu dans la section 1.2.2 que l'efficacité

d'un agent de contraste dépendait, entre-autre, de sa concentration en ions paramagnétiques Gd3+. Pour

quantifier le gadolinium, une digestion des particules a été réalisée dans de l'acide nitrique (HNO3) et du

peroxyde d'hydrogène (H2O2), afin de relâcher les ions Gd3+ de la structure de silice. La quantité de gadolinium

dans les suspensions de MSN-DTPA-Gd a ensuite été dosée avec un appareil Perkin Elmer Elan 6000 et la

concentration des suspensions a été extrapolée pour optimiser l'efficacité de l'agent de contraste. Les

concentrations en gadolinium ont toujours été supérieures à la limite de détection (0.1 µg L-1). Les analyses ont

été effectuées par le Dr. Pablo Lebed au sein du département de chimie de l'Université Laval.

2.1.8. Activation neutronique (NAA)

2.1.8.1. Description de la technique[192]

L'activation neutronique est une analyse qualitative et quantitative permettant de déterminer quels

éléments sont présents et en quelle quantité dans une solution. La grande sensibilité de la méthode (de l'ordre

du ng pour la détection du gadolinium)[193] rend cette technique particulièrement prisée pour les analyses

quantitatives. Le procédé consiste à irradier la solution pour provoquer des réactions nucléaires au sein de cette

dernière (Figure 42). En effet, les noyaux, une fois excités, vont se désexciter rapidement en émettant soit un

neutron, soit en perdant un proton ou soit en émettant un rayonnement gamma (émission de photons ).

L'énergie de ces photons permet de les identifier et donc de déterminer quels sont les éléments présents dans

la solution tandis que l'activité de ces photons permet, elle, de quantifier l'élément, donc de déterminer la

concentration de l'élément dans la solution. Cette méthode est plus fiable que l'ICP-MS mais sa faible

disponibilité et son coût plus élevé sont de gros inconvénients. L'avantage principal repose sur le fait que

l'échantillon n'a pas besoin d'être préparé, ce qui limite les manipulations, la perte de matière et donc le risque

que les résultats soient faussés.

Figure 42. Schéma du principe de l'activation neutronique. 

56

2.1.8.2. Analyse pour le projet

Comme pour l'ICP-MS, l'activation neutronique est utilisée dans le projet pour quantifier le gadolinium

dans les suspensions de MSN-DTPA-Gd, afin d'optimiser l'efficacité de l'agent de contraste. La suspension est

prélevée et transférée dans un tube PCR 0.2 mL. Le tube est directement inséré dans le réacteur afin d'éviter

de possibles pertes dues à un transfert entre contenants. L'analyse est effectuée avec un réacteur Slowpoke

de 20 kW, à l'École Polytechnique de Montréal. La quantité de gadolinium dans le tube est mesurée puis la

concentration est calculée pour ajuster la dilution de la suspension de MSN-DTPA-Gd et avoir le signal optimal

en IRM. L’appareil a une incertitude de 6% sur la mesure de la quantité de gadolinium.

2.2. Analyses de surface

2.2.1. Microscopie électronique à balayage (MEB)

Dans ce projet, la microscopie électronique à balayage a été utilisée pour visualiser l'agencement des

nanoparticules sur des substrats. Ces nanoparticules ont ensuite été frittées et étudiées pour leurs

caractéristiques morphologiques (voir chapitre 1). Les substrats sont métallisés avec un mélange d'or et de

palladium puis visualisés avec un microscope JEOL JSM840A (le principe de fonctionnement de la microscopie

électronique à balayage est décrit brièvement dans l'Annexe C). Les analyses ont été effectuées au Laboratoire

de microanalyse de l'Université Laval par Mr. André Ferland et moi-même. Il est à noter que toutes les mesures

de microscopie électronique pour la visualisation des nanoparticules seules l’ont été par MET (et non par MEB).

2.2.2. Spectrométrie photoélectronique X (XPS)

Dans le chapitre 1, des substrats de titane ont été nettoyés puis fonctionnalisés avec une molécule de

phosphate acrylate. Ces surfaces ont été analysées en XPS de survol, pour vérifier l'efficacité des différentes

méthodes de nettoyage grâce à la quantification des éléments présents sur les 5 premiers nanomètres des

surfaces. Après le greffage d'un phosphate acrylate, des analyses XPS en survol et en haute résolution de

carbone, oxygène, phosphore et titane ont été effectuées pour confirmer le greffage et la formation d'une liaison

chimique. Le principe de fonctionnement de la spectrométrie photoélectronique X est décrit brièvement dans

l'Annexe C et le traitement des données est explicité dans la section 6.2.2.

L'appareil XPS utilisé est un spectromètre PHI 5600-ci (Physical Electronics, Eden Prairie, MN, USA),

doté d'une source de rayon X achromatique en aluminium (1486.6 eV, 300 W). Les spectres de survol ont été

enregistrés entre 0 et 1400 eV. Aucune compensation de charge n'a été nécessaire. L'angle de détection était

de 45° et l'aire analysée était de 0.005 cm². Pour les analyses en haute résolution, l'appareil utilisé est le même

que pour le survol mais avec une source de rayon X achromatique en magnésium (1253.6 eV, 150 W). Aucune

57

compensation de charge (ou neutralisation) n'a été utilisée. L'angle de détection était de 45° et l'aire analysée

était de 0.005 cm². La déconvolution des pics obtenus en haute résolution a été réalisée par la procédure

d'ajustement des moindres carrés avec des courbes de type Gaussienne-Lorentzienne, après soustraction du

bruit de fond de type Shirley. Les pics ont été référencés en se basant sur le pic à 285 eV du C1s (C-C et C-H).

Le phosphate acrylate en solution a préalablement été déposé sur une gaufre de silicium et séché tandis que

les échantillons de titane greffés ont été directement analysés. Les analyses ont été effectuées au sein de notre

laboratoire par le Dr. Pascale Chevallier.

2.2.3. Spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier (FTIR)

L'analyse FTIR a été utilisée pour confirmer le greffage du phosphate acrylate et les résultats obtenus

en XPS haute résolution (le principe de fonctionnement de la spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier

est décrit brièvement dans l'Annexe C). Le spectromètre (Agilent Cary 660 FTIR, Agilent Technologies,

Australie), équipé d'un détecteur au sulfate de triglycine deutéré dopé à la L-alanine et d'un diviseur de faisceaux

en bromure de potassium recouvert de germanium, a été utilisé en mode atténuation de la réflectance totale.

Les substrats de titane greffés ont directement été déposés sur un cristal de silicium tandis que les gouttes de

la solution de phosphate acrylate ont été déposées et séchées sur le cristal. Les analyses ont été effectuées au

sein de notre laboratoire par le Dr. Pascale Chevallier.

58

3. Méthodologie de synthèse et de caractérisation des produits

L'utilisation des MSN fonctionnalisées comme agent de contraste a été introduite dans la présentation

des concepts. Ces dernières ont été synthétisées puis encapsulées dans deux hydrogels différents. Les

méthodologies utilisées pour les synthèses et les caractérisations sont décrites dans ce chapitre. Un schéma

représentant la séquence de toutes les synthèses et caractérisation des produits se trouve à la fin de ce chapitre.

3.1. Méthode de synthèse des MSN-DTPA-Gd

3.1.1. Synthèse des MSN

La synthèse des nanoparticules de silice mésoporeuses type MCM-48 se base sur le protocole modifié

des synthèses de Stöber,[194] établi par Kim.[195] Il s'agit d'une synthèse en milieu basique par voie sol-gel donnant

des particules sphériques de distribution de taille étroite. Leur taille varie entre 100 et 200 nm de diamètre avec

des pores d'environ 3 nm. Elles ont, de plus, une surface spécifique autour de 1200 m² g-1 et un volume poreux

autour de 1 cm3 g-1. Comme expliqué dans la section 1.3, la porosité se forme grâce à des micelles, utilisées

comme matrice pour le réseau de silice. La première étape de la synthèse est donc de mélanger des surfactants

dans une base qui servira de catalyseur. Pour ce faire, 4 g de F127 (EO106PO70EO106, BioReagent,

Sigma-Aldrich, Canada) et 1 g de CTAB (Bromure de n-cétyltriméthylammonium, 99%, Sigma-Aldrich, Canada)

sont mélangés dans 85.41 mL de EtOH et 213 mL de NH4OH(aq) à 2.9%. Le mélange est agité toute la nuit pour

que les produits soient dissous et que la formation des micelles soit complète. Puis, le précurseur de silice,

le TEOS, est ajouté, ce qui va déclencher les réactions d'hydrolyse et condensation. On pipette 3.86 mL de

TEOS (Tetraéthylorthosilicate, 98%, Sigma-Aldrich, Canada) qui sont mis dans le flacon en agitation à 1000 rpm

pendant 1 min. Le flacon est ensuite retiré et laissé au repos pendant 24 h. Une coloration blanche

(condensation après l'hydrolyse) apparait; les nanoparticules sont formées.

Lorsque l'hydrolyse est terminée, les nanoparticules sont récupérées par centrifugation et lavées pour

passer d'une solution basique à une suspension dans de l'eau. Une première centrifugation est effectuée

à 15300 g pendant 40 min. Deux lavages avec 250 mL d'eau nanopure (agitation pendant 30 min puis

centrifugation à 15300 g pendant 40 min) sont réalisés puis les particules sont mises dans une étuve à 60°C

pendant une nuit. Pour retirer les surfactants et libérer la porosité, les particules sont calcinées sous air, dans

un four (Furnace 48000, Barnstead/Thermolyne oven) à 550°C pendant 5 h, avec une rampe de 1°C/min. Ces

particules sont appelées MSN (Mesoporous Silica Nanoparticles).

59

3.1.2. Fonctionnalisation des MSN

La fonctionnalisation de la silice avec le chélate de gadolinium DTPA-Gd est effectuée en deux étapes,

selon une méthodologie mise au point par Bouchoucha et al.[18] La première consiste à greffer le chélate, l’acide

diéthylènetriamine pentaacétique (DTPA), sur les nanoparticules. Ensuite les nanoparticules sont mises en

présence d'un sel de gadolinium dissous et le gadolinium va se chélater dans le DPTA dans une seconde étape.

Pour l'utilisation en biomatériaux (par exemple pour l'élution de médicament), l'avantage majeur des MCM-48

est leur grande porosité. Le greffage du DTPA pourrait conduire à une obstruction des pores et donc à une perte

de cette porosité. La quantité optimale de DTPA à greffer a été évaluée par Bouchoucha et al.[18] et a été

rapportée dans la littérature. La procédure utilisée se base sur le protocole établi pour conserver les propriétés

porosimétriques des MCM-48 en greffant le DTPA majoritairement en surface.

Le DTPA est sous forme bis-anhydrique, il faut donc l'ouvrir pour qu'il puisse chélater le gadolinium.

Un silane, l'APTES ((3-aminopropyl)triéthoxysilane), va pouvoir se lier à l'acide carboxylique grâce à sa fonction

amine et ainsi ouvrir le cycle du DTPA, tout en se liant aussi aux groupements hydroxy présents à la surface

des MSN, grâce au silane. Le mécanisme d'ouverture est présenté Figure 43. Cette réaction doit avoir lieu en

milieu totalement anhydre pour éviter la polymérisation de l'APTES, une condensation irréversible.

Figure 43. Ouverture  de  l’acide diéthylènetriaminepentaacétique par  le  (3‐aminopropyl)triéthoxysilane  via  la  fonction amine de ce dernier. 

60

Dans un ballon sous azote, 0.2 g de DTPA bis-anhydride (98%, Sigma-Aldrich, Canada) sont dissous

dans 5 mL de DMSO anhydre, puis 0.085 mL d'APTES (99%, Sigma-Aldrich, Canada) sont ajoutés

goutte à goutte. Le mélange est laissé sous agitation durant une nuit. En parallèle, 2g de MSN sont dissous

dans 200 mL de toluène, sous azote. Une distillation est réalisée pour retirer l'eau du toluène et le rendre

anhydre. Après la distillation, 4 mL de la solution de DTPA-Silane sont prélevés et injectés dans la solution

contenant les MSN. Le mélange est laissé à agiter une nuit pour que le DTPA-silane se greffe sur les

nanoparticules par création de ponts oxo (Figure 44).

Figure 44. Greffage du DTPA‐silane sur les MSN par création de ponts oxo. 

Les particules greffées sont récupérées par une première centrifugation à 7500 g, pendant 13 min. Le

surnageant est éliminé puis les particules sont lavées à l'éthanol avant d'être centrifugées à nouveau 9 min

à 7500 g. L'opération est répétée une fois avec de l'éthanol et une fois avec de l'eau. Le produit est placé dans

un four à vide à 40 °C, pendant une nuit. Ces particules sont appelées MSN-DTPA.

Une fois les particules fonctionnalisées avec le chélate, elles sont dissoutes dans une solution aqueuse

contenant un sel de gadolinium. Le gadolinium va se chélater avec le DTPA (Figure 45). Pour ce faire,

les MSN-DTPA sont dissoutes dans une solution d'acétate de gadolinium (99.9%, Sigma-Aldrich, Canada)

à 100 mM (10 mg mL-1). Le mélange est laissé à agiter doucement pendant 1 h pour que le gadolinium se

61

chélate dans le DTPA. Ensuite la suspension est vortexée 30 min puis mise dans un bain à ultrasons 30 min,

trois fois. Afin d'éliminer l'excédent d'ion Gd3+ (toxiques pour le corps), la suspension est dialysée entre 16 h

et 20 h dans de l'eau (1 mL de solution pour 1 L d'eau). À la fin de la dialyse, la suspension est centrifugée 15 min

à 24000 g. Le culot est suspendu dans de l'eau jusqu’à atteindre une concentration de 50 mg mL-1. La

suspension est à nouveau vortexée 30 min puis mise dans un bain à ultrasons 30 min, trois fois. Enfin, une

centrifugation de 5 min à 500 g permet d'éliminer les particules instables. La suspension finale est

appelée MSN-DTPA-Gd.

Figure 45. Représentation schématique des MSN‐DTPA‐Gd. 

3.2. Couches minces de MSN

3.2.1. Dépôt par trempage-retrait et frittage des couches minces

Une suspension aqueuse de MSN avec une concentration de 40 mg mL-1 a été réalisée. Des gaufres

de silicium polies (500 à 550 µm, University Wafer, MA, USA) ont été utilisées pour les trempages-retraits. Des

morceaux de 1 x 3 cm ont été coupés avec une pointe diamant puis immergés 10 min dans une solution TL2,

composée d'eau, de peroxyde d'hydrogène 30 % (Fluka, ON, Canada) et d'acide chlorhydrique

concentré (Fisher, Canada) dans un ratio volumique 6:1:1, portée à 80 °C. Ensuite, les gaufres ont été

immergées 10 min dans une solution TL1, composée d'eau, de peroxyde d'hydrogène 30 % (Fluka, ON,

Canada) et d'ammoniaque (Fisher, IL, USA) dans un ratio volumique 5:1:1, portée à 80 °C. Puis les gaufres

sont rincées à l'eau avant d'être séchées et conservées sous vide jusqu'à utilisation.

Un système de trempage-retrait fabriqué dans le laboratoire a été installé dans une enceinte fermée

pour contrôler l'humidité et la température (65-75 % d'humidité et 20-21 °C). Le déplacement des échantillons

a été contrôlé avec précision par un programme numérique. Les gaufres ont été immergées dans la suspension

de MSN à une vitesse de 1 mm s-1 puis laissées 4 s avant d'être retirées à quatre vitesses

différentes : 0.01 mm s-1, 0.08 mm s-1, 0.2 mm s-1 et 0.8 mm s-1.

62

Les substrats retirés à une vitesse de 0.01 mm s-1 ont été placés dans un four Thermo Scientific

Lindberg/Blue M et chauffés avec une rampe de 1 °C min-1. Les échantillons ont été frittés sous l'air à 500 °C,

600 °C, 700 °C, 800 °C et 900 °C (1 h à la température souhaitée) puis refroidis rapidement à 80 °C.

3.2.2. Calcul de la densité

À partir des mesures du volume de pore en physisorption, la densité a pu être extraite. Le volume total

de silice dans un gramme de nanoparticules a été calculé en se basant sur la densité théorique de la

silice : SiO2 = 2.2 g cm-3.

Équation 18 

Cela correspond au volume occupé par la silice solide dans un gramme de MSN. La fraction de

porosité X dans les particules a été calculée ainsi :

Équation 19 

Où est le volume total de pore extrait des mesures de physisorption (exprimé en cm3g-1). À partir de

cette expression, il est possible de calculer le volume de silice par particule ( ) :

10.4550.455

Équation 20 

Où est le volume d'une particule (4r3 / 3) extrait du diamètre quantifié grâce aux images TEM.

La masse par particule ( ) est ensuite exprimée ainsi :

Équation 21 

Finalement la densité des MSN a été calculée suivant l'Équation 22 :

0.4550.455

10.455

Équation 22 

3.2.3. Distributions de taille

Les couches de MSN avant et après frittage, à différentes températures, ont été visualisées

en MEB (JEOL, JSM840A), après une métallisation (Au/Pd). Les distributions de taille ont été calculées en

utilisant le logiciel Clemex Vision PE (6.0.32) sur au moins 1000 particules (trois images prises à différentes

localisations sur l'échantillon). Les facteurs de sphéricité ont aussi été calculés avec ce logiciel (surface de la

sphère de même volume que la particule considérée divisée par la surface réelle de cette particule).

63

Les distributions obtenues ne peuvent pas être modélisées avec une gaussienne. Un autre modèle,

basé sur la fonction dérivée théoriquement, utilisée de manière empirique, a été développé par le Dr Stéphane

Turgeon, de notre groupe de recherche. En fait, l'asymétrie des distributions de taille avant et après le frittage

est similaire à celle observée pour les particules après un murissement d'Ostwald. Le murissement d’Ostwald

est un phénomène qui se produit généralement au cours du vieillissement d’émulsions. La différence de

pression de Laplace qui existe entre des nanoparticules de silice de diamètres différents va provoquer une

migration des molécules constituant la nanoparticule de plus petite taille jusqu'à la nanoparticule de plus grande

taille Le mûrissement d'Ostwald se traduit donc par la diminution du diamètre des petites nanoparticules, jusqu'à

leur disparition complète, et par l'augmentation du diamètre des grosses nanoparticules.

La théorie classique de grossissement des particules pendant le mûrissement d'Ostwald a été

développée par Lifshitz et Slyozov[196] ainsi que par Wagner.[197] Cette théorie combinée, dite LSW, a été

beaucoup utilisée pour modéliser des distributions de taille asymétriques. Elle peut être utilisée pour interpréter

d'autres mécanismes, comme dans cette étude, où il n'y a pas d'évidence claire de murissement d'Ostwald mais

où on a une distribution de taille asymétrique. L'approche LSW fait commencer les distributions de taille à des

diamètres nuls (zéro).[198] Cependant dans notre cas, les plus petites particules ont déjà un diamètre entre 30 et

40 nm. L'approche LSW a donc été modifiée, en introduisant un paramètre empirique de décalage. Afin de bien

reproduire la forme exacte des distributions obtenues, une généralisation de la théorie LSW proposée par

Brown,[199] et révisée par Coughlan et Fortes,[200] a été utilisée. L'équation principale de Brown/Coughlan et

Fortes (BCF) a été adaptée ainsi :

3 exp 3 ′ ′

ν ′ 1 ′ν 1

Équation 23 

où est le diamètre de particule réduit et sans dimension, est le diamètre réel, est le

diamètre décalé et est le diamètre moyen (décalé). est le coefficient d'amplitude et ν est le paramètre de

forme qui détermine l'asymétrie de la fonction et qui dépend de l'énergie interfaciale, du coefficient de diffusion

et d'autres paramètres fondamentaux.[199] Sa valeur fut fixée à 6.75 dans le modèle original LSW pour des

raisons qui sont apparues injustifiées par la suite. Il est aussi important de noter que le coefficient qui était

inclus par Coughlan et Fortes mais omis par Brown est aussi omis ici car négligeable si > 4, ce qui est le cas

dans cette étude. L'intégrale dans l'Équation 23 peut être résolue analytiquement. Malheureusement, la solution

publiée par Coughlan et Fortes[200] est erronée. La solution correcte est donc explicitée ci-après. Un des

avantages de la solution analytique présentée dans cette étude est qu'elle implique uniquement des fonctions

communes et que la modélisation peut donc être effectuée par la plupart des logiciels mathématiques et

graphiques. L'Équation 23 a été résolue ainsi :

64

Tout d'abord, l'intégrale peut être résolue en utilisant la méthode des fractions

partielles.[201] En décomposant le polynôme du troisième degré en bas de l'intégrale en un polynôme de premier

degré avec une racine réelle négative et un autre de second degré avec deux racines complexes, on obtient :

1 Équation 24 

tel qu'indiqué par Coughlan et Fortes.[200] Cela fonctionne si :

1

Équation 25 

La relation réciproque est trouvée en utilisant la méthode traditionnelle de calcul des racines d'un

polynôme du troisième degré. En définissant le discriminant alors pour 0 :

2

√2

√ 0 Équation 26 

ou pour 0 :

23cos

13cos

12

270 Équation 27 

Pour obtenir l'expression la plus simple possible, l'intégrale est résolue en terme de :

3 ′ ′ν ′ 1 ′

32 3

1 ln2

2ln 1

1 Équation 28 

0; 0 ou 0 ; 0

où √ est une limite maximale de validité et est un discriminant

dont le signe (+,- ou 0) est utilisé pour sélectionner la solution appropriée afin de garder chaque résultat

intermédiaire réel et fini. Pour 0 (c’est-à-dire 3 ; 6.75 :

1

2√ Δ

√ Δ 2

√ Δ 2

√ Δ

√ Δ

1

√ Δtanh

2 √ Δ2

0 ; 0

Équation 29 

ou pour 0 (c’est-à-dire 3 ; 6.75 :

2

20 ; 2 0 Équation 30 

65

Finalement pour 0, puisque la plupart des programmes fonctionnent dans les limites

traditionnelles 2 tan 2 plutôt que les limites 0 tan requises ici, un nouveau

discriminant est nécessaire : . De ce fait, pour

1

√tan

2 √2

0 ; 0 Équation 31 

ou pour :

2√

0 ; Équation 32 

ou pour :

1

√tan

2 √2

0 ; Équation 33 

Fait important : dans l'algorithme de calcul de l'Équation 23, chaque fois que l'intégrale doit être

ramenée à zéro parce que est en dehors des limites valides, devrait être complètement ramenée à zéro

aussi.

3.3. Revêtements d'hydrogels de PEG encapsulant des MSN-DTPA-Gd

3.3.1. Synthèse du précurseur d'hydrogel

La réticulation sous UV de l'hydrogel requiert le mélange de plusieurs produits. Outre le polymère, un

photo-initiateur est nécessaire. Un photo-initiateur UV a été choisi, l'Irgacure 184 (1-Hydroxy-cyclohexyl-phenyl-

ketone) (Figure 46). Une coupure de type Norrish I17 a lieu sous l'effet de la lumière UV.[202] On a alors deux

radicaux libres et le radical benzoyle issu de cette coupure est connu pour sa grande réactivité avec les

monomères acryliques.

Figure 46. Molécule de l'Irgacure 184 (1‐Hydroxy‐cyclohexyl‐phenyl‐cétone) à gauche, de la triéthanolamine au centre et du 1‐vinyl‐2‐pyrrolidone à droite. 

Un donneur électronique, la triéthanolamine (TEA), agissant comme un co-initiateur par activation d'un

radical -amino, a été ajouté pour optimiser la réticulation. Un catalyseur a aussi été utilisé pour accélérer la

cinétique de réticulation. Le 1-vinyl-2-pyrrolidinone (NVP) est un co-polymère qui accroit le taux de réticulation

17 Les coupures de type Norrish I sont des coupures homolytiques des cétones aromatiques en position .

66

sans contribuer à la formation du réseau tridimensionnel de l'hydrogel.[203] Les deux molécules sont représentées

dans la Figure 46. Enfin, pour accroitre la viscosité du précurseur, de la silice fumée en chaînes agglomérées

de 0.2 à 0.3 µm de longueur, a été insérée dans le mélange. L'ensemble des produits a été dissous dans la

suspension aqueuse contenant les MSN-DTPA-Gd préparées tel que décrit dans la section 3.1.

Le choix des produits composant l'hydrogel s'est fait en tenant compte de la biocompatibilité des

produits. Les principales études de non cytotoxicité18 des composants du précurseur d'hydrogel sont listées

dans le Tableau 9.

Tableau 9. Principales études de biocompatibilité ou de cytotoxicité pour les produits composant le précurseur d'hydrogel. 

Produit Travaux sur la cytotoxicité

Poly (éthylène glycol) [204] Le chapitre 3 de ce livre regroupe les principales études de toxicité du PEG et

confirme que ce polymère peut être utilisé pour des applications biomédicales

Irgacure 184 (1-Hydroxy-

cyclohexyl-phenyl-ketone) [205]

Cette étude de la cytocompatibilité de différents photo-initiateurs confirme la

non-toxicité de l’Irgacure 184

Triéthanolamine [206] Ce rapport démontre que la TEA n’est pas toxique à l’ingestion et au contact

cutané

N-Vinylpyrrolidone [207] Cet article rapporte la biocompatibilité du NVP dans des applications

biomédicales

Silice fumée [208] Ce livre regroupe de nombreuses études de l’effet des particules de silice sur

la santé et confirme la non-toxicité de la silice fumée

Méthodologiedelapréparationdel'hydrogelparamagnétique

Les produits sont quantifiés pour obtenir la concentration finale suivante :

un pourcentage massique de 5 wt% en PEG(20000 Da, Laysan Bio Inc., Arab, AL, USA);

un pourcentage massique de 1 wt% en HPK (Sigma-Aldrich, Canada);

une concentration de 225 mM en TEA (Sigma-Aldrich, Canada);

et une concentration de 37 mM en NVP (Sigma-Aldrich, Canada).

Les produits sont ensuite dispersés dans la solution de MSN-DTPA-Gd par une sonification de 15

à 45 min à 50 °C. La réticulation est ensuite effectuée par insertion du précurseur dans une chambre à UV d'une

longueur d'onde de 365 nm et d'une puissance de 5 mW cm-². Après 15 min, l'hydrogel est réticulé. Il est

conservé à température ambiante et réhydraté après toute analyse se déroulant plus de 24 h après la

réticulation.

18 La cytotoxicité est la propriété d'un produit à être toxique pour les cellules

67

3.3.2. Caractérisation de l'hydrogel

ProfilsdeNMRD

Les profils NMRD (Nuclear Magnetic Relaxation Dispersion) du précurseur d'hydrogel et de l'hydrogel

réticulé ont été mesurés entre 0.015 MHz et 40 MHz avec un relaxomètre à champs rapides Spinmaster (Stelar,

Mede, Italie). Le temps de relaxation longitudinal (T1) a été mesuré à 20, 29, 39, 60 et 300 MHz en utilisant des

relaxomètres Bruker MiniSpec (20, 29, 39 et 60 MHz) et Bruker ANX300 (300 MHz). La température a été fixée

à 37 °C pour toutes les mesures et le temps d'écho standard était de 1 ms. Les taux de relaxation (1/T1) ont été

normalisés par rapport à la concentration en Gd3+ pour calculer les relaxivités (r1).

PiégeagedesMSN‐DTPA‐Gddansl'hydrogel

L'efficacité de l'hydrogel à piéger les MSN-DTPA-Gd a été vérifiée en visualisant l'hydrogel en IRM.

Dans une plaque de 96 puits, 200 µL d'eau et 100 µL d'une gélatine porcine de type A à 5 wt% ont été déposés

dans deux rangées. Dans trois autres rangées, 100 µL de cette même gélatine ont aussi été déposés puis après

durcissement de cette dernière, 100 µL de MSN-DTPA-Gd en suspension ont été ajoutés dans la première

rangée, 100 µL de précurseur d'hydrogel sans MSN-DTPA-Gd dans la seconde et enfin 100 µL d'hydrogel avec

MSN-DTPA-Gd dans la troisième. Les précurseurs d'hydrogels ont été préparés comme décrit dans la

section 3.3.1.

La plaque a été placée 15 min sous UV ( = 365 nm, 5 mW cm-²) pour la réticulation de l'hydrogel et

ensuite insérée dans une bobine radio fréquence adaptée pour les plaques de 96 puits puis scannée avec un

appareil IRM pour l'imagerie du petit animal de 1 T (M2M, Aspect Imaging, Netanya, Israël). Une séquence écho

de spin pondérée en T1 a été utilisée avec les paramètres suivants : TR de 785 ms, TE de 16 ms, matrice

de 512x512, épaisseur de tranche de 0.9 mm, champ de vue de 70 mm et 5 excitations, avec une durée

d'acquisition de 33 min et 28 s. La plaque a ensuite été conservée à 4 °C et imagée à nouveau avec les mêmes

paramètres deux mois après.

Détectiondefaiblesvolumesd'hydrogel

Des gouttes de 0.25 µL, 0.5 µL, 1 µL, 2 µL et 5 µL de précurseur d'hydrogel contenant

des MSN-DTPA-Gd ont été déposées en triplicata dans une plaque de 96 puits et placées sous UV

pendant 15 min ( = 365 nm, 5 mW cm-²). Avant d'être imagées, les gouttes ont été recouvertes

de 200 µL d'eau. La plaque a ensuite été insérée dans une bobine radio fréquence adaptée pour les plaques

de 96 puits et imagée avec une séquence écho de spin pondérée en T1 avec les paramètres : TR de 400 ms,

TE de 15.3 ms, matrice de 400x400, épaisseur de tranche de 0.5 mm, champ de vue de 70 mm et 1 excitation,

avec une durée d'acquisition de 2 min et 40 s.

68

En utilisant le logiciel Image J, le volume final des gouttes a été quantifié. Pour chaque goutte, les pixels

contigus ayant une intensité de 1.5 fois celle de l'eau ont été sélectionnés. L'opération a été répétée pour chaque

tranche adjacente et les pixels ont été additionnés. La somme de ces pixels a été multipliée par le volume du

voxel pour obtenir le volume final des gouttes après réticulation et réhydratation de l'hydrogel.

Mesuresdeviscosité

Les analyses rhéologiques ont été réalisées avec un rhéomètre (AR-G2, TA Instrument,

Wilmington, PA, USA) à géométrie de type cône–plan (60 mm, 2°) avec un plateau Peltier pour contrôler la

température. Les mesures de viscosité ont été faites à des taux de cisaillement entre 10 et 100 s-1 pour quatre

températures : 23 °C (température ambiante), 30 °C, 40 °C et 50 °C. Avant toute mesure, les échantillons ont

été pré-cisaillés à 1 s-1 et laissés au repos pendant 3 min pour se prémunir de toute trace de cisaillement causé

par la préparation ou la manipulation des échantillons.

3.3.3. Nettoyage du titane et greffage du phosphate acrylate

Les tests préliminaires de nettoyage et de greffage sur le titane ont été réalisés sur des feuillets de

titane de 0.127 mm d'épaisseur (pureté de 99.6%, Goodfellow, Huntingdon, Angleterre) coupés en carrés

de 1x1 cm. Les analyses sont en effet plus faciles à réaliser sur des substrats plats. Une fois les procédures de

lavage et de greffage optimisées, cette procédure de nettoyage et de traitement du titane par phosphate acrylate,

a été appliquée aux aiguilles. Les procédures de nettoyage développées sont décrites en Annexe D.

Les substrats de titane nettoyés sont traités au moyen de phosphate acrylate. Pour ce faire, ils sont

immergés dans une solution aqueuse de 4-hydroxybutyl acrylate phosphate (Monomer-Polymer and

Dajac Labs, Feasterville-Trevose, PA, USA), sous agitation et à température ambiante. Dans un premier temps,

une concentration de 1 mg mL-1 a été testée sur 1 h, 4h et 8h. Suite aux résultats des analyses, une

concentration plus élevée (5 mg mL-1) a été essayée pendant 4 h. Les échantillons ont ensuite été rincés

abondamment avec de l'eau et de l'éthanol, séchés à l'air médical et conservés sous vide jusqu'au dépôt de

l'hydrogel.

3.3.4. Dépôt de l'hydrogel sur les aiguilles

Des tubes de titane (Goodfellow, Huntington, Angleterre) de diamètre externe 0.51, 1.05 et 1.6 mm

(pureté 99.6%, diamètre interne de 0.35, 0.75 et 1.2 mm respectivement) ont été découpés en morceaux

de 1 cm de longueur. Ces tubes ont été choisis pour leur correspondance avec des aiguilles de 16, 19

et 25 G (Tableau 1). Les aiguilles ont été nettoyées et traitées avec un phosphate acrylate tel que décrit

précédemment. Elles ont ensuite été trempées à température ambiante dans le précurseur d'hydrogel en

utilisant un système de trempage-retrait fabriqué dans le laboratoire (Xslide, # XN10-0060-M01-71, Velmex Inc,

69

Bloomfield, NY, USA). Dans un premier temps, des essais pour déterminer la vitesse optimale de retrait ont été

effectués. Trois vitesses de retrait ont été essayées : 0.1 mm s-1, 1 mm s-1 et 10 mm s-1. Les substrats ont été

observés au microscope optique et le dépôt le plus homogène était obtenu pour une vitesse de retrait

de 1 mm s-1. Les substrats ont donc été trempés à une vitesse de 1 mm s-1 et laissés 4 s en immersion avant

d'être retirés à une vitesse de 1 mm s-1. Après une pause de 1 s, quatre autres cycles ont été réalisés avec les

mêmes paramètres pour un total de cinq trempages-retraits afin d'homogénéiser le dépôt à la surface des

aiguilles. Ensuite les échantillons recouverts d'hydrogels ont été placés 15 min dans une chambre à UV et

irradiés ( = 365nm, 5 mW cm-2) pour réticuler. Les aiguilles sont ensuite stockées dans l'eau pour conserver

l'hydrogel en état d'hydratation.

Mesuredel'épaisseurdel’hydrogelsurlesaiguilles

Une corrélation entre la viscosité du précurseur d'hydrogel (modulée par le pourcentage massique de

silice fumée dans la solution comme il sera expliqué dans la section 6.1.4) et l'épaisseur des dépôts sur les

aiguilles a été réalisée. Pour évaluer l'épaisseur de l'hydrogel, les aiguilles ont été visualisées avec un

microscope à contraste de phase (Axiophot Microscope, Zeiss Germany, grossissement 20X avec un objectif

Nikon, Japon). La calibration de l'échelle a été faite avec un hémocytomètre standard et l'épaisseur a été évaluée

par superposition des images de l'hémocytomètre et des aiguilles avec Photoshop CS6.

VisualisationdesaiguillesenIRM

L'augmentation de contraste des hydrogels paramagnétiques à la surface des aiguilles a été visualisée

en IRM avec un appareil de 1 T (M2M, Aspect Imaging, Netanya, Israel). Les aiguilles ont été placées dans des

tubes de 0.2 mL remplis d'eau qui ont été ensuite insérés dans une bobine de 60 mm et scannés en utilisant

une séquence pondérée en T1 avec les paramètres résumés dans le Tableau 10 en fonction de l'image

de la Figure 86 de la section 6.2.4.

Tableau 10. Paramètres des séquences IRM utilisées pour les images de la Figure 86 

Figure Séquences TE

[ms] TR [ms]

Tranches/

Matrice Résolution

[µm] Excitations Temps

d'acquisition [min:s]

Intertranches

[mm/mm]

Figure 86

a) Écho de spin 14.4 488.8 0.9/0.1 400 x 400 175 1 03:16

b) Écho de spin 10.6 400 0.9/0.1 128 x 128 547 1 00:51

c) Écho de spin 11.2 400 0.9/0.1 200 x 200 350 1 01:20

d) Écho de spin 14.4 488.8 0.9/0.1 400 x 400 175 1 03:16

e) Gradient d'écho 2.1 16.9 1/0 128 x 128 703 1 01:00

f) Gradient d'écho 2.6 16.9 1/0 200 x 200 450 1 01:25

g) Gradient d'écho 3.8 16.9 1/0 400 x 400 225 1 02:36

70

L'intensité du signal a été mesurée en utilisant Image J. Des ROI ("regions of interest") ont été

sélectionnées dans l'hydrogel et dans l'eau. On intègre les niveaux de gris sur les ROI, avec le logiciel, pour

quantifier l’augmentation du signal puis on normalise avec l’eau pour obtenir un pourcentage d'augmentation du

signal (Équation 34).

2

Équation 34 

Avec l'intensité de signal dans la ROI de l'hydrogel et l'intensité de signal dans la ROI

de l'eau.

3.4. Billes d'alginate encapsulant des MSN-DTPA-Gd

3.4.1. Préparation des MSN-DTPA-Gd

La préparation des nanoparticules fonctionnalisées avec le DTPA est réalisée telle que décrite dans la

section 3.1. L'étape de chélation du gadolinium a été légèrement modifiée, en raison de la nécessité d'obtenir

le produit final dans un milieu biologique simulé plutôt que dans de l'eau. Le produit MSN-DTPA obtenu est

mélangé à une solution de gadolinium acétate (100 mM, 10 mg mL-1, 1 h sous agitation, à température

ambiante). Après agitation, le produit est mis en suspension en alternant 30 min de vortex et 30 min dans un

bain à ultrasons, trois fois. Une dialyse dans l'eau, d’une durée allant de 16 à 24 h, est ensuite réalisée pour

éliminer l'excès d'ions Gd3+ dans la suspension. Le produit est récupéré par centrifugation (15 min, 24000 g) et

remis en suspension dans le milieu désiré (PBS + 10 % FBS pour l'expérience sans les cellules,

DMEM + 10 % FBS + 1 % PS pour celle avec les cellules), à une concentration de 50 mg mL-1. Une remise en

suspension est réalisée comme précédemment, (30 min vortex, 30 min bain à ultrasons, 3 fois) puis la solution

est centrifugée (5 min, 500 g) pour éliminer les particules instables. Le surnageant est conservé sous

l'appellation MSN-DTPA-Gd.

Dans le cas de l'expérience avec cellules, le produit a été stérilisé aux rayons gamma, un procédé

utilisé en industrie alimentaire pour sa capacité à détruire les organismes vivants sans endommager la structure

des produits. Les MSN-DTPA-Gd ont été irradiés 1 h pour une dose totale de 25 kGy ±10% (Nordion, Gamma

Centre of Excellence, Laval, Canada). La stabilité colloïdale de la suspension de MSN-DTPA-Gd ainsi que le

rayon hydrodynamique des nanoparticules sont confirmés par DLS (Dynamic Light Scattering) grâce à un

appareil Malvern Nano S Zetasizer (Malvern Instruments, Worcestershire, Angleterre). Le laser (He-NE) a une

longueur d'onde de 633 nm et l'angle de dispersion est de 173°. La température pour les mesures est de 25 °C.

Après un temps d'équilibre de 180 s, trois mesures sont effectuées. Seules les mesures avec un critère de

qualité "bon" sont acceptées. Les valeurs des solvants utilisées sont un indice de réfraction de 1.334 et 1.450

71

ainsi qu'une viscosité de 1.050 cP et 1.054 cP respectivement pour le PBS et le DMEM. L'indice de réfraction

des nanoparticules de silice mésoporeuses a été fixé à 1.45.

Les relaxations longitudinale et transverse (T1 et T2) sont mesurées avec un relaxomètre Bruker

Minispec 60 mq, 60 Hz (1.41 T) à 25 °C, en déposant 300 µL dans des tubes de RMN de 7 mm. Pour les

mesures de T1, une séquence standard d'inversion-recouvrement a été utilisée avec 15 temps d'attente

différents tandis que pour les mesures de T2, une séquence standard Carr-Purcell-Meibom-Gill a été utilisée

avec au moins 12 échos.

3.4.2. Encapsulation des MSN-DTPA-Gd dans des billes d'alginate

La méthodologie de préparation des billes d’alginate a été mise au point dans le laboratoire du Pr Hoesli

à McGill. Les solutions d'alginate sont préalablement préparées en dissolvant un sel de sodium d'acide alginique

(Sigma-Aldrich, St-Louis, MO, USA) dans une solution tampon (HEPES 10 mM, NaCl 170 mM, pH 7.4) puis

stérilisées à l'autoclave. La préparation des billes d'alginate par émulsion et gélation interne a déjà été décrite

dans la littérature.[209]

3.4.2.1. Expérience sans cellules

Encapsulation

Cette procédure a été développée au laboratoire du Dr Hoesli et appliquée par Ryan Sutcliffe (étudiant

du Dr Hoesli) dans ce projet. Dans une première étape, 9.9 mL d'alginate sont mélangés à 0.55 mL de CaCO3

(Light Powder, J.T. Baker, Canada), dans un ratio volumique de 18:1, et à 1.1 mL de DMEM pour les contrôles

ou 0.22 mL de DMEM et 0.88 mL de la suspension MSN-DTPA-Gd pour les billes avec nanoparticules. Ce

mélange est transféré dans le réacteur préalablement rempli de 20 mL d'huile minérale légère. La vitesse

d'agitation est réglée à 398 rpm pour les billes à 2 % d'alginate et à 662 rpm pour les billes à 7.5 % d'alginate.

Ces valeurs ont été prédéterminées au cours d’expériences antérieures dans le groupe du Dr Hoesli. Après

12 min d'agitation pendant lesquelles les billes sont formées par émulsion, la gélification des billes se fait en

libérant les ions Ca2+ par ajout dans le réacteur de 40 µL d'acide acétique glacial (Fisher, Canada) dans 10 mL

d'huile minérale légère. Le mécanisme de gélification est représenté en Figure 47a.

72

Figure  47.  a) Molécule  d'alginate  et  gélification  après  ajout  des  ions  Ca2+  et  b)  schéma  des  phases  présentes  après centrifugation du mélange dans le réacteur. 

Après 8 min d'agitation, le mélange est neutralisé par l'ajout de 36 mL de solution saline d'HEPES

et 4 mL de DMEM. L'agitation est maintenue 1 min puis le réacteur est arrêté et 20 mL de DMEM sont ajoutés.

Le mélange est transféré pour être centrifugé 3 min à 630 g. Il apparaît trois phases distinctes dans les tubes,

tel que schématisé dans la Figure 47b.

La phase organique et la phase aqueuse sont retirées par aspiration puis les billes sont lavées deux

fois dans du DMEM (centrifugation 3 min à 630 g). Un filtre nylon de 40 µm (Falcon® 40µm Cell Strainer,

Corning, Corning, NY, USA) permet ensuite de récupérer les billes. Ces dernières sont alors ajoutées dans le

milieu souhaité (soit HEPES, soit le DMEM) dans un ratio volumique 1:5, c’est-à-dire que dans 20 mL du milieu,

les billes sont ajoutées jusqu'à ce que le volume monte à 25 mL (mesure par déplacement volumique). Les

différents lots préparés sont résumés dans le Tableau 11.

Tableau 11. Description des lots préparés pour l'expérience d'encapsulation des MSN‐DTPA‐Gd dans des billes d'alginate sans  cellule.  La  terminaison  M  et  H  dans  le  nom  de  l'échantillon  correspond  au  milieu  dans  lequel  est  conservé l'échantillon.  

Nom d'échantillon Pourcentage d'alginate [%] MSN-DTPA-Gd Milieu

2%-Ctrl-M 2 Non DMEM

2%-Ctrl-H 2 Non HEPES

2%-MSN-M 2 Oui DMEM

2%-MSN-H 2 Oui HEPES

7.5%-Ctrl-M 7.5 Non DMEM

7.5%-Ctrl-H 7.5 Non HEPES

7.5%-MSN-M 7.5 Oui DMEM

7.5%-MSN-H 7.5 Oui HEPES

73

Caractérisationdesbilles

Les billes sont observées au microscope optique (Motic AE21, Motic Instrument Inc., Richmond, BC,

Canada). Elles sont ensuite photographiées et une distribution de taille est réalisée avec le logiciel CellProfiler.

La distribution de taille est effectuée sur 3 images avec 500 à 2500 billes par image. Cette mesure a été réalisée

par Karen Markwick du laboratoire du Dr Hoesli.

VisualisationdesbillesenIRM

Pour visualiser les billes d'alginate en IRM, elles ont préalablement été transférées dans une plaque

de 96 puits. Les tubes ont été agités manuellement, puis 200 µL de chaque lot ont été pipetés avec un embout

coupé pour avoir un diamètre de sortie d'au moins 4 mm (afin de ne pas endommager les billes). Les billes ont

été analysées en IRM (voir description de l’appareil dans les chapitres précédents). La plaque a été insérée

dans une bobine radio fréquence adaptée pour les plaques de 96 puits et scannée en utilisant une séquence

écho de spin pondérée en T1, avec les paramètres suivants : TE de 11.2 ms, matrice de 200x200, épaisseur de

tranche de 1.5 mm, champ de vue de 70 mm et 3 excitations. Trois temps TR différents ont été utilisés : 400 ms

pour une durée d'acquisition de 4 min, 700 ms pour une durée d'acquisition de 7 min et 1000 ms pour une durée

d'acquisition de 10 min. Aucun contrôle de la température n’a été effectué, les plaques conservées à une

température de 4°C sont sorties 15 min avant l’analyse.

Les images ont été analysées avec ImageJ (version 1.47v), pour calculer l'augmentation de contraste.

Pour ce faire, des ROI (Region of Interest = zones d’intérêt) ont été dessinées dans chaque puit. Lorsque les

puits contenaient des billes d’alginate, deux ROI différentes ont été dessinées, une dans le bas du puit et une

dans le haut, correspondant respectivement aux billes et au surnageant (Figure 48). En effet, de par leur taille,

les billes ne restent pas en suspension. Pour les mesures d’augmentation de contraste, ce sont les ROI du bas

du puit (partie contenant les billes) qui ont été utilisées. Les ratios déterminant s’il y a eu relargage de gadolinium

au cours du temps sont calculés en utilisant le rapport du signal dans la ROI du bas du puit sur celle du

haut du puit.

Figure  48.  Exemple  de  ROI  dans  un  puit  contenant  des  billes  d'alginate  avec MSN‐DTPA‐Gd  (2‐Gd‐M).  En  rouge,  les rectangles définissent la zone utilisée pour analyser les tons de gris et extraire la valeur du signal au sein du rectangle. C'est cette valeur qui sert ensuite à faire les calculs d’augmentation du signal. A gauche, la ROI dans le bas du puit, à droite la ROI dans le haut de ce même puit. 

74

L’applet « ROI Manager » a été utilisée afin de collecter toutes les zones d’intérêt et de faire les

mesures du signal. Les ROI sont placées sur une zone représentative du produit, avec une surface minimale

de vingt pixels et sous forme rectangulaire. Le calcul de l’augmentation du contraste se fait en utilisant l’équation

présentée précédemment (Équation 34 dans la section 3.3.4).

3.4.2.2. Expérience avec cellules

Encapsulation

Cette procédure a été développée au laboratoire du Dr Hoesli et appliquée par Sary Sarkis (étudiant

du Dr Hoesli) dans ce projet. Dans une première étape, 8.8 mL d'alginate 2% sont mélangés à 0.55 mL

de CaCO3 dans un ratio volumique de 18:1 et à 1.1 mL de DMEM pour les contrôles ou 1.1 mL de la suspension

MSN-DTPA-Gd pour les billes avec nanoparticules. Ce mélange est transféré dans le réacteur préalablement

rempli de 20 mL d'huile minérale légère. Après 12 min d'agitation à 360 rpm, 40.5 µL d'acide acétique glacial,

dans 11 mL d'huile minérale légère, sont ajoutés. Après 8 min d'agitation, le mélange est neutralisé par l'ajout

de 40 mL de solution saline d'HEPES. L'agitation est maintenue 1 min puis le réacteur est arrêté et le mélange

est transféré pour être centrifugé 3 min à 630 g. La phase organique et la phase aqueuse sont retirées par

aspiration puis les billes sont lavées deux fois dans du DMEM (centrifugation 3 min à 630 g). Un filtre nylon

de 40 µm permet ensuite de récupérer les billes. Ces dernières sont alors ajoutées au DMEM dans un ratio

volumique 1:10.

VisualisationdesbillesenIRM

Pour chaque lot de billes (contrôles et avec nanoparticules), 200 µL sont pipetés dans une plaque

de 96 puits, tel que décrit précédemment. Dans la plaque, 200 µL d'eau, 200 µL d'une solution

de MSN-DTPA-Gd diluée 1:10.5 comme dans les billes et 200 µL d'une solution Gd3+ 1 mM ont aussi été

déposés. La plaque a été insérée dans une bobine radio fréquence adaptée pour les plaques de 96 puits et

scannée en utilisant une séquence écho de spin pondérée en T1, avec les paramètres : TR de 400 ms,

TE de 13.3 ms, matrice de 200x200, épaisseur de tranche de 0.5 mm, champ de vue de 70 mm et 3 excitations,

pour une durée d'acquisition de 4 min. Les images ont été analysées avec ImageJ (version 1.47v) pour calculer

l'augmentation de contraste. La plaque a été imagée à 24h, 48h et 72h, ensuite une autre plaque a été réalisée

et imagée, sur le même modèle, après 7 jours puis encore une autre après 14 jours. Cette plaque a été

conservée à 4 °C et imagée un mois et deux mois après le début de l'expérience.

3.5. Schéma des synthèses et caractérisation

Le schéma ci-après représente la séquence de toutes les synthèses et caractérisation des produits

dans les chapitres 5, 6 et 7.

75

76

4. Caractérisation des MSN-DTPA-Gd

Ce chapitre a pour objectif de fournir une caractérisation des nanoparticules avant encapsulation dans

des hydrogels. Il regroupera les différentes techniques de caractérisation utilisées pour confirmer les propriétés

physico-chimiques des nanoparticules.

4.1. Caractérisation des MSN-DTPA-Gd

À chaque étape de synthèse du produit, les nanoparticules sont caractérisées en utilisant les

techniques décrites dans le chapitre 1. La caractérisation des trois lots utilisés pour les résultats présentés dans

ce document se trouve dans l'Annexe A. Pour la confirmation de la structure des MSN ainsi que pour le

rendement et la stabilité des suspensions de ces dernières, ce sont les analyses du lot CMF (Couches Minces

Frittage, voir annexes) qui ont été utilisées. Pour les propriétés des MSN-DTPA-Gd, ce sont les analyses du

lot HYD (Hydrogel, voir annexes) qui ont été utilisées.

4.1.1. Confirmation de la structure des MSN

La forme et la taille des nanoparticules synthétisées sont évaluées par microscope

électronique à transmission (MET). Les images montrent des nanoparticules sphériques, de distribution de taille

étroite (Figure 49). La distribution de taille a été réalisée à partir des images, à l'aide du logiciel Image J, et

montre un pic centré à 154 nm ± 30 nm (largeur à mi-hauteur).

Figure  49.  Images  MET  des  nanoparticules  de  silice  mésoporeuses  du  lot  CMF  (a  et  b)  et  distribution  de  taille  des nanoparticules (c). Les images MET et la distribution de taille des autres lots sont présentées dans l’Annexe A. 

La structure des pores a été confirmée par diffraction des rayons X (DRX). Le profil DRX à bas angles

montre des pics de diffraction caractéristiques, similaires à ceux observés pour des MCM-48 et rapportés dans

la littérature (Figure 50).[210, 211] Le motif de diffraction confirme que le groupe d'espace est de type Ia3d, un

77

réseau interpénétré tridimensionnel de canaux chiraux.[181] Le pic principal (211) et les pics moins intenses qui

suivent (220), (420) et (332) sont caractéristiques de la silice MCM-48 ordonnée.[195, 212, 213]

Figure 50. Motif de diffraction des rayons X à bas angles pour les MSN du lot CMF ainsi que le tableau des angles 2, les indices des pics (hkl) et les distances inter‐réticulaires (d). Les motifs de diffraction des autres lots sont présentés dans l’Annexe A. 

La surface spécifique et les caractéristiques des pores ont été quantifiées par physisorption d'azote.

Les mesures de sorption d'azote révèlent des isothermes de physisorption de type IV, caractéristiques d'un

réseau mésoporeux uniforme avec des pores étroits et cylindriques (Figure 51).[203] Ces nanoparticules ont une

grande surface spécifique (1268 m2 g-1; méthode BET) et un large volume total des pores (1.01 cm3 g-1). Le

diamètre moyen des pores a été estimé à 3.5 nm (par la méthode NLDFT)

Figure 51. Isotherme de physisorption d'azote pour les MCM‐48 du lot CMF à ‐196°C (a) et la distribution de taille des pores correspondante (b). Les isothermes pour les autres lots sont présentées dans l’Annexe A. 

2 [°]

2 3 4 5 6 7 8

Inte

nsity

[a.u

.]

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000 (211)

(220)

(321)(400)(420) (332)

2 [°] (hkl) d [Å]2.62 (211) 33.723.01 (220) 29.324.03 (321) 21.954.32 (400) 20.454.82 (420) 18.345.04 (332) 17.53

Relative pressure P/P0

0,0 0,2 0,4 0,6 0,8 1,0

Ads

orbe

d vo

lum

e [c

m3

g-1 ]

0

200

400

600

800

1000

1200

Adsorption branchDesorption branch

Pore width [nm]

2 3 4 5 6

dV(d

) [c

m3

Å-1

g-1

]

0,0

0,5

1,0

1,5

2,0

2,5a) b)

78

4.1.2. Rendement et stabilité de la suspension de MSN

Les MSN synthétisées sont suspendues dans de l'eau nanopure à différentes concentrations

massiques (4, 10, 20, 30 et 40 mg mL-1). La suspension est vortexée 30 min et mise dans un bain à

ultrasons 30 min, trois fois. Ensuite la suspension est laissée deux heures au repos pour que les nanoparticules

instables sédimentent. Le surnageant est prélevé et analysé en activation neutronique (NAA), pour en obtenir

la concentration en silicium. Ensuite, il est analysé en DLS (Figure 52), pour confirmer que la suspension

de MSN n'est pas agrégée et correctement dispersée. En effet, pour des applications de dépôt, il est nécessaire

d'avoir une suspension parfaitement homogène pour éviter toute disparité dans le dépôt.[36]

La concentration en silicium dans la suspension a été mesurée afin d'évaluer la remise en

suspension de la silice dans l'eau. Entre 42 % et 65 % de la concentration initiale en MSN reste en

suspension (Tableau 12). La plus haute concentration massique mesurée (40 mg mL-1) sera utilisée pour les

procédures de trempages-retraits.

Tableau 12. Concentrations massiques avant et après remise en suspension, mesurées par activation neutronique (NAA) 

Concentration massique initiale en SiO2 [mg mL-1]

Concentration massique en Si mesurée par NAA [mg mL-1]

Concentration massique en SiO2 [mg mL-1] calculée à partir de la

concentration massique moyenne en Si Rendement

40 9.1 ± 1.2 19.5 49 %

30 5.9 ± 1.1 12.6 42 %

20 5.0 ± 0.9 10.7 54 %

10 2.7 ± 0.9 5.8 58 %

4 1.2 ± 0.4 2.6 65 %

Les MSN ainsi suspendues dans l'eau sont ensuite analysées par DLS (Figure 52) et présentent un

rayon hydrodynamique de 176.1 nm ± 49 nm (largeur à mi-hauteur). La stabilité colloïdale de la suspension a

été évaluée pour 4 heures (4 fois le temps de la procédure de trempage-retrait la plus longue). Il n'y a aucune

trace d'agrégation ou de sédimentation des MSN en suspension aqueuse sur cette durée (Figure 53).

Figure 52. Distribution du diamètre hydrodynamique des MSN du lot CMF en suspension aqueuse en intensité (a) et en nombre (b). Les distributions de diamètre hydrodynamique des autres lots sont présentées en Annexe A. 

79

Figure 53.  Stabilité  colloïdale  des MSN en  suspension aqueuse pour  le  lot  CMF. Aucune  évidence d'agrégation ou de sédimentation n'est visible pendant 4 h. 

Les caractérisations effectuées sur les MSN ont démontré que la synthèse donnait des nanoparticules

de type MCM-48 stables, avec une distribution de taille étroite, une grande surface spécifique et un grand volume

poreux. La remise en suspension dans l'eau conduit à un colloïde stable sur au moins 4 h, ce qui représente

une durée suffisante pour procéder aux dépôts par trempage-retrait. L'étape suivante de la synthèse des

MSN-DTPA-Gd est le greffage du DTPA en surface des nanoparticules.

4.1.3. Propriétés des MSN-DTPA-Gd

Le pourcentage massique de DTPA greffé est quantifié grâce à une analyse

thermogravimétrique (Figure 54). La perte de masse est calculée entre 180 °C, pour éviter la perte

massique due à l'évaporation du solvant, et 500 °C car, au-delà de cette température, c'est un

phénomène appelé condensation supplémentaire de la silice qui apparaît, dû à un réarrangement de cette

dernière. Dans la Figure 54, la perte de masse due à la dégradation du DTPA est d'environ 7%. De manière

générale, la perte de masse doit se situer entre 5 et 10 %, pour obtenir un greffage optimal de DTPA.[18]

Time [min]

0 15 30 45 60 75 90 120 150 180 210 240

Hyd

rody

nam

ic d

iam

ete

r [n

m]

0

50

100

150

200

250

80

Figure 54. Courbe d'analyse  thermogravimétrique des MSN‐DTPA  (en haut à droite,  la courbe est présentée avec une échelle plus large) du lot HYD. Les courbes ATG des autres lots sont présentées dans l’Annexe A. 

Une mesure de physisorption d'azote a aussi été effectuée sur le produit pour confirmer que les

propriétés porosimétriques sont conservées après le greffage du DTPA. Pour le lot HYD, la physisorption d'azote

avant greffage du DTPA permettait de quantifier la surface spécifique à 1191 m² g-1 (méthode BET), le volume

poreux à 0.99 cm3 g-1 et la taille des pores à 3.53 nm (méthode NLDFT). Ces valeurs évoluent à 1058 m² g-1,

0.85 cm3 g-1 et 3.41 nm respectivement, après greffage du DTPA. La faible réduction montre que le greffage

s'est préférentiellement fait en surface, même s'il y a un peu de DTPA dans les pores, et que les propriétés

porosimétriques sont conservées.

Figure 55.  Isothermes de physisorption d'azote, à  ‐196°C, pour  les MSN (a) et pour  les MSN‐DTPA  (b) du  lot HYD. Les isothermes des autres lots sont présentées dans l’Annexe A. 

Temperature [°C]

0 100 200 300 400 500 600 700

Ma

ss lo

ss [

%]

80

85

90

95

100

Temperature [°C]

0 100 200 300 400 500 600 700

Mas

s lo

ss [

%]

0

20

40

60

80

100

Relative pressure P/P0

0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0

Ads

orbe

d vo

lum

e [c

m3 g

-1]

0

200

400

600

800

1000

1200

a) b)

Relative pressure P/P0

0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0

Ads

orbe

d vo

lum

e [c

m3 g

-1]

0

200

400

600

800

1000

1200

81

Après chélation du gadolinium, la stabilité de la suspension est à nouveau vérifiée par DLS puis

l'efficacité des nanoparticules est quantifiée par relaxométrie. La DLS montre qu'il n'y a ni agglomération ni

sédimentation après la remise en suspension des MSN-DTPA-Gd dans l'eau (Figure 56).

Figure 56. Distribution du diamètre hydrodynamique des MSN‐DTPA‐Gd du lot HYD en suspension aqueuse en intensité (a) et en nombre (b). Les distributions du diamètre hydrodynamique des autres lots sont présentées en Annexe A. 

La relaxométrie est une mesure de l'efficacité d'un agent de contraste, découlant de la pente des

vitesses de relaxations (r1 et r2) en fonction de la concentration en gadolinium (Figure 57a). Puisque le

gadolinium est un agent paramagnétique, le rapport r2/r1 doit être le plus proche possible de 1 pour avoir un

agent de contraste efficace pour les images en pondération T1. Pour ce lot, le taux de recouvrement longitudinal

est de 26 mM-1 s-1 et le taux de recouvrement transversal est de 28 mM-1 s-1. Le rapport r2/r1 est donc de 1.46,

ce qui correspond aux valeurs déjà publiées dans la littérature.[18]

Figure 57. Taux de relaxation longitudinale (1/T1) et transverse (1/T2) de la suspension de MSN‐DTPA‐Gd du lot HYD dans l'eau (a) et le signal relatif estimé pour un TR de 400 ms et un TE de 10 ms (b), en fonction de la concentration en Gd3+. Les courbes de relaxivité et de signal estimé des autres lots sont présentées en Annexe A. 

Avec les valeurs de relaxivité, une courbe théorique du signal en IRM a été dessinée, en se basant

sur l'Équation 4 (équation simplifiée du signal), présentée dans la section 1.2.1.4 (Figure 57b). La concentration

en gadolinium pour avoir le signal le plus intense a été déduite de cette courbe et utilisée pour ajuster la quantité

Gadolinium concentration [mM]

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0

Rel

ativ

e e

stim

ate

d s

ign

al

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

Gadolinium concentration [mM]

0,2 0,4 0,6 0,8 1,0 1,2 1,4 1,6 1,8 2,0 2,2

1/T

i [s-1

]

0

10

20

30

40

50

60

70

80

1/T1

1/T2

38 x - 2.16R2 = 0.996

26 x - 1.14R2 = 0.996

a) b)

82

de MSN-DTPA-Gd dans les hydrogels. L'augmentation de signal sera maximale pour une concentration en

gadolinium entre 0.20 mM et 0.55 mM (pour un TR de 400 ms et un TE de 10 ms).

L'efficacité d'un agent de contraste est proportionnelle à sa concentration (dans une certaine limite).19

Lorsque les MSN-DTPA-Gd sont remises en suspension, c'est donc la concentration en gadolinium qu'il est

important de quantifier. C'est pourquoi, pour chaque expérience, la concentration en gadolinium est évaluée soit

par ICP-MS, soit par NAA. Le Tableau 13 résume les concentrations en gadolinium ainsi que les valeurs des

temps de relaxation pour chaque expérience présentée dans ce document.

Tableau 13. Temps de relaxation et concentrations en gadolinium des différents lots utilisés dans ce document. 

Chapitre Expérience Milieu de

resuspension des MSN-DTPA-Gd

T1 [ms] T2 [ms] r1

[mM-1 s-1] r2

[mM-1 s-1] [Gd] [mM]

1 Culture cellulaire DMEM 25.22 ± 0.01 14.335 ± 0.068 Non mesuré

Non mesuré 2.7

1 Hydrogels de PEG

Eau 19.18 ± 0.05 13.210 ± 0.003 26 28 4.0

1

Hydrogels d'alginate sans

cellules PBS 12.89 ± 0.01 7.883 ± 0.003 Non

mesuré Non

mesuré 3.7

Hydrogels d'alginate avec

cellules DMEM 26.61 ± 0.02 14.183 ± 0.009 Non

mesuré Non

mesuré 3.6

4.2. Viabilité cellulaire des MSN-DTPA-Gd

Les propriétés relaxométriques démontrées dans la section précédente font des MSN-DTPA-Gd

d'excellentes particules pour le rehaussement de signal en IRM. Considérant que ces nanoparticules pourraient

être, en cas de détachement ou d’endommagement de la structure de l’hydrogel, en contact avec les tissus

environnants, donc avec des cellules, il faut vérifier leur innocuité.

4.2.1. Méthode expérimentale

La synthèse des MSN-DTPA-Gd a été préalablement décrite dans la section 3.1. La concentration en

gadolinium du lot utilisé pour effectuer ces expériences a été analysée par activation neutronique. Elle est

de 2.7 mM pour la solution, avec un T1 de 25.2 ms. Les nanoparticules sont en solution dans

du DMEM + 10 % de FBS + 1 % de PS. Le FBS (sérum de veau fœtal) est un sérum majoritairement composé

de protéines globulaires20. Il va permettre aux cellules présentes dans le milieu de grandir et de se diviser tout

19 Puisque c’est un agent paramagnétique, le gadolinium va augmenter le signal en pondération T1. Cependant au-delà d’une certaine concentration, l’intensité du signal va commencer à décroitre. La réduction du temps T2 domine sur celle du temps T1, ce qui se traduit par une diminution de l’efficacité de l’agent de contraste pour rehausser le signal. 20 Les protéines sont divisées en trois catégories : globulaires, fibreuses ou membranaires.

83

en jouant un rôle stabilisant pour les nanoparticules en les enrobant de protéines, favorisant ainsi la répulsion

stérique. La PS (pénicilline streptomycine) est un mélange de deux antibiotiques (pénicilline et streptomycine)

utilisé couramment en culture cellulaire pour éviter la contamination bactériologique des cellules.

4.2.1.1. Culture cellulaire

Les tests de viabilité cellulaire ont été réalisés sur une lignée cellulaire du cancer de la

prostate : les PC3. Cette lignée cancéreuse se divise rapidement et permet donc des tests sur quelques jours à

peine. De plus les biopsies du cancer de la prostate sont fréquemment réalisées sous IRM. Les cellules,

cultivées dans des boîtes de Pétri, ont été récoltées puis comptées. Dans chaque puits d’une plaque de 96

puits, 7500 cellules ont été dispersées dans 100 µL. Trois plaques ont été réalisées afin d'évaluer la viabilité

cellulaire à 24 h, 48 h et 72 h. Pour mettre les cellules en contact avec différentes concentrations de

nanoparticules (10%, 5%, 2% et 1%), une certaine quantité de milieu a été retiré, après 24 h à l'incubateur, et

la même quantité de la solution de nanoparticules a été ajoutée (Tableau 14). Les puits de contrôle n'ont pas

été modifiés et ne contiennent donc pas de nanoparticules.

 Tableau  14.  Volume  de milieu  retiré  et  volume  de  nanoparticules  ajouté  par  puits  en  fonction  de  la  concentration souhaitée en nanoparticules au contact des cellules. 

Dilution de nanoparticules Volume de milieu retiré [µL] Volume de nanoparticules ajouté [µL] Gd [mM]

10% 10 ± 0.16 10 ± 0.16 0.27

5% 5 ± 0.08 5 ± 0.08 0.135

2% 2 ± 0.03 2 ± 0.03 0.054

1% 1 ± 0.02 1 ± 0.02 0.027

Les plaques sont ensuite laissées dans l'incubateur pour la durée souhaitée avant de faire le test de

viabilité cellulaire.

4.2.1.2. Mesures de viabilité cellulaire

La mesure de viabilité cellulaire, c'est à dire la quantification du nombre de cellules mortes lorsqu'elles

sont mises en contact avec les hydrogels contenant des MSN-DTPA-Gd, a été réalisée avec de la résazurine.

Il s'agit d'un colorant bleu foncé faiblement fluorescent qui se réduit en résorufine, un colorant rose hautement

fluorescent.[214] La réduction se fait avec la NAD (Nicotinamide Adenine Dinucleotide), comme illustré dans

la Figure 58, une coenzyme que l'on trouve uniquement dans les cellules vivantes et qui peut exister sous deux

formes : une forme oxydée (NADH) et une forme réduite (NAD+). Le remplacement de l'atome d'oxygène par un

atome d'hydrogène, au cours de la réduction de la résazurine en résorufine, permet de rendre le composé

fluorescent. L'absorbance tout autant que la fluorescence peuvent être utilisées pour quantifier le taux de

84

conversion de la résazurine en résorufine, mais la fluorescence est plus sensible, donc c'est ce qui a été utilisé

dans le cadre de cette étude de la viabilité cellulaire.

Figure 58. Mécanisme de réduction de la résazurine en résorufine. 

La quantification de la fluorescence de la résorufine a été réalisée avec un lecteur automatique de

plaque (SpectraMax® i3x, Molecular Devices, CA, USA). Au temps souhaité, les plaques ont été retirées de

l'incubateur et 50 µL de résazurine à 25 µg mL-1 ont été ajoutés dans chaque puits. Les plaques sont remises

en incubation pour 2 h. Après l'incubation, les plaques sont lues en fluorescence (excitation : 530 nm,

émission : 590 nm) et les résultats reportés en considérant la moyenne des valeurs de la ligne de contrôle

comme étant la viabilité à 100%.

4.2.2. Résultats de viabilité cellulaire

Les valeurs de fluorescence ont été relevées pour tous les puits et soustraites à la valeur de

fluorescence de la rezasurine seule. Les valeurs ont été divisées par celle du contrôle pour obtenir la viabilité

cellulaire (Figure 59).

Figure  59.  Résultats  de  l'expérience  de  viabilité  cellulaire  par  fluorescence  de  la  résorufine.  La  concentration  en nanoparticules est de 1 mg mL‐1, 0.5 mg mL‐1, 0.2 mg mL‐1 et 0.1 mg mL‐1 pour le 10 %, 5 %, 2 % et 1 %, respectivement. 

Control 1 % 2 % 5 % 10 %

Cel

l via

bili

ty [

%]

0

20

40

60

80

100

120

140

160

24h 48h 72h

85

La viabilité cellulaire reste autour de 100 % (à l’écart-type près) et ce pour n'importe quelle

concentration de nanoparticules. Ces valeurs démontrent que les cellules ne meurent pas au contact avec les

nanoparticules. Cette étude de viabilité cellulaire rejoint les résultats obtenus au sein du laboratoire

par Bouchoucha et al. qui a démontré la viabilité cellulaire de nanoparticules MSN-DTPA-Gd recouvertes

de poly (éthylène glycol) sur 24 h et 48 h.[18]

Des nanoparticules biocompatibles de silice mésoporeuses fonctionnalisées avec un chélate de

gadolinium ont donc été synthétisées et caractérisées. Ces particules présentent d'excellentes propriétés

relaxométriques et permettront donc l'augmentation du contraste après injection dans un organisme. Le chapitre

suivant traitera d'une étude sur les MSN non fonctionnalisées après frittage puis ensuite ce document présentera

deux applications de piégeage des MSN-DTPA-Gd dans des hydrogels pour rehausser le signal en IRM.

86

5. Étude du comportement des MSN en couches minces après

frittage

Ce chapitre présente la réalisation de couches minces de MSN non fonctionnalisées et leur

comportement après traitement thermique. Pour cela, les MSN sont suspendues dans de l'eau puis des

substrats de silicium sont trempés dans cette suspension pour obtenir des couches minces de MSN auto-

assemblées et ordonnées. Ces films sont ensuite frittés à des températures allant de 500 °C à 900 °C. Une

étude de microscopie électronique permet de quantifier l'évolution du diamètre des MSN et un modèle analytique

a été élaboré à partir des distributions de taille. Les propriétés texturales après frittage sont mesurées par

physisorption et DRX puis corrélées aux distributions de taille.

Des gaufres de silicium polies et préalablement nettoyées, ont été trempées dans

la suspension (Figure 60 a). Quatre vitesses de retrait différentes ont été utilisées (0.01 mm s-1, 0.08 mm s-1,

0.2 mm s-1 et 0.8 mm s-1) afin d'évaluer l'influence de ce paramètre sur l'homogénéité et l'épaisseur du dépôt

de MSN. La vitesse d'immersion (1 mm s-1) et la durée d'immersion (4 s) sont gardées constantes. Les images

au microscope électronique à balayage (MEB) des films de MSN résultant des différents

trempages-retraits (Figure 60b-e) ont mis en évidence la nécessité de travailler à faible vitesse de

retrait (0.01 mm s-1) pour obtenir un recouvrement hautement homogène. À vitesse plus élevée, les MSN ne

recouvrent pas la totalité du substrat et des agrégats sont visibles (Figure 60c-e).

Figure 60. Représentation schématique du procédé de trempage‐retrait (a) et images prises par microscopie électronique à balayage pour une vitesse de retrait de 0.01 mm s‐1 (b); 0.08 mm s‐1 (c); 0.2 mm s‐1 (d) et 0.8 mm s‐1 (e). 

De plus, la Figure 61 (a et b) confirme l'homogénéité des monocouches de MSN déposées avec une

vitesse de retrait de 0.01 mm s-1. Le point de contact entre les particules et le substrat est clairement visible

(images prises avec un angle d'inclinaison de 74°). Avec la vitesse de retrait la plus lente, aucune agglomération

87

n'est visible et le recouvrement est maximal. Les substrats de silicium recouverts d'une couche de MSN avec

une vitesse de retrait de 0.01 mm s-1 seront désignés sous l'appellation de "couches minces" par la suite.

Figure 61. Images MEB (angle d'inclinaison de 74°) des substrats de silicium trempés dans une suspension de MSN (retrait à 0.01 mm s‐1). Les images ont été prises au bord pour observer l'arrangement des MSN. Les images a et b ont été prises directement après trempage‐retrait, les images c et d ont été prises après frittage à 900°C. 

La plupart des travaux dans la littérature rapportant la déposition de MSN, par trempage-retrait ou

dépôt couche-par-couche (deux techniques similaires), mettent en évidence l'obtention de multicouches

de MSN.[37, 39, 40] Contrairement à toutes ces méthodologies rapportées, le procédé de trempage-retrait

développé ici permet l'auto-assemblage de MSN en monocouches bien ordonnées sans utiliser de polymères

ou de surfactants qui pourraient ensuite interagir avec le procédé de frittage. Les paramètres clefs de l'obtention

de tels dépôts sont la vitesse de retrait et l'atmosphère. Dans cette étude, une vitesse de retrait de 0.01 mm s-1

et une humidité de 70 % ont permis d'obtenir des monocouches de MSN (Figure 60b) tandis qu'une vitesse plus

grande conduit à un recouvrement partiel des substrats (Figure 60c-e).

La fixation des nanoparticules sur les substrats peut être réalisée par l'utilisation de réactions

chimiques,[215] la modification des charges électrostatiques via l'ajout d'un polycation ou polyanion,[40] ou encore

par frittage si le substrat est d'une nature proche de celle de nanoparticules. L'avantage principal du frittage est

la possibilité d'éviter l'introduction de contaminants dans le réseau de silice tout en permettant une cohésion

optimale de la structure du matériau. Au-delà d'une certaine température, la diffusion des atomes sur la surface

des MSN est facilitée, favorisant ainsi l'apparition de cols liant les particules ensemble ainsi qu'au substrat. À des

températures plus élevées, et avec la densification de la silice, la diffusion volumique est appelée à devenir le

mécanisme prédominant. En effet, pour comprendre le frittage des MSN, il est essentiel de connaître la

température de transition à laquelle les atomes de Si et O commencent à diffuser à la surface puis dans le

volume de silice densifiée. La présence de cols est l'une des principales indications confirmant la diffusion de

surface.

88

Les couches minces de MSN ont été frittées à différentes températures : 500 °C, 600 °C, 700 °C,

800 °C et 900 °C puis visualisées en MEB (Figure 62). Pour chaque condition, le motif de monocouche

structurée est clairement conservé. En comparant les couches minces non frittées (Figure 62a) et les couches

minces frittées, on observe visuellement le regroupement des particules et l'apparition d'espaces distincts entre

les groupes de particules (particulièrement évident à 900 °C, Figure 62f). La distribution de taille a été générée

par le logiciel Clemex Vision. L'extrapolation se basant sur l'affirmation que les particules sont sphériques, la

sphéricité des nanoparticules a donc été systématiquement vérifiée. Un exemple de la sphéricité à 600 °C est

présenté Figure 63.

Figure 62. Images MEB des couches minces de MSN (vitesse de retrait de mm s‐1) : a) avant frittage; b) après frittage à 500 °C; c) 600 °C; d) 700 °C; e) 800 °C et f) 900 °C. La distribution de taille est effectuée grâce à un logiciel et la modélisation a été effectuée conformément à l'équation adaptée à partir de la théorie LSW (voir la section 3.2.3). Comme il s’agit de distributions  asymétriques,  la  moyenne  <D>  n’est  pas  parfaitement  centrée  sur  le milieu  du  pic mais  généralement légèrement décalée vers une valeur de diamètre inférieure.  

89

Figure 63. Fréquence de sphéricité calculée par le logiciel Clemex sur l'échantillon couches minces fritté à 600 °C. Le facteur de sphéricité est >0.95 pour au moins 50 % des particules, >0.90 pour au moins 80 % des particules et >0.85 pour au moins 85 % des particules. 

La fonction , présentée dans la section 3.2.3, a été appliquée sur les six distributions de taille de

la Figure 62. Tous les coefficients de corrélation atteignent 0.97. Chaque modélisation montre une

asymétrie et une courbure bien corrélée avec l'éventail des distributions de taille. Pour les deux frittages

à 500 °C et 600 °C, la modélisation met en avant une distribution en double pic. De plus, la distribution de taille

met en évidence un gonflement des particules pour ces deux frittages. Le diamètre moyen augmente de 153 nm

à 163 nm, entre 500 °C et 600 °C, puis à 164 nm à 700 °C. Les particules évoluent dans cet éventail de

température d'un type de population (avant frittage) à un nouveau type de population (après frittage à 700 °C).

Après cette augmentation, le diamètre des nanoparticules rétrécit, et on obtient alors un diamètre moyen de

146 nm et 140 nm pour 800 °C et 900 °C respectivement.

L'augmentation de l'asymétrie (ν = 5.54) à haute température ainsi que la présence de cols entre les

particules et l'augmentation de la densité (Tableau 15) semblent indiquer qu'à partir de 900 °C, les conditions

sont favorables à un murissement d'Ostwald. En dessous de 900 °C, la diffusion intraparticulaire des atomes

dans le système poreux semble être le mécanisme principal de maturation, ce qui conduit à une densification

des particules en premier lieu. Le mécanisme de murissement d'Ostwald, c’est-à-dire la croissance des grandes

particules au détriment des petites, est plus susceptible de se produire en présence de particules denses et

interconnectées (> 900 °C) et ce phénomène devrait se traduire par l'augmentation d'une asymétrie négative

sur la distribution de taille des nanoparticules.

Sphericity

0.60 0.65 0.70 0.75 0.80 0.85 0.90 0.95 1.00

Fre

que

ncy

0.00

0.05

0.10

0.15

0.20

0.25

0.30

Cum

ula

tive

fre

que

ncy

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

90

Tableau 15. Variation des propriétés des MSN après frittage à différentes températures. Le diamètre moyen (D) est extrait des  images  MEB  (Figure  62),  la  surface  spécifique  (Ss)  et  le  volume  des  pores  (Vp)  sont  extraits  des  mesures  de 

physisorption d'azote et la densité (NP) est calculée à partir du volume des pores (voir section 3.2.2). 

Température de frittage

[°C]

Diamètre moyen des MSN (D)

[nm]

Variation du volume des

MSN [%]

Surface spécifique (Ss) [m² g-1]

Volume des pores (Vp) [cm3 g-1]

Densité calculée

(NP) [g cm-3]

Variation de la densité

[%]

Non fritté 152 - 1268 1.01 0.68 -

500 153 +1.2 1428 1.11 0.64 -5.9

600 163 + 22.2

700 164 + 25.8 1477 0.81 0.79 16.2

800 146 - 11.2

900 140 - 21.9 833 0.43 1.13 66

Pour corréler l'évolution de la distribution de taille des particules avec leur densification et la diminution

de leur volume poreux, des MSN (sous forme de poudre) ont été frittées à l'air avec la même procédure que les

couches minces et analysées en DRX à bas-angles ainsi qu'en physisorption d'azote. La Figure 64a révèle

l'évolution de la structure des pores (DRX à bas-angles) en fonction de la température de frittage. La Figure 64b

montre l'évolution de la taille de pores, extraite des résultats de physisorption, tandis que le Tableau 15 résume

la variation de la surface spécifique, du volume des pores et de la densité des MSN.

Figure 64. a) Évolution de la mésostructure des pores des MSN (DRX à bas angles) et b) évolution de la taille des pores (physisorption), tous les deux en fonction des températures de frittage ("Before Sintering" = avant frittage). 

Tout d'abord, la Figure 64a met en évidence que le frittage change la mésostructure des pores même

à faible température de frittage (500 °C). Le pic (211) est déplacé vers des angles plus grands en corrélation

avec la diminution du diamètre des pores. Une évolution de la structure poreuse a lieu à 900 °C, où les pics

(220), (321), (400), (420) et (332) ne sont plus visibles. Cette disparition est due à la densification des particules,

confirmée par la diminution du volume des pores (0.68 g cm-3) à partir de 500 °C et du diamètre des pores à

partir de 700 °C (Figure 64 et Tableau 15). La taille des pores n'est pas influencée par un frittage

à 500 °C (~ 3.5 nm) mais diminue pour des températures plus élevées : 3.2 nm à 700 °C et 2.6 nm à 900 °C.

Pore diameter [nm]

2 3 4 5 6

dV

(d)

[cm

3 Å

-1 g

-1]

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

1,2

1,4Before Sintering500°C700°C900°C

2 [°]

2 3 4 5 6

Inte

nsity

[a.

u.]

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000 Before Sintering500°C700°C900°C

a) b)

(211)

(220)

(420) (332)

91

De la même manière, le volume des pores diminue d'un facteur 2 après un frittage à 900 °C (Tableau 15,

de 1.01 cm3 g-1 à 0.43 cm3 g-1). Enfin la surface spécifique augmente jusqu'à 700 °C puis diminue, en corrélation

avec l'évolution du diamètre moyen des particules.

Des études déjà réalisées sur le frittage de MSN ont mis en évidence la présence de larges cols entre

les MSN (560 nm de diamètre moyen) frittées à 1050 °C,[41] tandis que le frittage à 450 °C de petites (50 nm) et

grosses particules (500, 1000 et 1500 nm) de silice assemblées hiérarchiquement ne révèle aucune

évidence de formation de cols.[35] Jusqu'à présent, les conditions exactes de frittage des MSN permettant la

création de cols entre les MSN tout en évitant l'effondrement de la structure mésoporeuse, n'ont pas été

étudiées en profondeur. Cette étude démontre que les cols sont déjà bien établis après un frittage

à 900 °C (Figure 61d). Toutefois une telle température favorise également la diminution du diamètre des

MSN (Figure 62f et Tableau 15) ainsi que l'apparition de fissures entre les amas de particules (Figure 62f). Dans

l'ensemble, ces résultats indiquent qu'il est nécessaire de fritter les monocouches de MSN à des températures

inférieures à 700 °C, afin de conserver le volume et la structure des pores de façon optimale, tout en assurant

l'ancrage des MSN au substrat et entre elles. Une autre raison pour laquelle un frittage à une température

inférieure à 900 °C est préférable est la diminution des groupes silanols (Si-OH) à la surface des MSN qui se

produit à de telles températures.[45] En effet, la présence de groupements silanols à la surface de particules

adjacentes est cruciale pour la création des cols entre les nanoparticules, comme schématisé Figure 65.

Figure 65. Représentation schématique de la création de cols entre les MSN via les groupements hydroxyles. 

Les MSN sont faites de silice amorphe, avec des groupements silanols présents non seulement en

surface mais aussi à l'intérieur de la structure des particules.[45, 216] Lors de traitements thermiques à des

températures croissantes (400 °C – 700 °C), le nombre de groupes –OH diminue fortement.[44, 46] Ce phénomène

a aussi été vérifié, dans cette étude, en comparant les profils RMN 29Si des MSN non frittées et des MSN frittées

à 600 °C (Figure 66). Les deux matériaux ont été soumis à un traitement préliminaire d'hydratation puis de

séchage dans les mêmes conditions que les MSN déposées par trempage-retrait. Les MSN apparaissent

fortement hydroxylées mais une forte baisse des groupes Q2 et Q3 est observée après frittage. Les groupes Q1,

Q2, Q3 et Q4 indiquent le nombre de silanols terminaux sur un silicium et sont illustrés dans la Figure 66.

92

Figure 66. Spectres de RMN solide du 29Si (59.60 MHz) des MSN non frittées ("non sintered MSN") et frittées à 600 °C ("MSN sintered at 600 °C") 

Figure 67. Profils ATG‐DSC de MSN non frittées. 

Concrètement, les groupes hydroxyles à la surface des particules se condensent. De l'eau est libérée

et les ponts oxo (Si-O-Si) permettent une plus grande consolidation et la diffusion des atomes dans la structure

de la silice. À une température de frittage de 500 °C, une légère augmentation du diamètre des particules est

constatée, qui peut être attribuée au début du réarrangement de Si et O dû à la condensation des -OH

Temperature [°C]

200 400 600 800 1000

Rel

ativ

e w

eigh

t lo

ss [

%]

75

80

85

90

95

100

Exo

TGAHeat flow

Endo

93

en Si-O-Si. La forte diminution de groupes silanol dans l'éventail de 400 °C à 700 °C se reflète également dans

l'effet endothermique apparaissant sur les profils ATG-DSC, dans la même gamme de température (Figure 67).

Entre 500 °C et 600 °C, un fort gonflement des particules se produit (plus de 10% du diamètre initial). Les

images MEB montrent la présence de particules de morphologie légèrement hétérogène. Cette augmentation

inattendue de la taille des particules peut être attribuée à un réarrangement de la structure SiO2, probablement

en présence de H2O provenant d'autres réactions de condensation Si-OH, ce qui, dans ces conditions, se traduit

par un gonflement des nanoparticules. Anumol et al. a également rapporté que l'effondrement des pores dû au

frittage commençait à la couche la plus externe des particules.[217] Ce phénomène crée une coquille solide vers

laquelle la silice des parois internes de la structure des MSN diffuse, formant une coquille partiellement creuse.

C'est ce phénomène qui affecte le diamètre des nanoparticules, au début du processus de densification.

Entre 700 °C et 800 °C, les distributions de taille montrent une population unique (Figure 62d et e) et

le volume ainsi que le diamètre de pore diminuent significativement (Tableau 15 et Figure 64). La densité

augmente avec la température de frittage après 700 °C (Tableau 15). Le mécanisme se produisant dans cette

plage de température implique un processus de diffusion/densification intraparticulaire. La diminution du

diamètre moyen des pores et la disparition de la structure des pores (Figure 64) indiquent un effondrement de

ces dernières, provoqué à la fois par diffusion du Si et du O, ainsi que par condensation hydroxyle (Figure 65).

Très peu d'études portent sur la caractérisation des propriétés texturales de MSN après frittage.

Saito et al. a mesuré la densification et les changements dans la structure des pores, pour des disques compacts

de MSN frittés,[41] et a constaté que le frittage en dessous de 800 °C permettait de conserver la structure

mésoporeuse. Au-dessus de cette température, il est constaté une forte augmentation de la densité et une forte

diminution de la surface spécifique. Un effondrement des pores a été observé autour de 1000 °C, suivi d'une

forte densification de la silice (environ 1200 °C). Aucune preuve de liaison entre les MSN n'a été rapportée pour

les échantillons frittés à 1050 °C et en dessous, ce qui diffère des observations et conclusions formulées dans

cette étude. En effet, à 900 °C (la condition pour laquelle on a observé une augmentation drastique de la

densité), des ponts entre les particules ont également été visualisés, révélant un frittage interparticulaire. La

diminution de volume cause la formation d'amas de MSN, séparés par des crevasses (Figure 62). Ainsi,

l'observation du comportement des MSN, en utilisant des couches minces et des MSN en poudre, fournit des

données détaillées pour comprendre l'évolution de la densification et de la structure de pore des MSN après

frittage.

L’objectif de cette étude était dévaluer la possibilité de faire des couches épaisses de MSN directement

déposés sur un substrat dans l’optique d’utiliser ce procédé pour le chapitre suivant. Une étude préalable du

94

comportement des MSN lorsqu’elles sont déposées sur un substrat par trempage-retrait puis lorsque le dépôt

est consolidé par frittage a donc été réalisée.

Des nanoparticules de silice mésoporeuses de type MCM-48 sphériques et de distribution de taille

étroite ont été mises en suspension et utilisées pour assembler les couches minces de MSN par un procédé de

trempage-retrait. Des monocouches de MSN auto-assemblées et compactes ont été obtenues pour une vitesse

de retrait de 0.01 mm s-1. Des vitesses de retrait très lentes sont nécessaires pour obtenir des couches uniformes

et compactes. L'utilisation du frittage pour consolider ces couches nécessitait une compréhension du

comportement des MSN après un traitement thermique. La structure et le volume des pores sont conservés

pour un frittage à 500 °C. L'augmentation de la taille des MSN sans évolution de la taille des pores à 600 °C a

été expliquée par le gonflement induit par un réarrangement de la silice. À 700 °C, une diminution de la taille

des particules ainsi qu'une perte de volume des pores, conduisant à une densification des nanoparticules, sont

observées et expliquées par un frittage intraparticulaire. À 900 °C, la preuve de frittage entre les particules est

visualisée sous forme de ponts entre les MSN. Afin de conserver les caractéristiques porosimétriques

des MCM-48 (volume des pores, surface spécifique et interconnexion du réseau poreux), le frittage doit être

réalisé à une température inférieure à 700 °C.

Bien que cette étude nous ait permis de démontrer la possibilité d’assembler des monocouches de

MSNs, l’utilisation du dépôt trempage-retrait n’a pas permis de réaliser des dépôts épais, nécessaires pour la

fabrication de revêtements paramagnétiques brillants pour les aiguilles de biopsie et la consolidation par

trempage-retrait n’est pas utilisable si l’on souhaite conserver la porosité des nanoparticules. Une autre

approche a donc été développée au chapitre suivant.

95

6. Revêtements paramagnétiques pour les dispositifs de

chirurgie interventionnelle

Dans un premier temps, l'idée développée dans ce projet était de réaliser des couches de

nanoparticules à la surface des aiguilles de biopsie pour obtenir un revêtement de MSN-DTPA-Gd. Afin

d'optimiser le rehaussement de signal, il est important de remplir un voxel d'IRM (une centaine de microns

d’épaisseur, voir Figure 26, section 1.4.1.2) donc d'avoir un dépôt épais et résistant aux contraintes externes.

Après avoir étudié la réalisation de couches minces par trempage-retrait et constaté que le frittage ne pouvait

pas être utilisé pour renforcer la cohésion du dépôt, des essais ont été réalisés pour faire des couches épaisses

uniquement avec des nanoparticules. L'impossibilité d'obtenir un revêtement épais et résistant a conduit ensuite

les recherches vers un piégeage des nanoparticules dans un réseau polymère tridimensionnel. Cette section va

présenter les résultats obtenus avec des revêtements d'hydrogel encapsulant des MSN-DTPA-Gd sur des

substrats simulant des aiguilles de biopsie.

Le chapitre précédent a démontré la possibilité de réaliser des couches minces et structurées de MSN

sur des substrats de silicium. Des tests préliminaires pour réaliser des multicouches ont aussi été réalisés.

Puisqu’un trempage-retrait donne une monocouche, quatre trempages-retraits espacés de 24 h, sur un même

substrat, devraient donner une multicouche résultant de l'empilement de monocouches. Sur des substrats de

silicium, les nanoparticules s'organisent pour effectivement former des multicouches (Figure 68).

Figure 68. Images au microscope électronique à balayage (MEB) d'une multicouche de MSN sur un substrat de silicium à 5000X (gauche) et 10000X (droite). 

Le dépôt obtenu est bien multicouche mais l'apparition de fissures indique que la solidité du dépôt est

compromise. Cependant, avant de tester la solidité, des trempages-retraits ont été effectués sur des substrats

tridimensionnels (cylindriques) afin d'évaluer le dépôt sur du matériel médical qui est rarement bidimensionnel.

Dans le cas des aiguilles de biopsie, la surface est courbe et tridimensionnelle. Deux types de substrats ont été

utilisés, de l'acier inoxydable et du titane car ces deux matériaux sont fréquemment utilisés pour les aiguilles de

96

biopsie. Une série de 5 trempages-retraits a été effectuée à 24 h d'écart, sur le même substrat (Figure 69). On

constate un recouvrement partiel. Il est, de plus, assez fragile, tel que le montrent les éclats sur la Figure 69 a,

à droite dans l'image, causés soit par la manipulation soit par la pression dans le microscope.

Figure  69.  Images MEB  d'une multicouche de MSN  sur  des  substrats  d'acier  inoxydable  (a  et  b)  et  de  titane  (c  et  d) à a) 100X; b) 10000X; c) 1000X et d) 5000X. 

Afin d'obtenir un dépôt suffisamment épais pour remplir un voxel et qui soit, de plus, solidement

accroché au substrat, l'hypothèse que nous avons émise est d'emprisonner ces nanoparticules dans un réseau

tridimensionnel créé par des liaisons covalentes. L'efficacité du gadolinium comme agent de contraste étant

basée sur le taux d'échange de l'eau avec l'élément gadolinium, le piégeage des nanoparticules MSN-DTPA-Gd

dans une cage biocompatible doit laisser les molécules d'eau circuler, pour conserver cette efficacité. Les

hydrogels présentent la capacité de se gonfler en présence d'eau, laissant celle-ci pénétrer dans le système

réticulé, sans que ce dernier ne se dissolve. La Figure 70 représente schématiquement et de façon simplifiée la

réaction conduisant à la réticulation de l'hydrogel et au piégeage des MSN-DTPA-Gd.

Figure 70. Représentation schématique du réseau d'hydrogel piégeant les MSN‐DTPA‐Gd après la réticulation sous UV du PEG. 

97

6.1. Efficacité de l'hydrogel à piéger les nanoparticules

6.1.1. Performances relaxométriques de l'hydrogel

La NMRD (Nuclear Magnetic Relaxation Dispersion) est une technique utilisée pour déterminer

l’influence des différents paramètres physico-chimiques sur la relaxivité des protons.[218] Pour quantifier

l'influence de la réticulation sur l'efficacité du gadolinium piégé dans le réseau tridimensionnel, les propriétés

relaxométriques de l'hydrogel ont été mesurées en utilisant la NMRD. Les profils de NMRD ont été réalisés en

mesurant r1 sur une large gamme de champs magnétiques (0.015 MHz à 300 MHz). La Figure 71 montre le

profil typique de complexes de Gd(III) avec une faible dynamique de rotation.[219] Cette similitude peut être

expliquée par la liaison des complexes de gadolinium aux nanoparticules de silice.

Figure 71. Profils NMRD du précurseur d'hydrogel et de l'hydrogel réticulé, tous les deux contenant des MSN‐DTPA‐Gd à la même concentration. 

La courbe de NMRD peut être divisée en trois parties distinctes. Avant 5 MHz, on aurait dû observer

un plateau, comme pour les complexes macromoléculaires de Gd(III). Cependant une diminution de r1 est

constatée. Cette dispersion a déjà été rapportée dans la littérature pour des sols de silice colloïdale de taille

similaire à la silice fumée utilisée pour augmenter la viscosité.[220] Pour expliquer cette différence de

comportement, des profils NMRD de suspensions aqueuses contentant 100 mM de gadolinium acétate et

différents pourcentages de silice fumée (0 wt%, 3 wt%, 5 wt% et 11.5 wt%) ont été mesurés (Figure 72).

Frequency [MHz]

0.01 0.1 1 10 100 1000

r 1 [

mM

-1 s

-1]

0

20

40

60

80

100

HydrogelHydrogel precursor

98

Figure 72. Profils NMRD d'une solution de gadolinium acétate (100 mM) sans silice fumée et avec 3 wt%, 5 wt% et 11.5 wt% de silice fumée. 

À bas champs magnétiques, une dispersion du taux de relaxation est observée et son amplitude

augmente avec le pourcentage massique de silice fumée. Pour un pourcentage de 11.5 wt%, l'amplitude est

similaire à celle observée dans la Figure 71. La dispersion observée à bas champs pour les hydrogels est donc

probablement due à la contribution diamagnétique de la silice fumée.

Au-delà de 5 MHz, le temps de relaxation électronique du gadolinium commence à croître, comme pour

les complexes macromoléculaires de Gd(III). La relaxivité atteint un maximum autour de 30 MHz. À hauts

champs magnétiques, une nouvelle dispersion se produit, ce qui explique le déclin de la relaxivité. Le maximum

de l'efficacité de rehaussement de contraste du gadolinium piégé dans l'hydrogel se situe donc à 30 MHz. Cette

valeur est légèrement inférieure aux champs magnétiques cliniques (1 à 1.5 T, 40 à 60 MHz) mais la valeur

de r1 est toujours suffisamment élevée dans ces champs magnétiques pour avoir un rehaussement de contraste

significatif en IRM. La dispersion à hauts champs magnétiques indique en revanche que pour des champs au-

delà de 3 T, l'hydrogel sera moins efficace pour rehausser le contraste.

La relaxivité de l'hydrogel après réticulation est 1.8 fois inférieure à celle du précurseur. Cela peut être

expliqué par une difficulté pour les molécules d'eau à diffuser au sein de l'hydrogel et donc à accéder aux

complexes paramagnétiques. Cependant même avec cette diminution, les performances relaxométriques de

l'hydrogel réticulé sont suffisantes pour obtenir un bon rehaussement de contraste, en particulier aux champs

magnétiques cliniques.

Frequency [MHz]

0.01 0.1 1 10 100

r 1 [

mM

-1 s

-1]

5

10

15

20

25

30

35

40Gd(III) in an aqueous solution with no fumed silicaGd(III) in a 3 wt% fumed silica aqueous solutionGd(III) in a 5 wt% fumed silica aqueous solutionGd(III) in a 11.5 wt% fumed silica aqueous solution

99

6.1.2. Piégeage des particules dans l'hydrogel

Les propriétés relaxométriques de l'hydrogel ont été confirmées par NMRD, ce qui démontre que

l'hydrogel ne gêne pas l'efficacité des MSN-DTPA-Gd. Il faut aussi vérifier que ces dernières sont bien piégées

dans l'hydrogel. En effet, même si ces nanoparticules sont éliminées par le corps,[221] elles doivent rester là où

on veut une augmentation de contraste, c’est-à-dire dans l'hydrogel. Si les nanoparticules sortent et sont

éliminées, alors l'hydrogel n'apparaîtra plus brillant en IRM. Le piégeage des MSN-DTPA-Gd dans l'hydrogel a

été vérifié par IRM (Figure 73). Dans une plaque de 96 puits, une couche de gélatine est déposée au fond de

chaque puits, excepté pour celui de l'eau (Figure 73 a). Après gélification, une seconde couche a été

ajoutée : b) aucun ajout; c) suspension de MSN-DTPA-Gd; d) hydrogel sans MSN-DTPA-Gd et e) hydrogel

avec MSN-DTPA-Gd.

Figure 73. Images IRM prouvant l'efficacité de la rétention des MSN‐DTPA‐Gd par l'hydrogel. Volet A (Panel A) : après 24h et Volet B (Panel B) : après deux mois. a) eau; b) gélatine; c) gélatine avec une solution de MSN‐DTPA‐Gd déposée dessus; d) gélatine en bas et hydrogel sans MSN‐DTPA‐Gd en haut et e) gélatine en bas et hydrogel avec MSN‐DTPA‐Gd en haut. 

Dans la Figure 73c, l'augmentation de signal dans la gélatine correspond à la diffusion des

nanoparticules déposées au-dessus de la gélatine. En 24h, les nanoparticules se sont répandues dans la

gélatine, ce qui engendre un signal plus élevé que pour la gélatine toute seule (Figure 73b). L'hydrogel contrôle

(sans MSN-DTPA-Gd, Figure 73d) présente un contraste négligeable en comparaison avec l'eau. En revanche,

l'hydrogel contenant les MSN-DTPA-Gd montre un fort rehaussement de contraste et l'absence de contraste

dans la gélatine indique que l'hydrogel piège bien les nanoparticules. L'augmentation de contraste de l'hydrogel

avec les MSN-DTPA-Gd est de 90 % par rapport à l'hydrogel contrôle.

Deux mois plus tard, la même plaque de 96 puits a été imagée en IRM, pour déterminer l'efficacité de

l'hydrogel pour le piégeage à long terme des nanoparticules (Figure 73, volet B). L'augmentation de contraste

dans l'hydrogel avec les MSN-DTPA-Gd a diminué de 90 % à 88 % par rapport à l'hydrogel contrôle. Cette

diminution de 2 %, qui est dans la marge d'erreur expérimentale, et l'absence d'augmentation de signal dans la

gélatine permettent de conclure qu'il n'y a pas de relargage des nanoparticules (ou du gadolinium) une fois

piégées dans l'hydrogel, même après deux mois.

100

6.1.3. Détection de l'hydrogel à faibles volumes

L'hydrogel contenant les MSN-DTPA-Gd présente une augmentation de contraste significative en IRM.

Cependant après déposition de cet hydrogel sur une surface par trempage-retrait, le volume imagé en IRM sera

très faible. Il faut donc vérifier que la visibilité de l'hydrogel en IRM est possible pour des petits volumes. Pour

cela, des gouttes d'hydrogel de 0.25 µL à 5 µL ont été imagées en IRM (Figure 74), en triplicata.

Figure 74. Image IRM des gouttes d'hydrogel contenant des MSN‐DTPA‐Gd à différents volumes 

Pour les gouttes de 0.25 µL, seuls deux des trois gouttes étaient visibles en IRM, tandis que pour les

gouttes à 0.5 µL et plus, toutes les gouttes sont visibles. Suivant l'épaisseur de tranche, un volume minimal est

donc requis pour assurer une bonne visualisation de l'hydrogel en IRM.

De plus, en traçant le volume quantifié en IRM en fonction du volume initialement déposé, tel

qu’expliqué dans la méthodologie en section 3.3.2, on obtient une droite avec un coefficient linéaire de 1.03

(Figure 75). Cela signifie que le polymère ne se compresse pas (coefficient < 1) ou ne gonfle pas (coefficient > 1)

sous la réticulation sous UV. Cette observation signifie que le volume de l'hydrogel n'est pas altéré que ce soit

par la réticulation ou par la réhydratation des gouttes par la suite.

Figure 75. Volume d'hydrogel quantifié en fonction du volume de la goutte initialement déposée. 

Drop volume [µL]

0 1 2 3 4 5 6

Qua

ntifi

ed

volu

me

[µL]

0

1

2

3

4

5

6

7

y = 1.03x + 0.26R² = 0.995

101

6.1.4. Viscosité de l'hydrogel

Le précurseur d'hydrogel va être déposé à la surface des aiguilles par trempage-retrait. Cette méthode

de dépôt a été préalablement décrite dans la section 1.4.1. On a vu avec la Figure 74 dans la section 6.1.3 que

de faibles volumes pouvaient être détectés en IRM avec la visualisation de gouttes de 0.25 µL. Cependant, plus

l'hydrogel est épais, plus celui-ci remplira un voxel d’IRM (une centaine de microns), et plus il y aura de signal.

Afin d'obtenir le dépôt le plus épais possible, la viscosité du précurseur a été augmentée en utilisant un agent

gélifiant, la silice fumée, présentée dans la section 1.4.3.

Dans un premier temps, des mesures de viscosité ont été réalisées sur des précurseurs d'hydrogels

contenant de 3 à 10 wt% de silice fumée, pour quatre températures différentes (Figure 76). Dans la littérature,

la silice fumée hydrophile montre un comportement en deux phases.[222-224] À faibles taux de cisaillement, un

plateau newtonien est observé, avec une faible viscosité, et ensuite, après une transition autour de 10 s-1, un

autre plateau newtonien apparaît, avec une forte viscosité. Cette transition est due à un phénomène de répulsion

stérique entre les particules de silice.[224] À faibles taux de cisaillement, ces forces de répulsion stériques évitent

l'agrégation de la silice. Lorsque le taux de cisaillement dépasse une certaine valeur, les forces

hydrodynamiques deviennent plus puissantes que les forces de répulsion et des agrégats peuvent se former.

Cela cause une augmentation importante de la viscosité.

Figure 76. Mesures de viscosité des précurseurs d'hydrogel en fonction du taux de cisaillement à quatre températures différentes avec a) 3 wt%; b) 5 wt%; c) 7 wt% et d) 10 wt% de silice fumée. 

Shear rate [s-1]

10 100

Vis

cosi

ty [

Pa.

s]

0.000

0.002

0.004

0.006

0.008

0.010

Shear rate [s-1]

10 100

Vis

cosi

ty [

Pa

.s]

0.000

0.002

0.004

0.006

0.008

0.010

0.012

0.014

0.016 23°C30 °C40 °C50 °C

Shear rate [s-1]

10 100

Vis

cosi

ty [

Pa.

s]

0.000

0.002

0.004

0.006

0.008

0.010

0.012

0.014

0.016

0.018

Shear rate [s-1]

10 100

Vis

cosi

ty [

Pa.

s]

0.00

0.01

0.02

0.03

0.04

0.05

a) b)

c) d)

102

Pour chaque courbe, une régression linéaire a été réalisée, en utilisant le logiciel SigmaPlot 12.0, afin

de confirmer le comportement newtonien. Afin d'alléger la Figure 76, le résultat des régressions n'a pas été

inséré dans le graphe. Aucune pente n'excédait 5e-05 Pa s² donc chaque courbe peut être assimilée à une

droite. Le comportement du précurseur d'hydrogel observé est différent de celui attendu, avec un seul plateau

newtonien. Ceci est dû à la présence de PEG dans la solution qui induit d'autres interactions moléculaires que

celles précédemment décrites. En effet, la liaison éther du PEG est un fort site donneur d'électrons et peut donc

établir une liaison hydrogène avec les silanols en surface de la silice fumée.[176] Cette liaison accroit la stabilité

de la silice fumée, ce qui conduit à affaiblir les forces hydrodynamiques par rapport aux forces répulsives,

au moins jusqu'à un taux de cisaillement de 100 s-1. Ce phénomène de stabilisation par le PEG explique la

présence d'un seul plateau newtonien pour les précurseurs au lieu des deux qui étaient attendus en se basant

sur la littérature.

Figure  77.  Courbe  de  la  viscosité  des  précurseurs  d'hydrogel  en  fonction  du  pourcentage  massique  de  silice  fumée pour quatre températures, à un taux de cisaillement de 10 s‐1. 

Afin de pouvoir constater l'évolution de la viscosité en fonction de l'augmentation de la concentration

massique de silice fumée, les valeurs pour chaque pourcentage de silice fumée ont été prises pour un taux de

cisaillement de 10 s-1 (Figure 77). Pour toutes les températures, une augmentation de la viscosité est constatée

avec celle du pourcentage de silice fumée, ce qui est le comportement attendu d'un agent gélifiant. La

dépendance de la viscosité à la température[225] est observée et toutes les procédures de trempage-retrait ont

donc été effectuées à température ambiante. Puisque la viscosité semble présenter un comportement

exponentiel, la quantification de l'épaisseur du dépôt en fonction de la viscosité se fera pour des pourcentages

massiques de silice fumée au-delà de 10 wt%.

Weigth percentage of fumed silica [%]

2 3 4 5 6 7 8 9 10 11

Vis

cosi

ty [

Pa.

s]

0.000

0.005

0.010

0.015

0.020

0.025

0.03023 °C30 °C40 °C50 °C

103

L'hydrogel de PEG permet le piégeage des MSN-DTPA-Gd, ce qui conduit à un hydrogel

paramagnétique rehaussant le contraste en IRM. Cet hydrogel, déposé sur le matériel utilisé pendant les

procédures chirurgicales sous IRM, permettrait une meilleure visualisation des instruments.

6.2. Couches d’hydrogel paramagnétiques pour le rehaussement de signal

des aiguilles de biopsie utilisées en IRM

Le dépôt de l'hydrogel de PEG contenant les MSN-DTPA-Gd à la surface d'aiguilles de titane a été

réalisé en différentes étapes. La première étape a été d'activer les surfaces de titane en mettant au point un

procédé de nettoyage du titane et en optimisant le greffage d'une molécule lien entre le titane et l'hydrogel,

le 4-hydroxybutyl acrylate phosphate (désigné ensuite sous l'appellation de phosphate acrylate ou P-Acr). Dans

une seconde étape, l'hydrogel est déposé par trempage-retrait puis polymérisé par UV. Le processus est résumé

dans la Figure 78. Une étude a d'abord corrélé l'épaisseur du dépôt en fonction de la viscosité du précurseur

d'hydrogel puis ensuite une visualisation des aiguilles a été réalisée en IRM.

Figure  78.  Schéma  du  processus  de  liaison  entre  le  titane  et  l'hydrogel.  Une  molécule  intermédiaire, le 4‐hydroxybutyl acrylate phosphate est greffée à la surface du titane et se réticule ensuite avec l'hydrogel grâce à sa fonction acrylate. 

6.2.1. Nettoyage des surfaces de titane

Une étude de nettoyage a été réalisée sur les surfaces de titane, préalablement à leur traitement par

phosphate acrylate. D’abord, les feuillets de titane reçus au laboratoire ont été analysés en survol

en XPS (Tableau 16). Les contaminants organiques apparaissent clairement sous la forme de 74 % de carbone

alors que seul 2 % de titane est visible. Il y a aussi 4 % de silicium détecté. La profondeur d'analyse d'XPS étant

autour de 5 nm, le faible pourcentage de titane signifie que la couche de contaminant mesure pratiquement 5 nm

d'épaisseur. Le phosphate acrylate ne pourra donc pas s'accrocher au titane, puisqu'il n'y aura pas accès. Une

étape de nettoyage est donc nécessaire avant l'activation du substrat. En XPS, le nettoyage des substrats

correspond à la diminution des pourcentages atomiques des contaminants détectés lors de l’analyse d’un

échantillon tel que reçu. Puisque le feuillard est en TiO2, on s’attend à une forte diminution du carbone, une

disparition du silicium ainsi qu’une augmentation du titane et de l’oxygène détecté. Une analyse XPS en haute

104

résolution nous a permis de le confirmer (résultats non montrés). Il est donc normal que le taux d'oxygène

augmente beaucoup plus que celui du titane.

Tableau 16. Composition atomique relative des surfaces de titane nettoyées (survol en XPS). Les éléments sous forme de traces (moins de 1%) n'ont pas été indiqués, pour simplifier le tableau. 

Procédure de nettoyage Pourcentage Atomique (%)

C O Ti Si

Pas de nettoyage 74 ± 3 20 ± 3 2 ± 1 4 ± 3

EtOH US 44 ± 6 41 ± 6 9 ± 1 2 ± 1

AC + EtOH US 38 ± 2 46 ± 2 11 ± 1 2 ± 2

Contrad-2%-10min US 61 ± 5 27 ± 3 3 ± 1 8 ± 2

Contrad-5%-1h US 45 ± 4 38 ± 4 9 ± 3 7 ± 3

TL1 30 ± 2 52 ± 1 18 ± 1 /

TL2 + TL1 21 ± 2 57 ± 1 20 ± 3 /

Une brève description des différentes techniques de nettoyage testées sur les substrats de titane est

présentée en Annexe D. Il est nécessaire d'avoir des groupements hydroxyles à la surface pour pouvoir greffer

ensuite le phosphate acrylate sur le titane.[226] En effet, la réaction entre les groupements OH du phosphate et

la surface métallique a lieu par hétérocondensation et nécessite la présence de groupements hydroxyles en

surface du substrat, tel que schématisé dans la Figure 79. Une procédure de nettoyage décrite par Kern

et Puotinen[227] a été adaptée pour que la solution TL1, induisant les groupements hydroxyles, soit la dernière

utilisée sur le substrat. Dans un premier temps, un essai, décrit en Annexe D, a été effectué en limitant le

nettoyage à une immersion dans la solution de TL1 car la solution TL2 est agressive et risquait donc de

détériorer la surface de titane. Le pourcentage atomique de carbone a significativement été réduit jusqu'à 30 %

et le silicium a complètement disparu de la surface.

Figure  79.  Mécanisme  de  réaction  d'un  phosphate  sur  une  surface  métallique  hydroxylée,  basé  sur  les  travaux de Mutin et al.[228] 

Une dernière méthode de nettoyage a été utilisée en immergeant préalablement le substrat dans une

solution TL2 avant immersion dans une solution de TL1. Le pourcentage atomique de carbone diminue alors

jusqu'à 20 %, ce qui est le plus bas pourcentage que l'on puisse généralement atteindre, considérant la

contamination ambiante au moment de procéder à l'analyse (préparation de l'échantillon et insertion dans

l'appareil XPS). Les pourcentages élevés de titane (20 %) et d'oxygène (57 %) indiquent que la couche de

105

contaminants ne constitue plus les 5 premiers nanomètres de la surface. Cette méthode est donc la plus efficace

pour nettoyer le titane.

Les analyses XPS nous ont permis de nous assurer de l'efficacité de la méthode "TL2 + TL1" mais il

était aussi important de s'assurer de l'homogénéité et de la reproductibilité de celle-ci. La variation standard des

pourcentages atomiques entre trois points d'un même échantillon ne dépasse pas les 0.7%, ce qui indique que

le processus de nettoyage est homogène sur l'intégralité de la surface. La variation standard des pourcentages

atomiques a aussi été quantifiée entre trois échantillons différents et n'excède pas 2.6 %. La méthode est donc

reproductible sur plusieurs échantillons.

Cependant, comme il a été dit précédemment, la solution TL2 est agressive, particulièrement pour les

substrats métalliques, et pourrait potentiellement dégrader la surface. Or une augmentation de la rugosité de la

surface pourrait causer des difficultés pour obtenir une couche homogène après dépôt de l'hydrogel par

trempage-retrait. Une analyse AFM a donc été réalisée sur les substrats avant et après nettoyage

"TL2 + TL1" (Figure 80). L'AFM permet de quantifier la rugosité d'une surface et donc de mettre en évidence

toute dégradation du substrat après nettoyage.

Figure 80. Profils de rugosité réalisés avec une mesure AFM de a) les substrats de titane avant lavage et b) les substrats de titane lavés par la méthode "TL2 + TL1". 

Le titane avant nettoyage a une rugosité moyenne de 265 nm. Bien que le titane reçu ne soit pas

finement poli, la rugosité moyenne reste sous les 0.5 µm, ce qui est suffisamment faible pour assurer une bonne

cohésion du dépôt d'hydrogel. Une fois nettoyé par "TL2 + TL1", le titane montre une rugosité moyenne à peine

plus élevée, 279 nm, ce qui reste très faible. Aucune dégradation significative du titane n'est donc observée

après nettoyage, malgré l'utilisation d'une solution agressive.

106

La méthode de nettoyage "TL2 + TL1" réduit donc considérablement la couche de contaminants à la

surface des substrats de titane de façon homogène et reproductible, ne dégrade pas non plus ces derniers et

hydroxyle la surface pour permettre ensuite le greffage du phosphate acrylate pour l'activation du substrat.

6.2.2. Greffage du phosphate acrylate

La seconde étape de préparation des substrats consiste à modifier la surface en y greffant une

molécule de phosphate-acrylate, le 4-hydroxybutyl acrylate phosphate. Cette molécule est composée d'un

groupement phosphate lié à une chaîne carbonée qui se termine par un groupement acrylate. Le groupement

phosphate est bien connu dans la littérature pour réagir avec plusieurs oxydes métalliques.[229, 230]

Des analyses en survol en XPS ont été réalisées pour quantifier le pourcentage atomique relatif de

phosphore présent à la surface des substrats. La procédure utilisée est identique à celle décrite dans la

section 2.2.2. Les analyses ont mis en évidence que le meilleur compromis entre la consommation de produit

et de temps était un greffage par immersion des substrats pendant 4 h dans une solution à 5 mg mL-1 de

phosphate acrylate. Il y a deux paramètres que l'on peut faire varier dans la procédure de greffage : la

concentration de la solution aqueuse de phosphate acrylate et la durée d'immersion du substrat.

Dans un premier temps, les substrats ont été immergés dans une solution de P-Acr à une concentration

de 1 mg mL-1 pendant 1 h, 4 h et 8 h, mais l'analyse en survol en XPS révélait un taux de phosphore (spécifique

au groupement phosphate, donc à la présence de phosphate acrylate sur la surface) de 0.7 % indépendamment

de la durée d'immersion (Tableau 17). La faible quantité de molécules disponibles à cette concentration amène

un greffage partiel caractérisé par ce pourcentage atomique qui n'évolue pas. Un essai a donc été fait avec une

concentration de 5 mg mL-1 pendant 1 h puis pendant 4 h, et le pourcentage atomique de phosphore a

significativement augmenté jusqu'à 2.2 %.

Tableau 17. Composition atomique de  la surface des substrats de titane avec du phosphate acrylate (P‐Acr) greffé. Le pourcentage atomique relatif est donné par analyse XPS en survol. Les éléments apparaissant sous forme de trace (moins de 1 %) ne sont pas indiqués pour simplifier le tableau. 

Concentration en

P-Acr [mg mL-1]

Temps greffage

[h]

Pourcentage atomique relatif [%] 

C (1s) O (1s) Ti (2p) P (2p) 

1  1 36 ± 4 50 ± 2 13 ± 2 0.7 ± 0.2 

1  4 45 ± 1 45 ± 1 9 ± 1 0.7 ± 0.1 

1  8 48 ± 3 43 ± 2 8 ± 1 0.7 ± 0.1 

5  1 46 ± 9 44 ± 6 9 ± 2 0.8 ± 0.1 

5  4 48 ± 3 42 ± 3 8 ± 2 2.2 ± 0.2 

107

Les analyses en survol XPS révèlent la présence de phosphore à la surface du titane mais n'indiquent

pas si cela provient d'un greffage covalent ou d'une adsorption. Pour assurer la stabilité du dépôt d'hydrogel sur

les aiguilles, il faut impérativement que le phosphate acrylate soit lié au titane par une liaison covalente, difficile

à rompre. Des analyses en haute résolution en XPS (HR-XPS) ont été réalisées sur le titane avant greffage, le

phosphate acrylate libre en solution aqueuse et les surfaces de titane après greffage du phosphate acrylate. La

haute résolution en XPS est sensible à l'environnement chimique des éléments et peut donc indiquer s'il y a eu

modification des liaisons dans le phosphore.

L'analyse en haute résolution de l'oxygène sur le titane nettoyé (Tableau 18) montre une bande

à 529.9 eV, provenant du TiO2. Cette bande représente 34.2 % de la totalité de l'oxygène, donc 17.1 % de titane

sur les 19.4 % détecté proviennent de TiO2, ce qui laisse 2.3 % de Ti qui provient de TiOH. Puisque le

pourcentage atomique de phosphore détecté après greffage était de 2.2 %, on peut considérer que la réaction

a été complète et que tous les OH libres (à la sensibilité de détection près) sont impliqués dans les liaisons avec

le phosphore. Cette conclusion est corroborée par la haute résolution de l'oxygène sur les substrats de titane

activés (Figure 81). La bande à 529.7 eV, associée au TiO2, représente 11 % de l'oxygène, donc 5.5 % du titane

sur les 7.5 % totaux détectés proviennent du TiO2. Il reste donc environ 2 % de titane du TiOH, ce qui reste

dans les valeurs attendues pour une réaction complète du phosphate sur le titane.

Tableau 18. Composition du titane nettoyé (Ti nettoyé), du phosphate acrylate en solution aqueuse (P‐Acr libre) et des substrats de titane greffés (Ti‐P‐Acr), déterminée par analyse en survol et en haute résolution en XPS. 

Échantillon

% C

285.0 eV: C-C/C-H

(286.5 eV: C-O)

|289.1 eV: C=O ester|

% O

529.9 eV: TiO2

(531.3 eV: Ti-OH/C=O)

|532.7 eV: C-O|

% Ti

458.6 eV : TiO2

% P

Ti nettoyé

25.4

[15.5]

(6.7)

|3.2|

55.2

34.2

(14.2)

|6.9|

19.4

-

P-Acr libre

57.4

32.0

(18.1)

|7.3|

38.7*

-

3.9

Ti-P-Acr

48.2

26.5

(14.8)

|6.9|

42.1*

7.5

2.2

*Les détails des déconvolutions du pic d'oxygène ont été donnés dans la Figure 81

108

Figure  81.  Spectre  en  haute  résolution  en  XPS  de  l'oxygène  et  du  phosphore.  a)  pic  de  l'oxygène  déconvolutionné du phosphate  acrylate  libre,  b)  pic  du  phosphore  du  phosphate  acrylate  libre,  c)  pic  de  l'oxygène  déconvolutionné du titane greffé et d) pic du phosphore du titane greffé. 

L'énergie de liaison du pic de phosphore est décalée de 1.3 eV lorsque le phosphate acrylate est greffé

sur le titane. C'est ce décalage qui démontre qu'il y a bien eu greffage par formation de liaisons covalentes.

En effet, l'énergie de liaison nécessaire pour arracher un électron à son noyau évolue en fonction de

l'environnement chimique de l'atome. Dans le cas du phosphate, il est entouré de 4 atomes d'oxygène, dont un

en double liaison et deux en simple liaison avec un hydrogène de l'autre côté de l'oxygène. L'oxygène étant

fortement électronégatif ( = 3.34), les électrons autour du phosphore sont attirés vers les atomes d'oxygène,

ce qui rapproche considérablement du noyau les électrons composant le nuage électronique. Or, plus un

électron est proche du noyau, plus il faut d'énergie pour l'arracher. Si un des atomes oxygènes liés au phosphore

établit aussi une liaison avec un métal, tel que le titane, alors les électrons autour du phosphore s’éloignent

légèrement du noyau par rapport à la situation expliquée juste avant. Il faudra donc moins d'énergie pour

arracher un électron. Le décalage de 1.3 eV du pic du phosphore nous indique qu'après immersion du substrat

dans une solution de phosphate acrylate, ce dernier se lie via les atomes d'oxygène au titane par une liaison

covalente.

Le type de coordination du groupement phosphate peut être déterminé par XPS comme l'a démontré

Textor et al. dans ses travaux.[226] Le rapport des bandes de déconvolution du pic de l'oxygène en haute

résolution permet de déterminer de quelle manière le phosphate s'est lié au métal. Le rapport de la bande

109

du P=O/Ti-O-P (530.8 eV) sur celle du P-O-C/P-O-H (533.5 eV) indique s'il s'agit d'une coordination

monodentate (ratio de 2:2), bidentate ou tridentate (ratio de 3:1), illustrées dans la Figure 82.

Figure 82. Types de coordination du phosphate sur un substrat métallique : a) monodentate, b) bidentate et c) tridentate. 

Le rapport entre les deux bandes obtenu expérimentalement est de 1.75, ce qui ne correspond

ni à une coordination monodentate, ni à une coordination bidentate ou tridentate. Ce rapport inattendu provient

du fait que la bande des C-O-C qui est à 533.1 eV dans le phosphate acrylate libre peut chevaucher

la bande P-O-C/P-O-H qui est à 533.5 eV après le greffage du phosphate acrylate sur le titane, ce qui conduit

à une surestimation de cette bande.

Une analyse FTIR a donc aussi été réalisée pour confirmer le greffage du phosphate acrylate et en

déterminer la coordination. Après le greffage du phosphate acrylate, on observe une disparition de la vibration

de P=O à 1258 cm-1 et l'intensité de la vibration P-O-H à 946 cm-1 devient négligeable (Figure 83). De plus, une

nouvelle bande apparaît à 926 cm-1, associée à la liaison Ti-O-P. Puisque les liaisons P=O et P-O-H sont

impliquées dans la liaison covalente qui se créé entre le phosphate et le titane, la coordination semble donc être

majoritairement tridentate.

Figure 83. Spectre FTIR du phosphate acrylate  libre en solution aqueuse  ("bulk phosphate acrylate") et du phosphate acrylate greffé sur le titane ("grafted phosphate acrylate"). 

110

Le greffage du phosphate acrylate est donc confirmé par XPS à haute résolution avec le décalage

du pic de phosphore et par FTIR avec la disparition des bandes P=O et P-OH ainsi que l'apparition

d'une bande Ti-O-P après greffage. Le substrat est prêt pour le dépôt des hydrogels en surface.

Puisque les substrats pour les tests d'activation étaient en 2D et que l'application est ensuite sur un

substrat en 3D, des analyses XPS en survol et en haute résolution ont aussi été réalisées sur des aiguilles. Les

aiguilles nettoyées montraient un pourcentage en carbone de 34.2 %, en oxygène de 50.1 % et en

titane de 15.7 %. Après greffage du phosphate acrylate, les pourcentages passaient à 49.1 % pour le

carbone, 41.4 % pour l'oxygène et 7.7 % pour le titane, et 1.8 % de phosphore apparaissait. Le pic du phosphore

en haute résolution était aussi décalé à 133.5 eV, significatif du greffage du phosphate acrylate sur le titane.

6.2.3. Dépôt de l'hydrogel sur les aiguilles

Le précurseur d'hydrogel est ensuite déposé à la surface des aiguilles par trempage-retrait. Dans la

section 6.1.4, les mesures de la viscosité des précurseurs d'hydrogel en fonction du pourcentage massique de

silice fumée mettaient en évidence qu'il fallait travailler au-delà de 10 wt% en silice fumée pour obtenir la plus

haute viscosité possible. Puisque l'Équation 11 (équation de l'épaisseur de dépôt dans la section 1.4.1.2)

indique que l'épaisseur du dépôt dépend de la viscosité, une corrélation entre l'épaisseur de l'hydrogel et le

pourcentage massique en silice fumée a été réalisée. Pour cela des aiguilles ont été trempées dans des

précurseurs d'hydrogel avec un pourcentage en silice fumée variant entre 10 wt% et 13 wt%.

Au-delà de 13 wt%, il n'est plus possible de dissoudre la silice fumée dans le précurseur. Les aiguilles sont

ensuite placées dans la chambre UV pour que l'hydrogel réticule, selon la procédure décrite dans la

section 3.3.1, puis elles sont placées dans une boîte de Pétri remplie d'eau.

Afin de visualiser l'hydrogel, un microscope à contraste de phase a été utilisé. Il s'agit d'un microscope

optique convertissant en niveaux de contraste les changements de phase d'une onde lumineuse traversant un

échantillon grâce aux indices de réfraction propre à chaque structure. Ainsi, si l'indice de réfraction est

suffisamment différent entre deux structures voisines, il est possible de les visualiser avec un microscope à

contraste de phase. C'est le cas pour l'hydrogel, qui se distingue nettement de l'aiguille en titane et de l'eau qui

constitue le milieu environnant (Figure 84).

Figure 84. Images de l'hydrogel (partie blanche, 12 wt% de silice fumée) à la surface des aiguilles de titane (partie noire), à un grossissement de 20X. a) au milieu de l'aiguille et b) à la limite entre la zone trempée et celle qui ne l'a pas été. 

111

Un hémacytomètre, c'est à dire une cellule de comptage sur laquelle est gravé un quadrillage aux

dimensions connues, est pris en photo à 20X afin de pouvoir superposer les deux images et ainsi déterminer

l'épaisseur de l'hydrogel. Les aiguilles étant sphériques, aucun effet de bord ne viendra fausser la mesure.

Les mesures ont été faites en au moins deux points sur trois aiguilles pour avoir confirmation de la répétabilité

de l'épaisseur obtenue. Le résultat des mesures est présenté Figure 85.

Figure 85. Corrélation entre l'épaisseur et la viscosité de l'hydrogel, modulée par la variation du pourcentage massique de  silice fumée dans le précurseur. 

La Figure 85 révèle deux comportements distincts. Avant 11.7 wt% de silice fumée, l'augmentation de

la viscosité a une pente de 18 µm %-1, tandis qu'au-delà de 11.7 wt%, la pente diminue pour atteindre la valeur

de 6.7 µm %-1. Puisqu'au-delà de 12 wt%, il devient difficile de dissoudre la silice fumée dans le précurseur et

que le gain en épaisseur est minime, les expériences de trempage-retrait, pour visualiser les aiguilles en IRM,

ont été réalisées avec un pourcentage massique en silice fumée de 11.5 wt%, dans le précurseur d'hydrogel.

6.2.4. Visualisation des aiguilles en IRM

Les aiguilles recouvertes d'hydrogel ont été visualisées en IRM (Figure 86). Diverses séquences ont

été utilisées en modulant les paramètres, tel que décrit dans le Tableau 10 de la section 3.3.4. La séquence

d'écho de spin en pondération T1 (Spin Echo, SE) a été choisie car elle est celle la plus fréquemment utilisée

pour confirmer la position de l'aiguille.[231, 232] La séquence gradient d'écho (Gradient Echo, GRE), quant à elle,

a été sélectionnée pour sa rapidité. En effet, les images sont acquises plus vite mais auront un

faible SNR (rapport signal sur bruit) et une plus grande sensibilité à la susceptibilité magnétique donc aux

artéfacts causés par les aiguilles métalliques.[233] De plus, un faible SNR peut conduire à une perte de contraste

entre les tissus et le nodule à prélever. La séquence SE est un peu plus longue, mais a un SNR plus élevé et

minimise la sensibilité à la susceptibilité magnétique.

Weight percent of fumed silica [%]

9.5 10.0 10.5 11.0 11.5 12.0 12.5 13.0 13.5

Thi

ckne

ss [

µm

]

0

10

20

30

40

50

60

70

y = 18.0x - 166.1R² = 0.962

y = 6.7x -33.6R² = 0.912

112

Figure 86. Images IRM d'aiguilles recouvertes d'hydrogel avec un diamètre de 1.6 mm (ligne supérieure), 1.05 mm (ligne du milieu) et 0.51 mm (ligne inférieure). Deux séquences, écho de spin (a, b, c et d) et gradient d'écho (e, f et g) ainsi que trois matrices, 128x128 (b et e), 200x200 (c et f) et 400x400 (a, d et g) ont été utilisées. 

Le rehaussement de contraste des hydrogels a été calculé et reporté dans le Tableau 19. On constate,

sur la Figure 86 et dans le Tableau 19, que la couche d'hydrogel n'est pas la même suivant le diamètre de

l'aiguille et que l'augmentation de contraste change aussi. En effet, l'évolution du diamètre de l'aiguille va induire

une évolution du ménisque formé par la suspension, ce qui implique une évolution de la tension de surface et

donc, selon l'Équation 11, de l'épaisseur du dépôt. Les paramètres de trempage-retrait ont été optimisés pour

des aiguilles de diamètre 1.05 mm. De ce fait, pour les aiguilles de diamètre inférieur, on constate qu'il est

difficile de les visualiser, l'augmentation du contraste n'a pu être calculée que pour la plus haute

résolution (matrice de 400x400) et cette dernière n'est pas aussi forte que pour les aiguilles de 1.05 mm. Pour

les aiguilles de 1.6 mm, l'augmentation de contraste est plus élevée, similaire à l'aiguille de 1.05 mm, mais la

modification de la tension de surface a conduit à des inhomogénéités dans le recouvrement, visibles entre le

premier échantillon et les deux autres (Figure 86). Les paramètres de trempage-retrait mènent donc à un

recouvrement non reproductible pour les aiguilles de 1.6 mm. Si le rehaussement de contraste est significatif

pour les aiguilles de 0.51 mm et 1.6 mm, les paramètres de trempage-retrait doivent être ajustés pour optimiser

le recouvrement et le rendre reproductible.

Tableau  19.  Augmentation  du  contraste  des  hydrogels  paramagnétiques  à  la  surface  des  aiguilles  en  fonction des paramètres IRM (séquences et matrices) ainsi que du diamètre des aiguilles. S'il n'y a pas d'écart‐type, cela signifie que le dépôt d'hydrogel n'est perceptible que sur une seule aiguille. 

Sequence Matrix Needles diameter

0.51 mm 1.05 mm 1.6 mm

SE

128x128 n.p.* 84 ± 6 % 112 %

200x200 n.p. 106 ± 9 % 121 %

400x400 102 % 108 ± 4 % 115 %

GRE

128x128 n.p. 155 ± 6 % 153 ± 18 %

200x200 n.p. 168 ± 2% 168 ± 9 %

400x400 66 ± 15 % 178 ± 3 % 175 ± 5% *n.p.: non-perceptible

113

Pour les aiguilles de 1.05 mm, on observe un rehaussement de contraste significatif et un dépôt

homogène, tant visuellement que par le faible écart-type dans le Tableau 19. La séquence choisie, tout comme

la résolution, influencent la brillance du dépôt. Usuellement, plus la matrice est petite, plus le voxel est grand et

donc plus il y a de signal puisqu'il y a une plus grande quantité de gadolinium dans le voxel. Cependant dans

ce cas-ci, avec des épaisseurs de 40 à 50 µm, l'intensité du signal sera au contraire plus grande si le voxel est

plus petit à cause de l'effet de volume partiel. Ce phénomène est une réponse inappropriée du signal dans

l'image due à des objets plus petits que la résolution paramétrée dans l'IRM. En effet, pour des objets plus petits

que la taille du voxel (matrice*épaisseur de tranche), la réponse en niveaux de gris du voxel sera la somme de

la contribution de l'objet et de l'environnement autour. Cela va conduire à un signal plus faible que ne devrait

être celui de l'objet. Avec les paramètres utilisés pour prendre les images de la Figure 86, la plus faible résolution

était obtenue pour la matrice de 400x400 (résolution de 225 µm). L'effet de volume partiel est donc moins

présent dans un voxel de 225 µm que dans ceux ayant des résolutions plus élevées pour les matrices

de 128x128 et 200x200, ce qui explique que l'on ait une augmentation du signal (et donc du contraste) avec la

diminution de la résolution.

Pour une matrice de 400x400, on obtient un excellent rehaussement de contraste de 108 % pour la

séquence SE, ce qui permet d'obtenir un bon contraste entre l'aiguille et les tissus environnants pour une

séquence de 3 min et 16 s. Avec la séquence GRE, on réduit le temps à 2 min et 36 s avec un rehaussement

de signal de 178 % sans artéfact visible qui aurait pu être causé par le titane. Les deux séquences permettent

de rapidement visualiser les aiguilles et l'augmentation de contraste est suffisante pour améliorer la précision

de la localisation de l'aiguille au cours de la procédure de biopsie.

Améliorer le contraste d'un hydrogel pour une visualisation en l'IRM nécessite l'incorporation d'atomes

paramagnétiques tels que le gadolinium ou superparamagnétiques tels que le fer.[234, 235] Ces derniers sont des

agents de contraste pour pondération en T2, ce qui apporte des informations plus fonctionnelles d'un point de

vue anatomique, comme par exemple la présence de lésions. En effet, la pondération en T2 permet de voir plus

clairement les tissus contenant beaucoup d'eau et les lésions sont généralement associées à une augmentation

de la quantité d'eau dans le tissu. Dans le cas des hydrogels, c'est majoritairement des informations

anatomiques et structurelles qui sont recherchées et la pondération T1 offre une plus grande quantité de détails.

Le choix de synthétiser un hydrogel paramagnétique ou superparamagnétique va dépendre des informations

recherchées.

L'objectif de ce projet est la localisation des hydrogels grâce à l'IRM. L'insertion d'un agent de

contraste "positif" pour une visualisation en pondération T1 a donc été favorisée. Dans la littérature, des

hydrogels contenant des complexes de gadolinium ont déjà été présentés pour permettre leur visualisation

114

en IRM. Dans ses travaux, Courant et al. rapporte des hydrogels de chitosan et d'acide hyaluronique,

encapsulant des complexes de DOTA-Gd, avec un rapport r2/r1 de 2.46.[133] Les analyses relaxométriques

effectuées sur l'hydrogel de PEG après polymérisation indique un rapport de r2/r1 de 2.67 pour notre

système PEG-MSN-DTPA-Gd. Les rapports sont très similaires et confirment les conclusions de Courant et al.

sur la possibilité d'encapsuler des complexes de gadolinium dans des hydrogels.

Berdichevski et al. présente un hydrogel de PEG lié à des protéines et à du gadolinium tri-acétate.[236]

La quantification du signal obtenu en IRM pour différentes concentrations de gadolinium permet d'évaluer

l'augmentation de contraste par rapport à l'hydrogel sans agent de contraste. Pour une concentration allant

de 1.97 mM à 11.8 mM de gadolinium tri-acétate, une augmentation de contraste 146 % à 156 % a été calculée

(séquence gradient d'écho en pondération T1 avec un appareil IRM de 1 T). Ces résultats sont similaires à ceux

obtenus dans le cadre de notre projet (Tableau 19) où l'augmentation de contraste en gradient d'écho en

pondération T1 varie entre 153 % et 178 %. Cependant ces résultats sont obtenus pour une concentration en

gadolinium de 0.4 mM soit 5 à 30 fois moins que les concentrations rapportées par Berdichevski et al. Cette

différence de concentration pour une augmentation de contraste similaire peut s'expliquer par la stratégie de

greffage de l'agent de contraste sur des nanoparticules comme expliqué dans la section 1.2.2.3. Par ailleurs,

l'utilisation d'une molécule aussi petite que le gadolinium tri-acétate par rapport à des nanoparticules

de 100 à 200 nm oblige à lier chimiquement l'agent de contraste au polymère pour le maintenir dans le réseau

tridimensionnel. Les travaux de Berdichevski et al., bien que prometteurs pour la visualisation et le suivi de

l'évolution des hydrogels par IRM, ne peuvent donc s'appliquer qu'à des hydrogels acrylates. L'avantage d'avoir

recours à des nanoparticules contenant l'agent de contraste est la possibilité d'encapsuler ces dernières dans

tout réseau polymérique tridimensionnel ayant une distance de réticulation suffisante pour empêcher les

nanoparticules de ressortir.

6.2.5. Conclusion

Afin de favoriser la localisation des aiguilles de biopsie pendant les procédures sous IRM, un hydrogel

paramagnétique a été déposé à la surface de ces dernières par trempage-retrait. Les substrats – des tubes de

titane – ont été préalablement préparés. Un lavage avec une solution acide puis basique a nettoyé la couche

de contaminant présent lors de la réception des aiguilles, puis les substrats ont été immergés 4 h dans une

solution à 5 mg mL-1 de phosphate acrylate. La formation d'une liaison covalente, indicatrice d'un greffage solide

à la surface au lieu d'une simple adsorption, a été vérifiée par XPS en haute résolution et par FTIR. Les deux

analyses confirment le greffage du phosphate acrylate à la surface du titane.

Les substrats activés ont ensuite été trempés dans un précurseur d'hydrogel préparé tel que décrit

dans la section 3.3.1. Afin d'optimiser l'épaisseur du dépôt, et donc par extension le signal, des études de

115

viscosité ont été réalisées sur le précurseur. Une corrélation entre l'épaisseur de l'hydrogel, à la surface des

aiguilles, et la viscosité a pu être établie grâce à la visualisation des hydrogels par microscopie à contraste

de phase.

La visualisation IRM a révélé des dépôts brillants, avec une augmentation de contraste allant

jusqu'à 178 % pour des aiguilles de 1.05 mm. Les aiguilles de diamètre inférieur ou supérieur nécessitent un

réajustement des paramètres de trempage-retrait. Celle de 1.05 mm, en revanche, est recouverte d'un hydrogel

qui permet de rehausser son signal de façon reproductible et donc de faciliter la localisation de l'aiguille au cours

des procédures de biopsie sous IRM, grâce à des séquences d'imagerie rapides.

116

7. Hydrogels paramagnétiques pour l’encapsulation d’ilots de

Langerhans et le suivi par IRM de la thérapie du diabète

L'intérêt de l'encapsulation des cellules dans des billes d'alginate ainsi que les différents procédés

déjà développés sont décrits dans la thèse du Dr Corinne Hoesli (collaboratrice au projet et professeure à

l’Université de McGill).[237] Contrairement à l'implantation d'îlots de Langerhans, l'insertion de billes d'alginate

encapsulant les cellules productrices d'insuline ne peut être réalisée dans le foie. En effet, l'utilisation de la veine

cave pourrait conduire les billes dans les vaisseaux sanguins où elles pourraient s'agglomérer et former un

caillot. Elles sont donc implantées dans la cavité péritonéale (Figure 87).

Figure 87. Positionnement de la cavité péritonéale dans l'abdomen.  

Cependant l'insertion des implants dans la cavité péritonéale va conduire à une grande dispersion des

billes d'alginate qui vont librement circuler dans cette zone et se répartir autour des organes, en particulier autour

de l'intestin. Cette dispersion des billes peut entraîner une perte d'efficacité pour certaines d'entre elles, voir

même une mauvaise oxygénation pouvant compromettre la survie des cellules encapsulées.

Afin d'étudier cette variabilité de répartition après implantation, il est nécessaire de pouvoir suivre à la

trace les billes une fois qu'elles sont dans le corps. L'imagerie par résonnance magnétique (IRM) est une

technique offrant une grande sensibilité de détection et une excellente résolution. Cependant, les billes

d’alginate contiennent un fort pourcentage volumique de milieu biologique environnant, qui n’offre pas de

contraste particulier par rapport aux organes voisins. Les billes sont donc difficilement visibles en IRM. Il faut

alors rehausser leur contraste afin d’en permettre leur suivi après implantation. Dans le cadre d'une collaboration

avec le laboratoire Stem Cell à McGill, dirigé par le Dr Corinne Hoesli, nous avons donc développé une

procédure d'insertion des MSN-DTPA-Gd décrites dans le chapitre 1, au sein de billes d'alginate, pour en

permettre le suivi par IRM dans le corps.

117

7.1. Expérience sans cellules

7.1.1. Caractérisation de la suspension MSN-DTPA-Gd

Les nanoparticules de MSN-DTPA-Gd synthétisées, telles que décrites précédemment, font l’objet

d’une caractérisation de taille avant d'être encapsulées dans les billes d'alginate. L'analyse du rayon

hydrodynamique en DLS permet de vérifier la stabilité du produit, tel qu'expliqué dans le chapitre 1. Le produit,

suspendu dans du PBS – 10 % FBS, révèle un rayon hydrodynamique de 244.9 nm en intensité et 154.1 nm en

nombre (Figure 88). Il n'y a qu'un seul pic (largeur à mi-hauteur = 130 nm) avec une valeur moyenne inférieure

à 300 nm, ce qui indique que le produit est stable.

Figure 88. Diamètre hydrodynamique des MSN‐DTPA‐Gd mesuré en DLS, pondéré en intensité et en nombre. 

Une fois la stabilité du produit confirmée, les temps de relaxation transverse et longitudinale sont

mesurés par relaxométrie. Le produit possède un temps T1 moyen de 12.88 ± 0.01 ms et un temps T2 moyen

de 7.883 ± 0.003 ms. La concentration en gadolinium est quantifiée par analyse par activation

neutronique (NAA). Les analyses donnent une concentration en gadolinium de 3.71 mM donc de 0.18 mM après

dilution 21 fois lors de l'encapsulation des nanoparticules dans les billes. D'après la courbe réalisée avec

les MSN-DTPA-Gd dans l'eau, présentée dans la Figure 57 de la section 4.1.3, on est, après dilution, dans la

bonne gamme de concentration pour avoir une augmentation de signal dans les billes.

7.1.2. Distribution de taille des billes d'alginate

Les billes d'alginate sont visualisées au microscope après leur gélification (Figure 89). Les taches

noires dans les billes correspondent à du CaCO3 qui n'a pas été transformé. Bien que la sécrétion d'insuline

dépende des gradients de calcium dans le milieu, le CaCO3 est sous forme solide et n'interférera pas avec les

cellules. Les billes obtenues sont bien sphériques et clairement délimitées.

118

Figure  89.  Images  des  billes  d'alginate  prises  au  microscope  à  un  grossissement  de  10X:  2%‐MSN‐M  (à  gauche) et 7.5%‐MSN‐M (à droite). 

Le diamètre des billes est extrait grâce à un logiciel. La distribution de taille, reportée en histogramme,

des 8 différents lots réalisés (voir Tableau 11) est représentée sur les Figure 90 et Figure 91.

Figure  90.  Distribution  de  taille  des  lots  2%‐Ctrl‐M,  2%‐Ctrl‐H,  2%‐MSN‐M  et  2%‐MSN‐H.  Le  diamètre  moyen  <D> 

et l'écart‐type  sont indiqués pour chaque lot. 

2%-Ctrl-M

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

qu

ence

[%

]

0

2

4

6

8

10

12

14

16

18

2%-Ctrl-H

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

que

nce

[%

]

0

2

4

6

8

10

12

14

2%-MSN-M

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

qu

ence

[%

]

0

5

10

15

20

25

2%-MSN-H

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

qu

ence

[%

]

0

5

10

15

20

25

<D> = 502 µm = 344 µm

<D> = 590 µm = 313 µm

<D> = 418 µm = 247 µm

<D> = 422 µm = 210 µm

119

Figure 91. Distribution de taille des lots 7.5%‐Ctrl‐M, 7.5%‐Ctrl‐H, 7.5%‐MSN‐M et 7.5%‐MSN‐H. Le diamètre moyen <D> 

et l'écart‐type  sont indiqués pour chaque lot. 

On observe d’abord que l'utilisation d'alginate 7.5% produit des billes de tailles beaucoup plus diverses.

Les billes ont été synthétisées de façon identique et redispersées ensuite dans deux milieux différents (DMEM

et HEPES). On constate que la distribution de taille est similaire indépendamment du milieu où les billes sont

remises en suspension (par exemple entre 2%-MSN-M et 2%-MSN-H). Les billes avec nanoparticules ont des

diamètres similaires à leur contrôle, ce qui permet une comparaison des lots avec et sans MSN-DTPA-Gd. De

plus, le diamètre moyen est de l'ordre de la résolution de l'IRM qui est de 350 µm pour cette séquence (champ

de vue de 70 mm et matrice de 200x200). Cela minimise les effets de volume partiel qui ont été décrits dans la

section 6.2.4. Puisque les billes d'alginate ont la même distribution de taille indépendamment du milieu dans

lequel elles sont remises en suspension, il est donc possible de favoriser une remise en suspension dans le

milieu le plus adéquat en fonction des cellules qui seront encapsulées dans les billes d'alginate.

La différence dans le diamètre moyen et la distribution de taille entre les billes 2 % et 7.5 % peut

s'expliquer par la différence de vitesse d'agitation (respectivement 398 rpm et 662 rpm). Ces vitesses avaient

été choisies en se basant sur des études préliminaires effectuées dans le laboratoire du Dr Hoesli pour obtenir

7.5%-Ctrl-M

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

que

nce

[%]

0

2

4

6

8

10

12

14

7.5%-Ctrl-H

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

qu

ence

[%

]

0

2

4

6

8

10

12

7.5%-MSN-M

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

que

nce

[%

]

0

2

4

6

8

10

12

7.5%-MSN-H

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5 3.0

Fré

que

nce

[%

]

0

2

4

6

8

10

12

<D> = 1003 µm = 878 µm

<D> = 1247 µm = 876 µm

<D> = 845 µm = 597

<D> = 802 µm = 599 µm

120

un diamètre moyen de 600 µm afin d'avoir une taille de bille de presque deux fois la résolution de la

séquence IRM choisie, comme expliqué dans le paragraphe précédent. Des billes entre 100 et 800 nm sont

idéales pour l'implantation dans le corps humain[238-241] et les vitesses d'agitation ont aussi été choisies pour

produire des billes dans cet intervalle. Cependant, une vitesse d'agitation trop élevée va conduire à une

gélification avant que la taille n'ait pu s'homogénéiser, causant une distribution de taille plus large. Or une

distribution de taille homogène est essentielle pour limiter la dispersion des billes dans le corps et l'inégalité de

survie des cellules dans les billes.

7.1.3. Visualisation des billes en IRM

Les billes ont été agitées pour homogénéiser la concentration, puis transférées dans une

plaque de 96 puits, où à nouveau elles ont sédimenté. Une première visualisation est effectuée avec

un TR de 1000 ms (Figure 92). Sur l'image en coupe sagittale (image du haut), on observe la sédimentation des

billes grâce à celles contenant des MSN-DTPA-Gd. La Figure 92 montre que, sans agent de contraste, les billes

ne sont pas visibles dans le milieu donc que l’on ne peut pas les différencier de leur environnement. En

revanche, lorsqu'il y a encapsulation des MSN-DTPA-Gd, le contraste entre les billes et le milieu environnant

augmente et on distingue clairement les billes. Les augmentations de contraste entre les billes avec et

sans MSN-DTPA-Gd ont été mesurées et reportées dans le Tableau 20.

On constate une augmentation du contraste plus importante pour les billes d'alginate à 2 % par rapport

aux billes d'alginate à 7.5 %. Lorsque les billes ont été préparées, la même quantité de MSN-DTPA-Gd a été

encapsulée donc le même nombre de mole nGd de gadolinium est théoriquement enfermé dans chaque bille, en

supposant une répartition homogène. Or la concentration en gadolinium [Gd] est égale au nombre de mole nGd

que divise le volume de chaque bille donc la concentration [Gd] sera plus grande dans les billes de 2% qui sont

plus petites que celles de 7.5 %. Par ailleurs lors du pipetage, les billes d'alginate à 2 % occupant un volume

unitaire moins élevé que les billes d'alginate à 7.5 %, une plus grande quantité de billes è 2% a été déposée

dans la plaque (plus grande compacité des dépôts de billes à 2%). Le signal dans les puits contenant des billes

d'alginate à 2 % est donc plus fort que celui des puits contenant des billes d'alginate à 7.5 % d'alginate, en raison

de la plus forte concentration finale de Gd par volume de solution de billes d’alginate déposée.

121

Figure 92. Images IRM des billes d'alginate avec et sans MSN‐DTPA‐Gd, pour un TR de 1000 ms. Coupe sagittale en haut et coronale en bas (dans le plan de coupe des billes d’alginate, au fond du puits de culture). 

Tableau  20.  Augmentation  du  contraste  des  billes  contenant  les MSN‐DTPA‐Gd  par  rapport  aux  billes  contrôle,  pour un TR de 1000 ms. 

Lot Augmentation de contraste

2%-MSN-M 61% ± 3%

2%-MSN-H 69% ± 2%

7.5%-MSN-M 52% ± 10%

7.5%-MSN-H 45% ± 9%

On a donc bien une augmentation de contraste dans les billes contenant les MSN-DTPA-Gd, ce qui

permet de visualiser ces dernières par IRM. Afin d'observer si on pouvait réduire le temps de scan et conserver

l'augmentation de contraste des billes, on a réduit le temps TR. Cette opération raccourcit le temps d'acquisition,

augmente la pondération en T1 (et donc la brillance des solutions paramagnétiques) mais augmente

le SNR (rapport signal sur bruit). La plaque a été visualisée avec un TR de 700 ms et de 400 ms. La Figure 93

montre les images (coupe sagittale) de la plaque pour ces deux temps de répétition.

122

Figure 93. Images IRM des billes d'alginate avec et sans MSN‐DTPA‐Gd pour un TR de a) 400 ms et b) 700 ms. 

L'augmentation de contraste entre les billes avec et sans MSN-DTPA-Gd a été calculée et est reportée

dans le Tableau 21 pour les trois TR. Le signal est aussi beaucoup plus fort pour les billes à 2% d'alginate pour

des TR inférieurs à 1000 ms.

Tableau  21.  Augmentation  du  contraste  des  billes  contenant  les MSN‐DTPA‐Gd  par  rapport  aux  billes  contrôle  pour un TR de 1000 ms, 700 ms et 400 ms. 

Lot Augmentation du contraste

TR = 1000 ms TR = 700 ms TR = 400 ms

2%-MSN-M 61% ± 3% 70% ± 3% 83% ± 2%

2%-MSN-H 69% ± 2% 83% ± 2% 96% ± 1%

7.5%-MSN-M 52% ± 10% 62% ± 10% 74% ± 8%

7.5%-MSN-H 45% ± 9% 57% ± 7% 74% ± 6%

Le Tableau 21 montre que le contraste augmente avec la réduction du temps de répétition.

Concrètement, le TR est l'intervalle de temps entre deux ondes radiofréquences successives (ondes basculant

le vecteur d'aimantation dans le plan xy). Plus le TR est court, moins le recouvrement du vecteur d'aimantation

est complété et donc plus le temps de relaxation longitudinale T1 est court. La diminution du TR pondère donc

l'image en T1 et le signal des billes contenant les MSN-DTPA-Gd est plus important que pour des TR plus longs.

On peut donc produire rapidement des images IRM permettant de visualiser les billes d'alginate grâce à

l'encapsulation de nanoparticules fonctionnalisées avec un chélate de gadolinium. Des séquences d’écho de

gradient pondérées en T1, devraient permettre des acquisitions encore plus rapides.

7.1.4. Étude du relargage du gadolinium dans le milieu environnant

La même plaque que celle analysée précédemment a été imagée en IRM après 5 mois de

conservation à 4 °C. Avant d'être insérée dans l'IRM, la plaque a été agitée manuellement pour remettre en

suspension les billes, puis laissée 5 min au repos. Après ce délai, les billes ont à nouveau sédimenté. Si du

123

gadolinium avait été relargué par ces dernières, il serait resté en suspension dans le milieu environnant, ce qui

causerait une augmentation du signal dans le milieu.

L'image IRM de la plaque après 5 mois est présentée Figure 94, sous l'image prise après 24 h (pour

comparaison visuelle). Afin d'évaluer le relargage du gadolinium dans le milieu environnant, la valeur du signal

dans le bas des puits de billes d'alginate avec MSN-DTPA-Gd (où se trouvent les billes) et la valeur dans le haut

des puits (milieu environnant) sont quantifiées avec ImageJ. Le rapport entre le haut et le bas du puits est réalisé

pour la plaque après 24 h et après 5 mois (Tableau 22).

Figure  94.  Images  IRM  des  billes  d'alginate  avec  et  sans  MSN‐DTPA‐Gd  pour  un  TR  de  400  ms  a)  après  24  h et b) après 5 mois. 

Tableau 22. Rapport  entre  le  signal  dans  le haut  (milieu environnant)  et  le bas  (billes  sédimentées)  au  sein des puits contenant des billes d'alginate avec MSN‐DTPA‐Gd. 

Lot Ratios bas/haut du puits

Après 24 h Après 5 mois

2%-MSN-M 2.41 ± 0.10 2.26 ± 0.18

2%-MSN-H 3.15 ± 0.18 3.05 ± 0.21

7.5%-MSN-M 2.99 ± 0.18 2.16 ± 0.01

7.5%-MSN-H 2.41 ± 0.05 2.53 ± 0.13

On observe une tendance à l'augmentation, à l'inverse de ce que l'on aurait dû constater en cas de

relargage. En effet, cette hausse du ratio indique que le signal dans les billes est plus intense que dans le milieu

environnant. L’intensité du signal dépend de la période d’acquisition de l’image. Dans ces mesures, les valeurs

sont à titre indicatif car nous n’avons pas tenu compte du gain de l’appareil. Cependant, l’augmentation du ratio

reste dans des valeurs qui ne sont pas significatives. Il n'y a pas de réduction du ratio, ce qui indique que, même

après 5 mois dans les billes d'alginate, le gadolinium n'a pas été relargué. Il est donc possible d'effectuer un

suivi des billes sur le long terme sans perdre du signal dans ces dernières lorsqu'elles encapsulent

des MSN-DTPA-Gd.

124

7.2. Expérience avec cellules

Les résultats obtenus lors de l'expérience décrite ci-dessus sont très prometteurs mais, lors de

l'implantation dans le corps, ces billes contiendront des cellules productrices d'insuline en plus

des MSN-DTPA-Gd. Il est donc important de vérifier que la présence de cellules n'altère pas l'efficacité de l'agent

de contraste et que cela ne provoque pas non plus un relargage du gadolinium dans le milieu environnant. Une

étude de l'évolution du signal des billes et du milieu environnant a donc été réalisée sur deux mois,

par analyse IRM.

7.2.1. Caractérisation de la suspension MSN-DTPA-Gd

Les nanoparticules synthétisées ont été caractérisées avant d'être encapsulées dans les billes

d'alginate. En raison d’une faible quantité de produit disponible, les MSN-DTPA-Gd ont été diluées 1:10.5,

comme dans les billes d'alginate, avant caractérisation. En effet, au cours de la synthèse des billes d'alginate

contenant des nanoparticules, le produit synthétisé est mélangé avec l'alginate, le CaCO3 et du DMEM ce qui

cause une dilution 1:10.5 de la concentration en MSN-DTPA-Gd. La stabilité du produit a été vérifiée par

l'analyse du rayon hydrodynamique en DLS après dilution. La Figure 95 révèle un seul pic fin avec une valeur

moyenne de 311 nm en intensité et 254 nm en nombre (largeur à mi-hauteur = 135 nm), ce qui indique que le

produit est stable.

Figure 95. Diamètre hydrodynamique des MSN‐DTPA‐Gd mesuré en DLS, pondération en intensité et en nombre. 

Une fois la stabilité du produit confirmée, les temps de relaxation transverse et longitudinale sont

mesurés par relaxométrie. Alors que le produit concentré montrait un T1 de 26.61 ± 0.02 ms et

un T2 de 14.18 ± 0.01 ms, le produit dilué possède un temps T1 moyen de 178.7 ± 1.1 ms et un temps T2 moyen

de 106.85 ± 0.03 ms. Malgré l'augmentation de la valeur de T1, le produit est suffisamment concentré pour

augmenter le signal des billes après encapsulation. La concentration en gadolinium est quantifiée par absorption

atomique (NAA). Les analyses donnent une concentration en gadolinium de 3.65 mM donc de 0.34 mM après

dilution 10.5 fois. D'après la courbe réalisée avec les MSN-DTPA-Gd dans l'eau, présentée dans la Figure 57

125

de la section 4.1.3, on est, après dilution, dans la bonne gamme de concentration pour avoir une augmentation

de signal dans les billes.

Le produit synthétisé pour l'expérience sans cellules et celui-ci ont une concentration proche (3.71 mM

pour l'expérience sans cellules, 3.65 mM pour l'expérience avec cellules), cependant on note une légère

différence de T1, respectivement de 12.88 ms dans l'expérience précédente et 26.61 ms dans celle-ci. Cette

différence, négligeable à l'égard de l'augmentation de contraste en IRM, vient du milieu dans lequel sont remises

en suspension les nanoparticules : le PBS dans l'expérience sans cellules et le DMEM dans l'expérience avec

cellules.

7.2.2. Distribution de taille des billes d'alginate

La distribution de taille des billes d'alginate avec encapsulation de MSN-DTPA-Gd, avec cellules, ainsi

qu'avec MSN-DTPA-Gd et cellules, reportée en histogramme, est représentée sur la Figure 96. En se basant

sur les expériences précédentes, la solution d'alginate choisie était à 2 % et la vitesse d'agitation à 360 rpm afin

d'avoir des billes d'environ 250 µm, avec une distribution de taille homogène d'un lot à l'autre. Les billes ont été

remises en suspension dans du DMEM car il s'agissait du milieu le plus favorable pour les cellules contenues

dans les billes.

Figure 96. Distribution de taille des billes d'alginate avec MSN‐DTPA‐Gd, avec cellules, et avec cellules et MSN‐DTPA‐Gd. Le diamètre moyen <D> est indiqué pour chaque lot. 

On observe une distribution de taille relativement homogène pour les trois conditions. Le diamètre

moyen est respectivement de 344 µm, 213 µm et 281 µm pour les billes avec MSN, avec cellules, et avec

cellules et MSN. Cette homogénéité dans la distribution de taille et le diamètre moyen permet de procéder à

une comparaison entre les billes en étudiant le contraste par rapport à l'eau sans avoir de variation due à des

effets de compacité dans l’empilement des billes au fond des puits de culture (la concentration de Gd dans les

solutions ne variera pas en fonction de la taille des billes).

Billes MSN

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0

Fré

qu

ence

[%

]

0

5

10

15

20

25

Billes Cellules

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0

Fré

qu

ence

[%

]

0

10

20

30

40

Billes Cellules et MSN

Diamètre [mm]

0.0 0.5 1.0 1.5 2.0

Fré

qu

ence

[%

]

0

10

20

30

40<D> = 344 µm <D> = 213 µm <D> = 281 µm

126

7.2.3. Visualisation des billes en IRM

La présence de cellules pourrait modifier le signal des billes contenant l'agent de contraste ou influer

sur ce dernier au cours du temps. En effet, les cellules pourraient assimiler les nanoparticules par phagocytose,

ce qui altérerait le taux d'échange pour le gadolinium, donc son efficacité à augmenter le contraste. De même

les cellules pourraient emprisonner les nanoparticules dans des vésicules relarguées par exocytose, ce qui

provoquerait une inhomogénéité du contraste. Il est donc important de vérifier que la présence de cellules dans

les billes d'alginate n'a pas d'influence sur la capacité des nanoparticules à rehausser le contraste de ces

dernières. Une nouvelle étude du signal est réalisée sur deux mois. Deux valeurs sont extraites des images IRM

réalisées : le contraste entre les billes contenant des MSN-DTPA-Gd et l'eau ainsi que le rapport entre le haut

et le bas des puits contenant des billes avec MSN-DTPA-Gd, pour s'assurer que la présence de cellules ne

provoque pas un relargage du gadolinium.

La Figure 97 présente les puits d'eau, de billes d'alginate et des solutions de MSN-DTPA-Gd et Gd3+

visualisés en IRM. On constate que les billes d'alginate avec cellules (b) ne sont pas visibles par rapport au

milieu environnant alors que les billes avec et sans cellules mais contenant des MSN-DTPA-Gd (c et d) se

distinguent nettement dans le fond des puits. Cependant pour le même facteur de dilution, les MSN-DTPA-Gd

apparaissent plus brillantes en solution qu'après encapsulation dans les billes d'alginate (e). Ce phénomène

peut être expliqué soit par le facteur d’empilement des billes d’alginate (densité de Gd plus faible en raison de

la faible compacité de l’empilement des billes), soit par une constante d'échange plus faible entre les protons et

le gadolinium, soit par une diminution de taux de rotation du gadolinium due à l'emprisonnement dans une

matrice polymérique, tout comme cela avait été observé avec les hydrogels de PEG (Figure 71, section 6.1.1)

Figure 97. Image IRM de a) eau, b) billes d'alginate avec cellules, c) billes d'alginate avec MSN‐DTPA‐Gd, d) billes d'alginate avec cellules et MSN‐DTPA‐Gd, e) solution de MSN‐DTPA‐Gd diluée 1:10.5 et f) solution de Gd3+ 1 mM. 

L'évolution du contraste des billes avec MSN-DTPA-Gd et des solutions, par rapport à l'eau, a été

tracée en fonction du temps (Figure 98). Les billes contenant les cellules uniquement ne sont pas reportées sur

le graphique car elles ont une augmentation de contraste de 0 % à la variation expérimentale près. Sur les

premières 72 h, on constate une légère diminution du contraste mais cette dernière ne se maintient pas, et sur

deux mois, l'évolution du contraste n'est pas significative. Le contraste reste entre 60 % et 80 % pour les billes

d'alginate et entre 140 % et 155 % pour les solutions. Le fait que l'évolution soit la même pour les billes et les

127

solutions démontre que les variations proviennent des variations expérimentales lors de l'imagerie des plaques

(vraisemblablement la température et le calibrage de l'appareil IRM). En effet, chaque jour, le gain de l’appareil

peut varier, ce qui peut induire une variabilité. Cependant les séquences d’acquisition sont exactement les

mêmes et ce paramètre ne devrait pas être une source de variabilité.

L'augmentation de contraste dans les billes est inférieure à celle quantifiée au cours de l'expérience

sans cellules (0.77 fois moindre). Cette diminution peut être expliquée par le T1 du produit qui est de 26.6 ms

au lieu de 12.9 ms lors de l'expérience sans cellules. Les conditions expérimentales (température de

l'appareil IRM, positionnement de la plaque et paramètres des séquences) peuvent aussi influer sur la

quantification du contraste et justifier cette variation.

Figure 98. Évolution du contraste en fonction du temps pour les billes avec MSN‐DTPA‐Gd, les billes avec MSN‐DTPA‐Gd et cellules, la solution de MSN‐DTPA‐Gd et la solution de Gd3+ à 1 mM. 

En quantifiant le signal en haut et en bas des puits contenant les billes avec MSN-DTPA-Gd, on peut

évaluer s'il y a relargage en faisant le rapport du bas par rapport au haut, comme cela a déjà été fait dans

l'expérience sans cellules (section 7.1.4). La Figure 99 présente l'évolution de ce rapport en fonction du temps.

Sur les 72 h après le début de l'expérience, on note un net déclin de la valeur, mais sur l'ensemble des deux

mois, cette tendance s'atténue et on observe une diminution non significative du rapport.

Time [days]

0 10 20 30 40 50 60 70

Con

tra

st e

nhan

cem

ent

[%]

0

20

40

60

80

100

120

140

160

180

Alginate beads with MSNAlginate beads with MSN and cellsMSN solutionGd 1 mM solution

128

Figure 99. Évolution du rapport entre le bas et le haut des puits en fonction du temps pour les billes avec MSN‐DTPA‐Gd ainsi que les billes avec MSN‐DTPA‐Gd et cellules. 

L'absence d'évolution significative du contraste et du rapport entre le bas et le haut des puits,

sur deux mois, indique que la présence de cellules n'influe pas :

Sur le signal des billes contenant des MSN-DTPA-Gd, le contraste variant de moins de 20 %

en deux mois;

Sur le relargage des MSN-DTPA-Gd, le rapport variant aussi de moins de 20 % en deux mois.

Cette expérience démontre que l'encapsulation dans des billes d'alginate divise par 2.18 fois le

contraste par rapport aux MSN-DTPA-Gd en solution. Malgré la dilution du produit lors du procédé

d'encapsulation dans les billes d'alginate, une augmentation de contraste de 69 % (moyenne sur les deux mois

pour les billes contenant des cellules et les nanoparticules) est obtenue tandis que le contraste dans des billes

sans MSN-DTPA-Gd est en moyenne de 2 %. Les cellules n'influent pas sur le contraste et ce sur deux mois.

Elles ne semblent pas provoquer non plus de dégradation des billes ou des nanoparticules qui auraient pu

provoquer un relargage du gadolinium dans le milieu environnant. Une étude de viabilité des cellules

encapsulées a été conduite en parallèle à ce projet de recherche dans le laboratoire du Dr Hoesli et les résultats

sont en cours d’analyse et de rédaction par Sary Sarkis (étudiant du Dr Hoesli).

Time [days]

0 10 20 30 40 50 60 70

Rat

io b

etw

een

the

bead

s an

d th

e su

pern

atan

t

0.0

0.5

1.0

1.5

2.0

2.5 Alginate beads with MSNAlginate beads with MSN and cells

129

7.2.4. Discussion

Le suivi des îlots de Langerhans ou des microcapsules immunoprotectrices les contenant, après

implantation dans le corps, est d'une importance capitale pour la compréhension et l'amélioration de cette forme

de traitement du diabète de type 1. De nombreux chercheurs ont recours à l'IRM comme méthode d'imagerie

non invasive pour suivre ces implants. Cependant, ce sont les agents de contraste dits "négatifs" (pour une

pondération en T2 lors des séquences d'IRM) qui sont majoritairement utilisés.[242-245] En effet, les agents de

contraste négatifs ont une plus grande sensibilité de détection (de l'ordre du nanomolaire) que les agents de

contraste positifs et peuvent permettre de caractériser des cellules ou des processus biochimiques

spécifiques.[246, 247] Mais ces particules induisent un contraste négatif qui peut être difficile à distinguer d'une

autre cause de perte de signal (calcification, air…).[248] Malgré une sensibilité plus faible, les agents de contraste

positifs offrent un rehaussement de signal en pondération T1 qui permet une meilleure visualisation de la

structure anatomique. Par ailleurs, des microcapsules marquées avec un agent de contraste positif sont

préférables lorsque le site d'implantation apparait sombre en pondération T2 (ce qui est le cas du foie) car des

agents de contraste négatifs sont alors moins bien perceptibles.

Une visualisation d'îlots directement implantés dans des souris a été rapportée par Biancone et al.[249]

Les îlots ont été mis en contact avec un chélate de gadolinium pour un marquage cellulaire. La viabilité cellulaire

des îlots et la détection en IRM ont été contrôlées. Si les images IRM montrent clairement qu'il y a bien un

rehaussement de signal positif lorsque les cellules sont marquées avec un chélate de gadolinium, aucune

quantification de cette augmentation n'a été réalisée. Dans le cas d'une implantation directe des îlots (sans

microcapsule immunoprotectrice), l'encapsulation de l'agent de contraste doit être faite directement dans les

cellules. Il y a donc un risque d'exocytose, ce qui conduirait à ne plus pouvoir suivre les îlots après implantation.

Le recours à la microencapsulation permet de protéger les îlots de la réaction immunitaire responsable

du diabète de type 1. Cela permet aussi d'encapsuler des agents de contraste et de les piéger pour éviter tout

relargage dans le corps. Arifin et al. a rapporté dans la littérature des microbilles d'alginate contenant des îlots

pancréatiques et des nanoparticules d'or fonctionnalisées avec un agent de contraste positif, un chélate de

gadolinium.[250] Les travaux sont basés sur la viabilité et le fonctionnement cellulaire ainsi que sur la possibilité

d'une imagerie multimodale grâce à l'effet optique de l'or. L'efficacité de ces billes marquées avec du gadolinium

est prouvée visuellement par des images IRM mais à nouveau aucune quantification du signal et donc de son

rehaussement n'a été réalisée.

Nos travaux sont donc les premiers à présenter une étude quantitative de l'augmentation du contraste

dans les billes d'alginate après ajout d'un agent de contraste. Nous avons quantifié le signal au cours du temps

130

pour démontrer l'efficacité des MSN-DTPA-Gd dans la visualisation de microcapsules immunoprotectrices sur

plusieurs mois.

7.3. Conclusion

L'encapsulation de cellules productrices d'insuline dans des billes d'alginate représente un espoir pour

le traitement du diabète de type 1. Le traçage de ces billes, après leur implantation, peut être effectué par une

imagerie du corps en IRM, si les billes présentent un rehaussement de contraste par rapport au milieu

environnant. Des nanoparticules de silice mésoporeuses fonctionnalisées avec un agent de contraste

paramagnétique, le gadolinium (MSN-DTPA-Gd), ont donc été encapsulées dans des billes d'alginate.

Les billes encapsulant des MSN-DTPA-Gd présentent une augmentation de contraste moyenne

de 99 ± 12 % (moyenne sur les billes d'alginate 2 % et 7.5 % dispersées dans du DMEM et de l'HEPES), pour

des temps d'acquisition d'image pouvant être réduits jusqu'à 4 min (pour le corps entier de la souris). Il est donc

possible, par un scan rapide, de visualiser la répartition des billes d'alginate après implantation dans le corps.

Une analyse IRM réalisée 5 mois après la préparation des billes d'alginate encapsulant les nanoparticules,

montre qu'il n'y a pas de relargage du complexe de gadolinium, ce qui permet un suivi à long terme après

l'implantation.

Un suivi IRM pendant deux mois après encapsulation des cellules et des nanoparticules dans les

mêmes billes d'alginate a permis de constater que la présence de cellules ne modifiait pas le comportement

observé dans l'expérience sans cellules. La présence de cellules ne modifie pas le contraste obtenu entre les

billes contenant des MSN-DTPA-Gd et l'eau et ne provoque pas de relargage du gadolinium dans le milieu

environnant.

Les résultats des deux expériences d'encapsulation des MSN-DTPA-Gd dans des billes d'alginate

démontrent la possibilité de visualiser ces billes pour un suivi à long terme après injection dans le corps. Il est

ainsi possible de déterminer la répartition des billes après implantation dans la cavité péritonéale.

131

Conclusion

Ce travail a permis le développement d'hydrogels encapsulant des nanoparticules fonctionnalisées

avec un agent de contraste paramagnétique, permettant d’en faciliter leur visualisation en IRM.

Deux applications biomédicales, utilisant ces produits, ont été développées et les résultats obtenus démontrent

que ces hydrogels paramagnétiques apparaissent clairement contrastés par rapport à leur environnement lors

d'une visualisation en IRM.

Développementdenanoparticulesparamagnétiques:

La première étape du projet a consisté à développer des nanoparticules de silice mésoporeuses (MSN)

fonctionnalisées avec un agent de contraste paramagnétique, un chélate de gadolinium (MSN-DTPA-Gd). La

procédure de synthèse des nanoparticules est inspirée des travaux de Kim[195] et permet d'obtenir des

nanoparticules de type MCM-48 sphériques entre 100 et 200 nm de diamètre. Des analyses de physisorption

d'azote montrent une distribution de taille de pore étroite centrée autour de 3 nm, un volume de pore de 1 cm3 g-1

et une surface spécifique d'environ 1200 m² g-1. La fonctionnalisation des MSN est faite par greffage

post-synthèse. Le pourcentage massique de DPTA greffé en surface est vérifié par ATG et comparé à l'étude

de Bouchoucha et al.[18] sur les quantités optimales pour greffer un maximum de chélate sans perdre les

propriétés porosimétriques des nanoparticules. La conservation de ces propriétés est aussi contrôlée par

physisorption d'azote.

Le gadolinium est ensuite chélaté. Les propriétés relaxométriques sont obtenues en mesurant les

valeurs de T1 et T2 pour différentes concentrations de gadolinium. Les relaxivités obtenues (r1 = 26 mM-1 s-1

et r2 = 38 mM-1 s-1) donnent un rapport r2/r1 de 1.46, similaire à ce qui a été obtenu par Bouchoucha et al.[18]

Ces excellentes propriétés relaxométriques démontrent donc que ces nanoparticules sont de bonnes

candidates pour un piégeage dans un hydrogel afin d'en rehausser le contraste. Enfin, pour explorer les

possibilités de leur utilisation en milieu biologique, une étude de viabilité cellulaire a été effectuée. Des cellules

de cancer de la prostate (PC3) ont été mises en contact avec des MSN-DTPA-Gd suspendues dans du

milieu de culture (de 0.1 mg mL-1 à 1 mg mL-1). Sur 72 h, la viabilité reste de 100 % par rapport au contrôle sans

nanoparticules. Ces études montrent bien que les nanoparticules MSN-DTPA-Gd ne présentent pas de signe

de toxicité à court terme pour les cellules qui sont en contact avec elles.

ÉvolutiondesMSNaprèstraitementthermique:

Dans un premier temps, une étude du comportement des MSN disposées en couches minces et ayant

subi une procédure de frittage, a été effectuée. Cette étape a permis d’explorer la possibilité de constituer des

couches de MSN sans avoir recours à un polymère d’encapsulation. En fait, cette étude nous a permis de

132

réaliser la difficulté de constituer des revêtements uniquement faits de silice afin de recouvrir des dispositifs

médicaux avec une couche suffisamment épaisse et cohérente pour qu’elle soit visible en IRM. Des substrats

de silicium ont été trempés dans une suspension aqueuse de MSN et retirés à différentes vitesses. Des vitesses

très lentes sont nécessaires pour obtenir des couches uniformes et compactes. Une vitesse de retrait

de 0.01 mm s-1 a permis l'auto-assemblage des MSN en une monocouche structurée sans utiliser de polymères

ou de surfactants qui pourraient interférer dans le procédé de fixation par frittage.

L'influence du traitement thermique sur les nanoparticules a été étudiée pour des températures

de 500 °C, 600 °C, 700 °C, 800 °C et 900 °C. La visualisation des couches au MEB permet de constater que

la monocouche structurée est conservée mais que les particules se rassemblent en laissant apparaître des

espaces distincts entre les groupes de particules. Des analyses par physisorption d'azote et DRX ont été

réalisées pour évaluer l'évolution de la taille des pores, de la densité, de la structure poreuse et des propriétés

surfaciques des nanoparticules. Après un réarrangement de la silice vers 600 °C, la taille des particules et le

volume de pore diminuent drastiquement au-delà de 700 °C, conduisant à une densification des nanoparticules.

À 900 °C, des ponts entre les MSN sont observés par MEB, preuve que le frittage a lié les particules les unes

aux autres ainsi qu'au substrat. Cependant les propriétés porosimétriques de particules sont perdues dans le

processus. Afin de conserver le volume des pores, la surface spécifique et la structure du réseau poreux, le

frittage de nanoparticules de type MCM-48 doit être réalisé à une température inférieure à 700 °C. Ces travaux

ont fait l'objet d'une publication.[94] En effet, des couches minces de nanoparticules de silice présentent un intérêt

dans le domaine de l'optique,[36] en particulier pour la réalisation de recouvrements antireflets.[40]

Revêtementsparamagnétiques:

L'IRM est une méthode d'imagerie médicale particulièrement sensible avec une haute résolution. Elle

est donc fréquemment utilisée dans la chirurgie interventionnelle. Malheureusement, le matériel utilisé pendant

les procédures n'est pas toujours clairement visible par rapport à son environnement dans le corps. Le dépôt

d'une couche paramagnétique à la surface de ces dispositifs pourrait permettre une augmentation du contraste

et donc une meilleure visibilité en IRM. Cependant l'étude précédente a démontré la complexité de réaliser des

dépôts solidement accrochés à un substrat de silicium sans utilisation de matériaux polymères. Pour constituer

des couches paramagnétiques, les MSN-DTPA-Gd ont donc été encapsulées dans un hydrogel

de poly (éthylène glycol) tétra-acrylate. Une étude NMRD a permis d'évaluer les propriétés de relaxivité (r1) sur

une large gamme de champs magnétiques. Bien que la relaxivité de l'hydrogel soit 1.8 fois inférieure à celle de

l’agent de contraste utilisé comme précurseur (Gd-DTPA), r1 est suffisamment élevé, aux champs magnétiques

cliniques, pour donner lieu à un rehaussement de contraste significatif en IRM. L'efficacité de l'hydrogel à piéger

les MSN-DTPA-Gd a été évaluée par IRM sur une période de deux mois. Aucun relargage de gadolinium hors

133

du réseau réticulé n'a été observé. L'hydrogel paramagnétique a été visualisé en utilisant de petits volumes de

produit, de l’ordre de la taille des voxels d’IRM (0.25 µL).

Une fois les propriétés de l'hydrogel confirmées, des substrats de titane ont été préparés pour pouvoir

ensuite déposer l'hydrogel par trempage-retrait sur des objets se rapportant géométriquement à la forme et aux

matériaux des aiguilles de biopsie. Le titane a été nettoyé avec une solution acide puis basique afin de retirer la

couche de contaminants puis fonctionnalisé avec un phosphate acrylate. La confirmation de la modification de

la surface du titane a été effectuée par XPS (survol et haute résolution) ainsi que par FTIR. Les analyses

confirment que le phosphate acrylate s'est bien chimiquement greffé par liaison Ti–O–P au substrat. Une fois

les substrats greffés avec des molécules d’acrylate, une couche de précurseur a été déposée en surface par

trempage-retrait et réticulée en hydrogel par irradiation UV. Le signal étant optimal lorsque l'épaisseur du dépôt

correspond à la taille d'un voxel (environ cent microns), l'épaisseur a été optimisée en modulant le pourcentage

massique d'un agent gélifiant (la silice fumée) dans le précurseur. Une étude de la viscosité des solutions a été

effectuée puis une visualisation au microscope optique des couches d'hydrogel sur des tubes de titane a permis

de corréler l'épaisseur du dépôt avec le pourcentage massique de silice fumée.

Des tubes de titane de trois diamètres différents, simulant les aiguilles de biopsies, ont été trempés

dans un précurseur contenant le polymère, les MSN-DTPA-Gd et 11.5 wt% de silice fumée. Des séquences IRM

"rapides" (entre 1 et 3 min) ont été utilisées pour visualiser ces aiguilles. Les paramètres de trempage-retrait

doivent être modulés pour chaque diamètre d'aiguille à cause de la modification du rayon de courbure. Pour des

aiguilles de 1.05 mm, l'hydrogel présente une augmentation de contraste de 178 % par rapport à l'eau. Ces

résultats sont reproductibles et confirment la possibilité de recouvrir des aiguilles de biopsie d'un hydrogel

paramagnétique pour en faciliter la localisation sous IRM.

Visualisationdebillesd'alginateenIRM:

Afin de permettre le traçage de billes d'alginate après implantation dans le corps, des MSN-DTPA-Gd

ont été encapsulées à l'intérieur, lors du procédé de synthèse par émulsion. Des images IRM ont été réalisées

pour évaluer l'efficacité des MSN-DTPA-Gd à rehausser le signal des billes. Une augmentation de contraste

de 113 % entre les billes avec nanoparticules et sans nanoparticules a été obtenue pour une séquence IRM

pondérée en T1 (4 min.). Les échantillons ont été visualisés à nouveau 5 mois après leur synthèse et aucun

relargage de gadolinium dans le milieu environnant n'a été constaté. Il est donc possible de suivre des billes

d'alginate dans le corps et ce sur le long terme sans perdre de signal.

Ces billes d'alginate sont destinées à servir de barrière immuno-isolante dans le cadre du traitement

du diabète de type 1 par implantation de cellules productrices d'insuline. Les nanoparticules encapsulées seront

donc en présence de cellules. Pour vérifier l'influence de ces dernières, une autre étude a été réalisée avec des

134

billes d'alginate contenant des cellules et des particules MSN-DTPA-Gd. Ces dernières montrent une

augmentation de contraste de 69 % par rapport aux billes d'alginate sans nanoparticules. La présence de

cellules n'influe pas sur les performances relaxométriques des nanoparticules. Aucune dégradation conduisant

au relargage du gadolinium n'a été observée sur deux mois. L'encapsulation de MSN-DTPA-Gd dans des billes

d'alginate en permet donc le suivi après implantation dans le corps. Aucun relargage de gadolinium, qui

conduirait à une perte de signal dans les particules, n'a été observé.

Perspectives:

Ce travail de thèse a présenté des hydrogels paramagnétiques avec un rehaussement de contraste

en IRM. C'est un projet alliant la physique, la chimie et la biologie et ouvrant donc de nombreuses possibilités.

Les résultats obtenus ont démontré la pertinence de l'utilisation d'agents de contraste greffés sur des

nanoparticules de silice pour rehausser le signal d'hydrogels et permettre à ces dernier d'être visibles en IRM.

De manière globale, il serait intéressant d'étendre l'encapsulation des MSN-DTPA-Gd aux autres

polymères biocompatibles couramment utilisés dans le domaine du biomédical : chitosane, collagène, acide

hyaluronique, PVA, PHEMA… On trouve dans la littérature l'insertion d'agents de contraste dans des hydrogels

réalisés avec de nombreux polymères[132, 234-236] mais ces derniers sont souvent liés chimiquement au polymère

pour éviter un relargage. L'utilisation de nanoparticules, plus grosses, permet de s'affranchir de la nécessité

d'une étape chimique incluant des fonctions qui peuvent se lier entre elles. La preuve de concept a été réalisée

avec des hydrogels de PEG et d'alginate mais ces deux polymères ne représentent qu'une fraction des

polymères utilisés en biomédical. L'encapsulation des nanoparticules, ainsi qu'une étude de leurs propriétés

relaxométriques dans des hydrogels avec différents polymères, permettrait de généraliser ce travail et de

déterminer les meilleurs polymères pour obtenir des hydrogels à fort rehaussement de contraste.

La visualisation des billes d'alginate, lorsqu'elles encapsulent les nanoparticules, ouvre la porte à cette

méthode, pour localiser les hydrogels injectables, que ce soit dans le cadre de l'élution de médicaments ou pour

l'ingénierie tissulaire. Il sera important de bien étudier le comportement des nanoparticules en fonction de la

dégradation du polymère. S'il s'agit d'un hydrogel à dégradation rapide, une étude confirmant la non toxicité des

nanoparticules suivant leur emplacement est importante. S'il s'agit d'un hydrogel implanté à long terme, une

vérification de la dégradation des nanoparticules au cours des années est nécessaire. Des études de la

dégradation des MSN en milieu biologique ont déjà été réalisées[251, 252] mais jamais après encapsulation dans

un hydrogel.

L'utilisation de couches d'hydrogel en surface de dispositifs médicaux, pour en favoriser la visualisation

sous IRM, doit conduire à une étude tribologique. La solidité du dépôt doit être vérifiée lorsqu'il est soumis aux

contraintes d'une insertion dans le corps d'un patient. Pour cela, des tests ex-vivo, avec des substituts de tissus

135

ou des milieux balistiques, permettraient d'évaluer la nécessité de modifier le dépôt en fonction des contraintes

appliquées. Pour éviter que la couche d'hydrogel ne soit arrachée au cours de la procédure chirurgicale, il est

possible de creuser des sillons dans les dispositifs médicaux utilisés pendant les interventions sous IRM. Cette

option permettrait de placer l'hydrogel paramagnétique dans l'instrument médical plutôt qu'en surface et donc

de préserver l'hydrogel de la friction du milieu environnant. Cette option n'est cependant applicable que sur des

substrats suffisamment épais pour être creusés.

L'imagerie multimodale tire parti des points forts des différentes techniques d'imagerie pour fournir une

image plus complète de l'anatomie.[253] Le développement de molécules et nanoparticules pouvant être

visualisées dans plusieurs systèmes d'imagerie est en plein essor. Intégrer ces dernières dans les hydrogels

pourrait permettre d'extraire plus d'informations, comme par exemple en couplant l'IRM qui fournit des

informations structurelles et la tomographie par émission de positron (PET) qui apporte des informations

quantitatives, pour un suivi de dégradation.

L'utilisation de nanoparticules de type MCM-48 fonctionnalisées avec un agent de contraste offre un

système poreux et paramagnétique, à effet de contraste en IRM. Cette porosité peut aussi être utilisée pour

l'élution de médicaments. Les travaux de Bouchoucha et al.[18] ont démontré l'efficacité des MCM-48 pour

relarguer une molécule anti-cancéreuse. Les hydrogels sont déjà utilisés pour l'élution de médicaments[254] mais

de nombreux défis dus à la nature organique des polymères, à leur perméabilité ou encore à leur cinétique de

relargage[255] compliquent le piégeage de molécules médicamenteuses et leur élution. Le recours à

l'encapsulation de nanoparticules de silice mésoporeuses, déjà très utilisées pour l'élution de

médicaments,[29, 256, 257] pourrait être une alternative permettant de s'affranchir de ces défis tout en pouvant

visualiser l'hydrogel par IRM.

136

Annexe A : Caractérisation des produits synthétisés dans cette thèse

Cette annexe regroupe uniquement les données de caractérisation des lots MSN et MSN-DTPA-Gd synthétisés

et utilisés dans cette thèse. Les techniques de caractérisation sont décrites au Chapitre 1 et en Annexe C;

l'explication et l'exploitation de ces données sont décrites dans la section 4.1.

Lot CMF (Couches Minces Frittage)

Ce lot est utilisé dans le chapitre 1. Il s'agit de MCM-48 non fonctionnalisées.

DiffractiondesRayonsX

Figure 100. Diffractogramme DRX du lot CMF. 

Le diffractogramme correspond bien à la structure Ia3d des MCM-48.

MicroscopieÉlectroniqueenTransmission

Figure 101. Images MET du lot CMF (a et b) et distribution de taille des nanoparticules (c). 

Les MCM-48 sont bien sphériques, avec une distribution de taille étroite et centrée à 150 nm.

2 [°]

2 3 4 5 6 7 8

Inte

nsity

[a.u

.]

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000 (211)

(220)

(321)(400)(420) (332)

2 [°] (hkl) d [Å]2.62 (211) 33.723.01 (220) 29.324.03 (321) 21.954.32 (400) 20.454.82 (420) 18.345.04 (332) 17.53

137

Physisorptiond'azote

Figure 102. Isothermes de physisorption du lot CMF (a) et distribution de taille des pores (b). 

Les MCM-48 présentent une surface spécifique de 1268 m2 g-1, un volume des pores de 1.01 cm3 g-1 et un

diamètre moyen des pores de 3.5 nm.

Lot HYD (HYDrogel)

DiffractiondesRayonsX

Figure 103. Diffractogramme DRX du lot HYD. 

Le diffractogramme correspond bien à la structure Ia3d des MCM-48.

Relative pressure P/P0

0,0 0,2 0,4 0,6 0,8 1,0

Ads

orb

ed v

olum

e [c

m3

g-1

]

0

200

400

600

800

1000

1200

Adsorption branchDesorption branch

Pore width [nm]

2 3 4 5 6

dV(d

) [c

m3

Å-1

g-1

]

0,0

0,5

1,0

1,5

2,0

2,5a) b)

2 3 4 5 6 7 8

Inte

nsity

[a.

u.]

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000

138

MicroscopieÉlectroniqueenTransmission

Figure 104. Distribution de taille des nanoparticules (a) et image MET du lot HYD (b). 

Les MCM-48 sont bien sphériques, avec une distribution de taille étroite et centrée à 150 nm.

Physisorptiond'azote

Figure  105.  Isothermes  de  physisorption  d’azote  (‐196  °C)  du  lot  HYD  avant  fonctionnalisation  (a)  et  après fonctionnalisation avec le DTPA (b). 

Les mesures de physisorption sont faites sur les MSN pures (a) et les MSN après fonctionnalisation

avec le DTPA (b). Pour les MSN, la surface spécifique est de 1191 m² g-1, le volume des pores est

de 0.99 cm3 g-1 et le diamètre moyen des pores est de 3.53 nm. Pour les MSN-DTPA, la surface spécifique est

de 1058 m² g-1, le volume des pores est de 0.85 cm3 g-1 et le diamètre moyen des pores est de 3.41 nm. La

faible évolution du volume poreux et du diamètre des pores indiquent qu'il n'y a qu’une faible quantité de DTPA

greffé dans le système poreux des MSN et que le DTPA s'est donc majoritairement greffé en surface extérieure.

Relative pressure P/P0

0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0

Ad

sorb

ed

volu

me

[cm

3 g-1

]

0

200

400

600

800

1000

1200

a) b)

Relative pressure P/P0

0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0

Ads

orbe

d v

olu

me

[cm

3 g

-1]

0

200

400

600

800

1000

1200

139

AnalyseThermogravimétrique

Figure 106. Graphe d'ATG du lot HYD après fonctionnalisation. 

La perte de masse, entre 150 °C et 500 °C (correspondant à la dégradation du DTPA), est de 7 %.

Cela corrobore les valeurs obtenues avec la physisorption après fonctionnalisation et correspond aux quantités

greffées dans l'article sur l'optimisation de la fonctionnalisation par Bouchoucha et al.[18]

Tempsderelaxation

Figure 107. Taux de relaxation longitudinale (1/T1) et transverse (1/T2) du lot HYD (a) et le signal relatif estimé pour un TR de 400 ms et un TE de 10 ms (b), tous les deux en fonction de la concentration en Gd3+. 

La relaxivité longitudinale est de 26 mM-1 s-1 et la relaxivité transverse est de 28 mM-1 s-1.

Le rapport r2/r1 est donc de 1.46, ce qui correspond aux valeurs déjà publiées dans la littérature.[18]

Les temps T1 et T2 pour la solution non diluée étaient de 19.18 ± 0.05 ms et 13.210 ± 0.003 ms respectivement.

Temperature [°C]

0 100 200 300 400 500 600 700

Mas

s lo

ss [

%]

80

85

90

95

100

Temperature [°C]

0 100 200 300 400 500 600 700

Ma

ss lo

ss [

%]

0

20

40

60

80

100

Gadolinium concentration [mM]

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0

Re

lativ

e e

stim

ate

d s

ign

al

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

Gadolinium concentration [mM]

0,2 0,4 0,6 0,8 1,0 1,2 1,4 1,6 1,8 2,0 2,2

1/T

i [s-1

]

0

10

20

30

40

50

60

70

80

1/T1

1/T2

38 x - 2.16R2 = 0.996

26 x - 1.14R2 = 0.996

a) b)

140

Quantificationdelaconcentrationengadolinium

La concentration en gadolinium a été mesurée par ICP-MS. Elle est de 2.0 mM dans la solution non

diluée. Lors de la réalisation des hydrogels, cette solution a été diluée jusqu'à une concentration de 0.4 mM,

pour obtenir un signal optimal.

Lot BAL (Billes ALginate)

DiffractiondesRayonsX

Figure 108. Diffractogramme DRX du lot BAL. 

Le diffractogramme correspond bien à la structure Ia3d des MCM-48.

MicroscopieÉlectroniqueenTransmission

Figure 109. Image MET du lot HYD et distribution de taille des nanoparticules. 

Les MCM-48 sont bien sphériques, avec une distribution de taille étroite et centrée sur 150 nm.

2 [°]

2 3 4 5 6 7 8

Inte

nsity

[a

.u.]

0

2000

4000

6000

8000

141

Physisorptiond'azote

Figure  110.  Isothermes  de  physisorption  d’azote  (‐196  °C)  du  lot  BAL  avant  fonctionnalisation  (a)  et  après fonctionnalisation avec le DTPA (b). 

Les mesures de physisorption sont faites sur les MSN pures (a) et les MSN après fonctionnalisation

avec le DTPA (b). Pour les MSN, la surface spécifique est de 1223.9 m² g-1, le volume des pores est

de 0.94 cm3 g-1 et le diamètre moyen des pores est de 3.5 nm. Pour les MSN-DTPA, la surface spécifique est

de 1106.8 m² g-1, le volume des pores est de 0.75 cm3 g-1 et le diamètre moyen des pores est de 3.2 nm. La

faible évolution du volume poreux et du diamètre des pores indiquent qu'il n'y a eu que peu de fonctionnalisation

dans le système poreux des MSN et que le DTPA s'est majoritairement greffé en surface.

AnalyseThermogravimétrique

Figure 111. Graphe d'ATG du lot BAL après fonctionnalisation. 

La perte de masse, entre 150 °C et 500 °C (correspondant au DTPA), est de 5 %. Cela corrobore les

valeurs obtenues avec la physisorption après fonctionnalisation et correspond aux quantités greffées dans

l'article sur l'optimisation de la fonctionnalisation par Bouchoucha et al.[18]

Relative Pressure P/P0

0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0

Ab

sorb

ed V

olum

e [c

m3 g

-1]

0

200

400

600

800

1000

Relative Pressure P/P0

0.0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0

Ab

sorb

ed V

olum

e [c

m3 g

-1]

0

200

400

600

800

1000

a) b)

Temperature [°C]

0 100 200 300 400 500 600 700

Mas

s lo

ss [

%]

75

80

85

90

95

100

Temperature [°C]

0 100 200 300 400 500 600 700

Mas

s lo

ss [%

]

0

20

40

60

80

100

142

Tempsderelaxation

Les courbes complètes de vitesses de relaxation en fonction de la concentration en gadolinium n'ont

pas été faites, à cause de la faible quantité de produit disponible pour les analyses. Cependant, les temps de

relaxation pour la solution non diluée ont été mesurés et sont reportés dans le tableau ci-dessous.

Tableau 23. Taux de relaxation pour les deux solutions du lot BAL. 

  T1 [ms]  T2 [ms] 

Expérience sans cellules 12.89 ± 0.01 7.883 ± 0.003 

Expérience avec cellules 26.61 ± 0.02 14.183 ± 0.009

En divisant T1/T2, on peut obtenir un r2/r1 approximatif qui indique si le produit sera efficace pour

rehausser le contraste ou non en IRM. Ici on obtient 1.63 et 1.76, ce qui est plus élevé que pour le lot HYD.

Cependant le produit est dans du PBS (expérience sans cellules) ou du DMEM (expérience avec cellules) et

non dans de l'eau, ce qui explique que la relaxométrie soit plus élevée. La constante d'échange entre le

gadolinium et les protons dépend de la disponibilité des protons et leur mobilité est moindre dans le PBS

ou le DMEM.

Quantificationdelaconcentrationengadolinium

La concentration en gadolinium a été mesurée par ICP-MS, pour l'expérience sans cellules. La solution

utilisée était à 3.71 mM en gadolinium. Lors de l'élaboration des billes d'alginate, le produit a été dilué 13.25 fois,

ce qui donne une concentration de 0.28 mM dans les billes d'alginate.

Pour l'expérience avec cellules, la concentration en gadolinium a été quantifiée par NAA. La solution

utilisée était à 3.6 mM en gadolinum. Lors de la réalisation des billes d'alginate, le produit a été dilué 10.5 fois,

ce qui donne une concentration de 0.34 mM dans les billes d'alginate.

143

Annexe B : Procédures de biopsie

Biopsiesducancerdusein

La première biopsie du cancer du sein sous IRM a eu lieu en 1979.[258] La biopsie percutanée du sein

présente de nombreux avantages, tels qu'énumérés au début du chapitre 1. De ce fait, de plus en plus de

biopsies sous IRM sont présentées dans la littérature.[259] Lorsque l'on saisit les mots-clés "Magnetic Resonance

Imaging Guided Breast Biopsy" dans PubMed.gov, on trouve 48 résultats entre 1990 et 1999, 230 résultats

entre 2000 et 2009 et déjà 260 résultats entre 2010 et 2015. Les biopsies guidées par IRM peuvent être réalisées

avec des aiguilles fines,[260] au trocart (aiguilles de forage)[261, 262] ou assistées par aspiration,[263-267] suivant les

caractéristiques de la masse suspecte et les résultats recherchés (Tableau 24).

Tableau 24. Comparaison entre les techniques de biopsies percutanées.[268] 

Biopsie par aspiration / avec aiguilles fines Biopsies au trocart

Aiguilles de 20 à 25 gauges Aiguilles de 10 à 18 gauges

Cytopathologie (étude des cellules tumorales dans des liquides biologiques)

Histopathologie (étude au microscope des tissus prélevés)

Faible volume tumoral Fort volume tumoral

Interprétation immédiate Interprétation décalée

La procédure générale de biopsie du cancer du sein est résumée par Fischer dans Interventional Breast

Imaging[269] et par Gabe dans MR-guided Breast Interventions.[270] Une fois la masse suspecte clairement

identifiée, les coordonnées de ponction x, y et z sont calculées (Figure 112b). Le point de ponction est marqué

sur une grille (Figure 112c) et une IRM de contrôle est effectuée. Si la position du marqueur est correcte, la

peau est désinfectée et une anesthésie locale est effectuée. La peau est légèrement incisée pour faciliter l'entrée

du trocart et du bloc de guidage. Le trocart est introduit à la profondeur appropriée (coordonnée z) puis retiré et

remplacé par un obturateur en plastique. Une nouvelle IRM de contrôle est effectuée pour confirmer que le

trocart est à la bonne profondeur. L'obturateur est remplacé par le dispositif de biopsie. Entre six et douze

échantillons sont prélevés suivant le diamètre de l'aiguille (par exemple avec une aiguille de 10 gauges, 12

échantillons seront obtenus). L'aiguille est enfin retirée et une mammographie de contrôle est alors effectuée

mais l'imagerie est difficile à réaliser car il y a du gaz et un épanchement sanguin (hématome) au niveau de la

lésion. L'ensemble de la procédure est résumé étape par étape dans la Figure 113.

144

Figure 112. a) Photo d'une patiente positionnée dans une bobine pour IRM avec une grille latérale; b) image IRM avec la grille de planification pour la biopsie et c) exemple d'une feuille de travail en prévision d'une biopsie avec la lésion indiquée à gauche et le repère de l'emplacement de la grille ("grid fiducial location").[270] 

Figure 113. Photos étape par étape d'une procédure de biopsie du sein. a) Nettoyage de la peau; b) anesthésie locale; c) insertion du trocart dans la gaine de guidage puis d) dans le bloc de guidage; e) positionnement du bloc dans la grille; f) retrait du trocart et remplacement par un obturateur. Après confirmation par imagerie IRM de la position du système, l'obturateur est retiré et g) l'aiguille de biopsie est insérée; h) 12 noyaux sont retirés et i) sont placés dans un récipient pour biopsie.[270] 

Les biopsies du sein sous IRM sont plus sûres et efficaces que celles effectuées avec d’autres

techniques d'imagerie, sans augmentation du risque de complication.[231, 271-273] En 2008, Eby et Lehman ont

rapporté des taux de succès de 97% pour les biopsies sous IRM.[274]

Biopsiesducancerdelaprostate

Tout comme les biopsies du sein, de plus en plus de biopsies de la prostate guidées par IRM sont

présentées dans la littérature.[64] Lorsque l'on saisit les mots-clés "Magnetic Resonance Imaging Guided

Prostate Biopsy" dans PubMed.gov, on trouve 18 résultats entre 1990 et 1999, 170 résultats entre 2000 et 2009

et déjà 531 résultats entre 2010 et 2015. Les biopsies guidées par IRM peuvent être réalisées par voie

145

transglutéale,[275] transpérinéale[276] ou transrectale.[277-280] L'un des avantages de la voie transrectale est qu'elle

ne nécessite pas systématiquement le recours à l’anesthésie générale.[281]

La procédure générale de biopsie du cancer de la prostate est résumée par Stafford dans MRI-Guided

Prostate Biopsy.[282] La majorité des procédures utilisent des bobines réceptrices endorectales, placées en

liaison avec des bobines de réception sur les faces antérieure et postérieure du bassin, afin d'accroitre le rapport

signal sur bruit en IRM. Dans l'approche transrectale, la plus pratiquée, un système de guidage est placé

directement dans le rectum et une aiguille est passée à travers la muqueuse rectale pour réaliser

l'échantillonnage. En raison de la difficulté à maintenir manuellement la position du guidage de l'aiguille pendant

le processus entier, une assistance robotique sous la forme d'un bras articulé est souvent nécessaire (Figure

114a).

Figure 114. a) Exemple de système de bras articulé pour les biopsies transrectales;[282] b) image IRM de vérification de l'emplacement du manchon (flèche jaune)[282] et c) schéma des emplacements de prélèvement pour  les biopsies de la prostate  (le  nombre  d'emplacement  va  varier  suivant  le  choix  de  l'aiguille)  (MDxHealth, http://mdxhealth.com/confirmmdx‐prostate‐cancer). 

Un manchon rempli d'un agent de contraste à base de gadolinium sert de repère pour illustrer le trajet

de l'aiguille de biopsie. Des images IRM itératives en pondération T1 et T2 sont prises pour vérifier l'emplacement

du manchon (Figure 114b) et les ajustements nécessaires sont faits pour que le manchon soit à proximité de la

prostate. Lorsque tout est en place, l'aiguille de biopsie est insérée à la profondeur adéquate pour prélever les

échantillons aux emplacements prévus (Figure 114c). Comme il n'existe pas de support pour l'aiguille de biopsie,

des images de vérification sont indispensables pendant la procédure pour régler en temps réel la position de

l'aiguille avant d'acquérir les échantillons.

146

Annexe C : Concepts des techniques d'analyse

Cette annexe regroupe une brève description des techniques d'analyse les plus connues.

Microscopieélectroniqueàtransmission(MET)[283]

Le MET permet de donner une image, pouvant atteindre une résolution d'un dixième de nanomètre,

d'un objet mince (idéalement 20 nm et 200 nm maximum, cela dépend de la nature de l'échantillon et des

caractéristiques du MET utilisé). L'appareil est composé d'un canon à électrons, de lentilles magnétiques et de

détecteurs d'électrons (Figure 115). L’intérieur de la colonne est sous un vide d’environ 10–3 à 10–5 Pa, pour

éviter la déviation du faisceau. En effet, le canon à électrons produit des électrons grâce à une forte tension

électrique (environ 2 kV) et ces électrons vont parcourir la colonne en étant focalisés par des lentilles

électromagnétiques convergentes. L'échantillon est soumis à un faisceau d’électrons dont l’énergie est de l’ordre

de la centaine de keV (100 à 300 keV).

Figure 115. Schéma de la colonne d'un microscope électronique à transmission (MET).[283]  

Les électrons vont interagir avec l'échantillon et il en résulte trois types d'électrons : les électrons

transmis, qui ne sont pas déviés et n'ont pas perdu d'énergie, les électrons diffusés élastiquement et les

électrons diffusés inélastiquement. Afin de maximiser le contraste, seule une partie de ces électrons est

collectée. En réglant les lentilles, on peut obtenir une image en champ clair ou en champ sombre. Pour les

images en champ clair, seuls les électrons transmis sont collectés, ce qui permet d'obtenir beaucoup de signal

et d'électrons, donc d'informations, mais moins de contraste. Pour les images en champ sombre, seuls les

électrons diffusés élastiquement sont collectés, ce qui permet d'obtenir un meilleur contraste car ces électrons

147

dépendent fortement du numéro atomique des atomes, mais moins d'information sur l'échantillon. Les images

sont majoritairement enregistrées à l'aide d'une caméra CCD ("charge coupled device") composée d’un

scintillateur couplé avec une matrice d’éléments semi-conducteurs représentant chacun un pixel d'image. Le

plus souvent, la caméra est installée sous l'écran fluorescent (Figure 115). La caméra CCD permet l'acquisition,

le traitement et l'affichage de l'image presque instantanément. Il est aussi possible d'enregistrer des images

grâce à des plaques numériques ou les négatifs photographiques.

DiffractiondesrayonsX(DRX)[284]

Un solide structuré périodiquement présente des atomes, ions ou molécules décrivant un motif

périodique dans les trois dimensions de l'espace. Cette répartition ordonnée est décrite par des plans parallèles

et équidistants nommés plans réticulaires, séparés par une distance inter-réticulaire notée . En 1912, le

physicien Max Von Laue émet l'hypothèse que si ces plans étaient régulièrement espacés et si les rayons X

étaient des ondes périodiques de longueur d'onde de l'ordre de cet espacement, alors les solides cristallins

pourraient diffracter les rayons X. L'hypothèse fut démontrée peu après et les physiciens Bragg (père et fils)

établirent les conditions nécessaires pour observer une diffraction : la loi de Bragg (Équation 35).

n 2 sin Équation 35 

Avec n l'ordre de diffraction (entier naturel non nul), la longueur d'onde du faisceau de rayons X, la

distance inter-réticulaire et l'angle d'incidence des rayons X. La position des pics de diffraction est déterminée

par la nature de la maille cristallographique, alors que leur intensité dépend de la position et de la nature des

atomes dans la maille. Le patron de diffraction est propre à chaque structure périodique et il est donc possible

de confirmer la périodicité et la nature d'un échantillon en utilisant la DRX. Les rayons X sont généralement

produits grâce à une anticathode de cuivre ((K = 1.54 Å). Un détecteur à scintillation (souvent un cristal de

NaI) mesure l’intensité du rayonnement X diffracté, en tournant autour du même axe mais à une vitesse double

de celle de l’échantillon. Pour un angle d’incidence , l’angle mesuré est donc 2.

Microscopieélectroniqueàtransmission(MEB)[285]

La microscopie électronique à balayage permet de visualiser des surfaces à l'échelle submicronique

avec une résolution latérale de l'ordre du nanomètre. L'appareil se compose d'une colonne montée sur la

chambre d'échantillon, contenant le canon à électrons, des condensateurs pour focaliser le faisceau émis, une

bobine de balayage pour balayer l'échantillon avec le faisceau et des détecteurs d'électrons (Figure 116). Un

circuit de pompage permet d'obtenir le vide dans la chambre de l'échantillon et dans la colonne (niveau minimum

de 10-3 Pa), afin d'éviter la déviation du faisceau d'électrons par les molécules dans l'air. Le canon à électrons

148

produit un faisceau grâce à un filament de tungstène chauffé par un courant. Il est accéléré puis focalisé sur

l'échantillon par des condensateurs.

Figure 116. Schéma simplifié de la colonne d'un microscope électronique à balayage.[285] 

Lorsque le faisceau touche l'échantillon, des électrons rétrodiffusés et des électrons secondaires sont

émis. Il y a aussi émission d'électrons Auger et une émission de rayons X qui sont détectés pour la microanalyse

X par sonde électrique mais qui n'entrent pas dans l'extrapolation de l'image MEB. La zone d'interaction des

électrons incidents est une poire de profondeur de l'ordre du micron. Dans le cadre du projet, seule la détection

des électrons secondaires a été utilisée car ils permettent d'obtenir des informations sur la topographie de

l'échantillon. En effet, seuls les électrons secondaires proches de la surface (quelques nm3) ont l'énergie

nécessaire pour s'en échapper, ce qui les rend très sensibles aux irrégularités de la surface. En raison de leur

faible énergie, ces électrons sont ensuite attirés dans le détecteur par une tension d'environ 200 V. L'image est

ensuite formée en balayant point par point l'échantillon et en déduisant l'intensité lumineuse de celle du signal

issu du détecteur.

SpectrométriephotoélectroniqueX[286]

La spectrométrie photoélectronique X (XPS) permet d'analyser les éléments chimiques présents sur

les 5 à 10 premiers nanomètres d'une surface, l'état d'oxydation de ces éléments et leur état de liaison avec les

autres éléments autour. L'appareil émet un faisceau de rayons X (grâce à une source de rayons X) qui vont

interagir avec la surface et entraîner, par effet photoélectrique, l'expulsion de photoélectrons X (Figure 117a).

Un détecteur va récolter ces photoélectrons pour en mesurer l'énergie cinétique. Cette dernière permet d'obtenir

l'énergie de liaison (Équation 36), c’est-à-dire l'énergie nécessaire pour arracher un électron à son noyau.

Équation 36 

149

Avec l'énergie des rayons X, l'énergie de liaison et l'énergie cinétique. L'énergie de liaison

dépend de l'élément et de son environnement chimique. Plus l'électron sera proche du noyau ou plus son

environnement est électronégatif, plus l'énergie nécessaire pour l'arracher sera grande. Ainsi un carbone lié à

un oxygène a une énergie de liaison plus grande qu'un carbone lié à un hydrogène. L'XPS permet donc non

seulement de déterminer quels atomes sont présents, exceptés l'hydrogène et l'hélium qui ne sont pas

détectables, sur une surface (analyse en survol) mais aussi d'en extrapoler la structure moléculaire (analyse en

haute résolution). Les données collectées sont obtenues sous la forme d'un spectre (Figure 117b)

Figure 117. a) Schéma simplifié d'un appareil de spectrométrie photoélectronique X et b) spectre obtenu en survol.[286] 

L'intégration de l'aire sous le pic permet de quantifier les éléments de manière relative pour les spectres

en survol: la somme de tous les éléments fera 100 %. Pour les spectres de haute résolution, le pic obtenu résulte

de la contribution des différents états chimiques de l’élément considéré. Par exemple pour le pic du carbone, il

pourra y avoir la contribution du carbone lié à un autre carbone ou un hydrogène (C-C, C-H), celle du carbone

lié à un azote (C-N) ou encore un carbone lié à un oxygène (C-O). Cette différence d’énergie de liaison est due

à une différence d’électronégativité de l’atome voisin, ainsi que le type de liaison impliquée. Par exemple, une

liaison C-O n’aura pas la même énergie qu’une liaison de type C=O, comme expliqué précédemment. Pour

différencier chaque type de liaisons et les quantifier, il est alors nécessaire d’effectuer une déconvolution du

spectre brut obtenu.[287]

SpectroscopieinfrarougeàtransforméedeFourier(FTIR)[288]

La spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier est une technique d'analyse de la structure

moléculaire se basant sur l'interaction entre les rayonnements infrarouges (IR) et les mouvements internes des

molécules. En effet, les longueurs d'onde en IR sont proches de l'énergie de vibration des molécules, ce qui

conduit à des absorptions à des fréquences caractéristiques de certains groupements chimiques et de certains

types de liaison. Un spectromètre FTIR est composé d'une source lumineuse, d'un interféromètre, d'un porte-

échantillon, d'un détecteur et d'un système de traitement du signal par transformée de Fourier. L'interféromètre

150

est constitué d'un ensemble de miroirs réfléchissants dans une configuration qui va permettre de faire varier le

trajet parcouru par la lumière, de sorte à ce que chaque longueur d'onde soit périodiquement transmise pour

traverser l'échantillon (Figure 118). Le système de traitement du signal va transformer le signal analogique

transmis par le détecteur en un signal numérique exploitable par un système informatique grâce à la transformée

de Fourier.[289]

Figure 118. Interféromètre pour spectromètre infrarouge à transformée de Fourier (source : Wikipédia, domaine public). 

151

Annexe D : Nettoyage des substrats de titane

Dans le chapitre 1, des substrats de titane représentant des aiguilles de biopsie ont été trempés dans

une solution de PEG et de MSN-DTPA-Gd pour être recouverts d'une couche d'hydrogel paramagnétique. Pour

cela, les substrats ont été préalablement préparés par lavage puis fonctionnalisés avec un phosphate acrylate

qui assure la liaison chimique entre le titane et l'hydrogel. Cette annexe présente les différentes études

concernant le lavage des substrats de titane pour obtenir une surface avec un minimum de contaminants.

Le nettoyage de la surface est très important, car pour accrocher l'hydrogel sur les aiguilles, il faut

greffer à la surface une molécule capable de se lier au titane d'un côté et à l'hydrogel de l'autre. Cette étape ne

peut pas se faire si la molécule n'a pas accès aux atomes de titane à cause de la présence d'une couche de

contaminants. Les contaminants peuvent se présenter sous la forme d'huiles, de graisses et de poussières de

silice (SiO2) provenant du traitement en usine (papier abrasif). La forte affinité du titane avec les éléments

ambiants, tels que le carbone, l'oxygène, l'hydrogène ou l'azote, est aussi responsable d’une couche de

contaminants à la surface des échantillons vendus par les fournisseurs.

Dans une première étape, des substrats plats de titane (feuillets) ont été utilisés pour faciliter la

caractérisation des échantillons. Ensuite la méthode la plus efficace a été appliquée sur des substrats 3D (tubes)

qui ont aussi été caractérisés pour s'assurer de la reproductibilité de la méthode en tridimensionnel. Six

procédures de nettoyage, regroupées en trois catégories, ont été testées.

Nettoyageauxultrasons

"EtOH US" : Les échantillons ont été immergés dans de l'éthanol anhydre 10 min dans un bain à ultrasons à

température ambiante, puis séchés à l'air médical et conservés sous vide.

"Ac + EtOH US" : Le protocole est identique à celui de "EtOH US", mais précédé d'une immersion dans

de l'acétone 10 min, dans un bain à ultrasons à température ambiante.

Utilisationd'undétergent

"Contrad 2% - 10 min US" : Les échantillons ont été immergés dans une solution à 2% massique d'un surfactant

ionique, le Contrad-70 (Decon Lab. Inc., King of Prussia, PA, USA), 10 min dans un bain à ultrasons à

température ambiante, puis rincés abondamment à l'eau nanopure et à l'éthanol. Le titane est ensuite séché à

l'air médical et conservé sous vide.

"Contrad 5% - 1 h US" : Le protocole est identique à celui de "Contrad 2% - 10 min US" mais la solution

de Contrad a été portée à 5% (w/w) et la durée de l'immersion dans le bain à ultrasons a été de 1 h.

152

Solutionsacido‐basiquesactivées

"TL1" : Les échantillons sont immergés dans une solution TL1 portée à 80°C pendant 10 min. La solution de

TL1 est composée d'eau nanopure, de peroxyde d'hydrogène (Fluka, ON, Canada) et d'ammoniac à 25%

(Fisher, IL, USA) dans un ratio volumique de 5:1:1. Les échantillons sont ensuite rincés abondamment avec de

l'eau nanopure et de l'éthanol, séchés à l'air médical et conservés sous vide.

"TL2 + TL1" : Les échantillons sont immergés dans une solution de TL2 portée à 80°C pendant 10 min, puis

dans une solution de TL1 portée à 80°C pendant 10 min. La solution de TL2 est composée d'eau nanopure, de

peroxyde d'hydrogène et d'acide chlorhydrique concentré (Fisher, Canada) dans un ratio volumique de 6:1:1.

Les échantillons sont ensuite rincés abondamment avec de l'eau nanopure et de l'éthanol, séchés à l'air médical

et conservés sous vide.

Après avoir été nettoyés, les échantillons sont analysés en survol en spectroscopie des

photoélectrons X (XPS). La texture de la surface a aussi été analysée par microscopie à force atomique (AFM),

en mode tapotement avec un microscope DimensionTM 3100 (Digital Insruments/Veeco, Santa Barbara, CA,

USA) et une pointe en silicium (NCHV, diamètre de 10 nm, Bruker) et une vitesse de scan de 1 Hz. Les images

ont été analysées avec le logiciel Nanoscope Analysis 1.5. La rugosité moyenne quadratique (RRMS, Root Mean

Square Roughness) a été calculée en se basant sur l'intégralité de la surface de trois images de 20 µm x 20

µm. Le profil de rugosité présenté a été réalisé en diagonale de l'image présentée, en partant du coin en haut

à gauche jusqu'au point en bas à droite.

La première procédure de nettoyage testée a consisté à immerger les substrats dans de l'éthanol ou à

les immerger dans de l'acétone puis de l'éthanol dans un bain à ultrasons. Cette procédure de nettoyage se

retrouve dans des nombreuses publications[290-292] pour sa simplicité et son efficacité à réduire la couche de

contaminants organiques. L'analyse XPS montre, en effet, une réduction du pourcentage atomique de carbone

et une augmentation du titane mais il reste toujours du silicium à la surface des substrats. Ces deux méthodes

de nettoyage ne sont donc pas suffisamment performantes.

Une autre procédure de nettoyage a donc été testée : les surfactants ioniques. Le Contrad 70 est une

émulsion de surfactants anioniques et non ioniques dans une base aqueuse alcaline.[293] Les solutions de

Contrad 70 sont utilisées pour enlever pratiquement tous les contaminants dont le carbone et les graisses.

Cependant les analyses XPS ont montré que si le pourcentage atomique de carbone diminuait légèrement en

utilisant une solution à 5 % pendant 1 h dans un bain à ultrasons, le pourcentage atomique de silicium lui ne

diminuait en rien (comme ce sont des pourcentages relatifs, il est même plus élevé que dans les échantillons

de contrôle, mais cela est dû à la diminution du pourcentage de carbone).

153

Une méthodologie de nettoyage du silicium avait été rapportée dans la littérature en 1970 par Kern et

Puotinen.[227] Cette méthode est basée sur trois étapes : l'oxydation en milieu basique, l'oxydation en milieu

acide et la désoxydation.

Oxydation en milieu basique : La solution basique (TL1) a une double action d'oxydation et de répulsion

grâce à l'ion OH- qui va charger négativement la surface. C'est une action qui va permettre le nettoyage des

particules déposées en surface ainsi que le nettoyage d'une partie des ions métalliques du groupe I et II qui

pourraient se trouver en surface et qui sont complexés alors par les ions NH3+.

Oxydation en milieu acide : La solution acide (TL2) sert principalement à retirer les métaux lourds

adsorbés en surface (Fe, Cu, Ag, Au, Zn, Cd, Hg…), par formation de complexes chlorés solubles. Cette étape

rend la surface hydrophobe car les liaisons libérées en surface se saturent d'hydrogène.

Désoxydation : La dernière étape est la désoxydation avec l'acide fluorhydrique pour éliminer la couche

oxydée en surface par dissolution. Cette dernière étape rend aussi la surface hydrophobe car elle est souvent

recouverte ensuite d'une couche d'acide fluorhydrique (HF) formée par adsorption.

Or, pour notre application, il est nécessaire d'avoir des groupements hydroxyles à la surface pour

pouvoir greffer ensuite le phosphate acrylate sur le titane.[226] C'est pourquoi la procédure de nettoyage décrite

par Kern et Puotinen a été adaptée pour que la solution TL1, induisant les groupements hydroxyles, soit toujours

la dernière utilisée sur le substrat. Dans un premier temps, un essai a été fait en limitant le nettoyage à une

immersion dans la solution de TL1 car la solution TL2 est agressive et risquait donc de détériorer la surface de

titane. Le pourcentage atomique de carbone a significativement été réduit jusqu'à 30 % et le silicium a

complètement disparu de la surface.

Une dernière procédure de nettoyage a été utilisée en immergeant préalablement le substrat dans une

solution TL2 avant immersion dans une solution de TL1. Le résultat des analyses et leur interprétation sont

décrits dans la section 6.2.1 et rapportés dans le Tableau 16 et la Figure 80.

Le pourcentage atomique de carbone diminue jusqu'à 20 %, ce qui est le plus bas pourcentage que

l'on puisse généralement atteindre, considérant la contamination ambiante au moment de procéder à l'analyse

(préparation de l'échantillon et insertion dans l'appareil XPS). Les pourcentages élevés de titane (20 %) et

d'oxygène (57 %) indiquent que la couche de contaminants ne constitue plus les 5 premiers nanomètres de la

surface. Cette méthode est donc la plus efficace pour nettoyer le titane.

Les analyses XPS nous ont permis de nous assurer de l'efficacité de la méthode "TL2 + TL1" mais il

était aussi important de s'assurer de l'homogénéité et de la reproductibilité de celle-ci. La variation standard des

154

pourcentages atomiques entre trois points d'un même échantillon ne dépasse pas les 0.7%, ce qui indique que

le processus de nettoyage est homogène sur l'intégralité de la surface. La variation standard des pourcentages

atomiques a aussi été quantifiée entre trois échantillons différents et n'excède pas 2.6 %. La méthode est donc

reproductible sur plusieurs échantillons.

Cependant, comme il a été dit précédemment, la solution TL2 est agressive, particulièrement pour les

substrats métalliques, et pourrait potentiellement dégrader la surface. Or, une augmentation de la rugosité de

la surface pourrait causer des difficultés pour obtenir une couche homogène après dépôt de l'hydrogel par

trempage-retrait. Une analyse AFM a donc été réalisée sur les substrats avant et après nettoyage "TL2 + TL1"

(Figure 80). L'AFM permet de quantifier la rugosité d'une surface et donc de mettre en évidence toute

dégradation du substrat après nettoyage.

Le titane avant nettoyage a une rugosité moyenne de 265 nm. Bien que le titane reçu ne soit pas

finement poli, la rugosité moyenne reste sous les 0.5 µm, ce qui est suffisamment faible pour assurer une bonne

cohésion du dépôt d'hydrogel. Une fois nettoyé par "TL2 + TL1", le titane montre une rugosité moyenne à peine

plus élevée (279 nm); ce qui reste très faible. Aucune dégradation significative du titane n'est donc observée

après nettoyage, malgré l'utilisation d'une solution agressive.

La méthode de nettoyage "TL2 + TL1" réduit donc considérablement la couche de contaminants à la

surface des substrats de titane de façon homogène et reproductible, ne dégrade pas non plus ces derniers et

hydroxyle la surface pour permettre ensuite le greffage du phosphate acrylate pour l'activation du substrat. Cette

partie est plus amplement traitée dans le chapitre 1.

155

Bibliographie

1. Bergmann, C. P.; Stumpf, A., Biomaterials. In Dental Ceramics: Microstructure, Properties and Degradation, Springer Berlin Heidelberg: 2013.

2. Lee, K. Y.; Mooney, D. J., Hydrogels for tissue engineering. Chemical Reviews 2001, 101 (7), 1869.

3. Wan, J. D., Microfluidic-Based Synthesis of Hydrogel Particles for Cell Microencapsulation and Cell-Based Drug Delivery. Polymers 2012, 4 (2), 1084.

4. Elisseeff, J.; McIntosh, W.; Fu, K., et al., Controlled-release of IGF-I and TGF-beta 1 in a photopolymerizing hydrogel for cartilage tissue engineering. Journal of Orthopaedic Research 2001, 19 (6), 1098.

5. Peppas, N. A.; Bures, P.; Leobandung, W., et al., Hydrogels in pharmaceutical formulations. European Journal of Pharmaceutics and Biopharmaceutics 2000, 50 (1), 27.

6. Zhang, S.; Ermann, J.; Succi, M. D., et al., An inflammation-targeting hydrogel for local drug delivery in inflammatory bowel disease. Science Translational Medicine 2015, 7 (300), 128.

7. Ahmed, E. M., Hydrogel: Preparation, characterization, and applications: A review. Journal of Advanced Research 2015, 6 (2), 105.

8. Advancing Tissue Science and Engineering: A Foundation for the Future A Multi-Agency Strategic Plan. Tissue Engineering December 2007, 13 (12), 2825.

9. Appel, A. A.; Anastasio, M. A.; Larson, J. C., et al., Imaging challenges in biomaterials and tissue engineering. Biomaterials 2013, 34 (28), 6615.

10. Weiss, C. R.; Nour, S. G.; Lewin, J. S., MR-guided biopsy: A review of current techniques and applications. Journal of Magnetic Resonance Imaging 2008, 27 (2), 311.

11. Hermann, P.; Kotek, J.; Kubicek, V., et al., Gadolinium(iii) complexes as MRI contrast agents: ligand design and properties of the complexes. Dalton Transactions 2008, (23), 3027.

12. Constantinidis, I.; Grant, S. C.; Celper, S., et al., Non-invasive evaluation of alginate/poly-L-lysine/alginate microcapsules by magnetic resonance microscopy. Biomaterials 2007, 28 (15), 2438.

13. Beaumont, M.; Duval, M. G.; Loai, Y., et al., Monitoring angiogenesis in soft-tissue engineered constructs for calvarium bone regeneration: an in vivo longitudinal DCE-MRI study. Nmr in Biomedicine 2010, 23 (1), 48.

14. Colomb, J.; Louie, K.; Massia, S. P., et al., Self-Degrading, MRI-Detectable Hydrogel Sensors With Picomolar Target Sensitivity. Magnetic Resonance in Medicine 2010, 64 (6), 1792.

15. de Graaf, R. A., In Vivo NMR Spectroscopy: Principles and Techniques. Wiley: 2013.

16. Caravan, P., Strategies for increasing the sensitivity of gadolinium based MRI contrast agents. Chemical Society Reviews 2006, 35 (6), 512.

156

17. Moriggi, L.; Cannizzo, C.; Dumas, E., et al., Gold Nanoparticles Functionalized with Gadolinium Chelates as High-Relaxivity MRI Contrast Agents. Journal of the American Chemical Society 2009, 131 (31), 10828.

18. Bouchoucha, M.; C.-Gaudreault, R.; Fortin, M.-A., et al., Mesoporous Silica Nanoparticles: Selective Surface Functionalization for Optimal Relaxometric and Drug Loading Performances. Advanced Functional Materials 2014, 24 (37), 5911.

19. Lin, Y. S.; Tsai, C. P.; Huang, H. Y., et al., Well-ordered mesoporous silica nanoparticles as cell markers. Chemistry of Materials 2005, 17 (18), 4570.

20. Lu, J.; Liong, M.; Zink, J. I., et al., Mesoporous silica nanoparticles as a delivery system for hydrophobic anticancer drugs. Small 2007, 3 (8), 1341.

21. Rosenholm, J. M.; Meinander, A.; Peuhu, E., et al., Targeting of Porous Hybrid Silica Nanoparticles to Cancer Cells. Acs Nano 2009, 3 (1), 197.

22. Lin, Y. S.; Hung, Y.; Su, J. K., et al., Gadolinium(III)-incorporated nanosized mesoporous silica as potential magnetic resonance imaging contrast agents. Journal of Physical Chemistry B 2004, 108 (40), 15608.

23. Taylor, K. M. L.; Kim, J. S.; Rieter, W. J., et al., Mesoporous silica nanospheres as highly efficient MRI contrast agents. Journal of the American Chemical Society 2008, 130 (7), 2154.

24. Vivero-Escoto, J. L.; Taylor-Pashow, K. M. L.; Huxford, R. C., et al., Multifunctional Mesoporous Silica Nanospheres with Cleavable Gd(III) Chelates as MRI Contrast Agents: Synthesis, Characterization, Target-Specificity, and Renal Clearance. Small 2011, 7 (24), 3519.

25. Wu, S. H.; Mou, C. Y.; Lin, H. P., Synthesis of mesoporous silica nanoparticles. Chemical Society Reviews 2013, 42 (9), 3862.

26. Tang, F. Q.; Li, L. L.; Chen, D., Mesoporous Silica Nanoparticles: Synthesis, Biocompatibility and Drug Delivery. Advanced Materials 2012, 24 (12), 1504.

27. Popat, A.; Hartono, S. B.; Stahr, F., et al., Mesoporous silica nanoparticles for bioadsorption, enzyme immobilisation, and delivery carriers. Nanoscale 2011, 3 (7), 2801.

28. Wu, K. C. W.; Yamauchi, Y., Controlling physical features of mesoporous silica nanoparticles (MSNs) for emerging applications. Journal of Materials Chemistry 2012, 22 (4), 1251.

29. Slowing, II; Vivero-Escoto, J. L.; Wu, C. W., et al., Mesoporous silica nanoparticles as controlled release drug delivery and gene transfection carriers. Advanced Drug Delivery Reviews 2008, 60 (11), 1278.

30. Rosenholm, J. M.; Sahlgren, C.; Linden, M., Towards multifunctional, targeted drug delivery systems using mesoporous silica nanoparticles - opportunities & challenges. Nanoscale 2010, 2 (10), 1870.

31. Chen, C. Y.; Li, H. X.; Davis, M. E., Studies on mesoporous materials .1. Synthesis and Characterization of MCM-41. Microporous Materials 1993, 2 (1), 17.

32. Schumacher, K.; Ravikovitch, P. I.; Du Chesne, A., et al., Characterization of MCM-48 materials. Langmuir 2000, 16 (10), 4648.

157

33. Lee, U. H.; Kim, M. H.; Kwon, Y. U., Mesoporous thin films with accessible pores from surfaces. Bulletin of the Korean Chemical Society 2006, 27 (6), 808.

34. Soeno, T.; Inokuchi, K.; Shiratori, S., Ultra-water-repellent surface: fabrication of complicated structure Of SiO2 nanoparticles by electrostatic self-assembled films. Applied Surface Science 2004, 237 (1-4), 543.

35. Tsai, P. S.; Yang, Y. M.; Lee, Y. L., Hierarchically structured superhydrophobic coatings fabricated by successive Langmuir-Blodgett deposition of micro-/nano-sized particles and surface silanization. Nanotechnology 2007, 18 (46), 7.

36. Kobler, J.; Bein, T., Porous Thin Films of Functionalized Mesoporous Silica Nanoplarticles. Acs Nano 2008, 2 (11), 2324.

37. Wiltschka, O.; Bocking, D.; Miller, L., et al., Preparation, characterization, and preliminary biocompatibility evaluation of particulate spin-coated mesoporous silica films. Microporous and Mesoporous Materials 2014, 188, 203.

38. Shang, H. M.; Wang, Y.; Limmer, S. J., et al., Optically transparent superhydrophobic silica-based films. Thin Solid Films 2005, 472 (1-2), 37.

39. Du, X.; Li, X. Y.; He, J. H., Facile Fabrication of Hierarchically Structured Silica Coatings from Hierarchically Mesoporous Silica Nanoparticles and Their Excellent Superhydrophilicity and Superhydrophobicity. Acs Applied Materials & Interfaces 2010, 2 (8), 2365.

40. Du, X.; He, J. H., Facile Fabrication of Hollow Mesoporous Silica Nanospheres for Superhydrophilic and Visible/Near-IR Antireflection Coatings. Chemistry-a European Journal 2011, 17 (29), 8165.

41. Saito, H.; Higuchi, M.; Katayama, K., et al., Fabrication of sintered compacts of spherical mesoporous silica. Journal of Materials Science Letters 2003, 22 (20), 1419.

42. Coblenz, W. S., The physics and chemistry of the sintering of silicon. Journal of Materials Science 1990, 25 (6), 2754.

43. Persello, J., Surface and interface structure of silicas. In Adsorption on silica surfaces, Press, C., Ed. 2000.

44. Zhuravlev, L. T., The surface chemistry of amorphous silica. Zhuravlev model. Colloids and Surfaces a-Physicochemical and Engineering Aspects 2000, 173 (1-3), 1.

45. Cho, W. J.; Saxena, R.; Rodriguez, O., et al., Effects of sintering on dielectric constants of mesoporous silica. Journal of Non-Crystalline Solids 2004, 350, 336.

46. Iler, R., The chemistry of silica. Wiley & sons: New-York, 1979.

47. Comité consultatif de la Société canadienne du cancer Statistiques canadiennes sur le cancer 2015; Société canadienne du cancer: Toronto (Ontario), Mai 2015.

48. Schueller, G.; Jaromi, S.; Ponhold, L., et al., US-guided 14-gauge core-needle breast biopsy: Results of a validation study in 1352 cases. Radiology 2008, 248 (2), 406.

158

49. McCormack, M.; Duclos, A.; Latour, M., et al., Effect of needle size on cancer detection, pain, bleeding and infection in TRUS-guided prostate biopsies: a prospective trial. Cuaj-Canadian Urological Association Journal 2012, 6 (2), 97.

50. Tangoku, A.; Yamamoto, S.; Suga, K., et al., Sentinel lymph node biopsy using computed tomography-lymphography in patients with breast cancer. Surgery 2004, 135 (3), 258.

51. Cantwell, C. P.; Hahn, P. F.; Gervais, D. A., et al., Prostate biopsy after ano-rectal resection: value of CT-guided trans-gluteal biopsy. European radiology 2008, 18 (4), 738.

52. Bruening, W.; Fontanarosa, J.; Tipton, K., et al., Systematic Review: Comparative Effectiveness of Core-Needle and Open Surgical Biopsy to Diagnose Breast Lesions. Annals of Internal Medicine 2010, 152 (4), 238.

53. Société canadienne du cancer Statistiques canadiennes sur le cancer; Agence de la santé publique du Canada, 2015.

54. Liberman, L.; Morris, E., Breast MRI diagnosis and intervention. Springer: New York, 2005.

55. Heine, J. J.; Malhotra, P., Mammographic tissue, breast cancer risk, serial image analysis, and digital mammography. Academic Radiology 2002, 9 (3), 298.

56. Liberman, L.; Morris, E. A.; Dershaw, D. D., et al., MR imaging of the ipsilateral breast in women with percutaneously proven breast cancer. American Journal of Roentgenology 2003, 180 (4), 901.

57. Liberman, L.; Morris, E. A.; Kim, C. M., et al., MR imaging findings in the contralateral breast of women with recently diagnosed breast cancer. American Journal of Roentgenology 2003, 180 (2), 333.

58. Harms, S. E.; Flamig, D. P.; Hesley, K. L., et al., MR imaging of the breast with rotating delivery of excitation off resonance: clinical experience with pathologic correlation. Radiology 1993, 187 (2), 493.

59. Lehman, C. D.; Gatsonis, C.; Kuhl, C. K., et al., MRI evaluation of the contralateral breast in women with recently diagnosed breast cancer. New England Journal of Medicine 2007, 356 (13), 1295.

60. Shah, R. B.; Zhou, M., Prostate biopsy interpretation : an illustrated guide. Springer-Verlag Berlin Heidelberg: Heidelberg, 2012.

61. De Marzo, A. M.; Platz, E. A.; Sutcliffe, S., et al., Inflammation in prostate carcinogenesis. Nature Reviews Cancer 2007, 7 (4), 256.

62. Emiliozzi, P.; Maymone, S.; Paterno, A., et al., Increased accuracy of biopsy Gleason score obtained by extended needle biopsy. Journal of Urology 2004, 172 (6), 2224.

63. Hoeks, C. M. A.; Barentsz, J. O.; Hambrock, T., et al., Prostate Cancer: Multiparametric MR Imaging for Detection, Localization, and Staging. Radiology 2011, 261 (1), 46.

64. Pondman, K. M.; Futterer, J. J.; ten Haken, B., et al., MR-guided biopsy of the prostate: An overview of techniques and a systematic review. European Urology 2008, 54 (3), 517.

65. Hambrock, T.; Somford, D. M.; Hoeks, C., et al., Magnetic Resonance Imaging Guided Prostate Biopsy in Men With Repeat Negative Biopsies and Increased Prostate Specific Antigen. The Journal of Urology 2010, 183 (2), 520.

159

66. Roethke, M.; Anastasiadis, A. G.; Lichy, M., et al., MRI-guided prostate biopsy detects clinically significant cancer: analysis of a cohort of 100 patients after previous negative TRUS biopsy. World Journal of Urology 2011, 30 (2), 213.

67. Gazelle, G. S.; Haaga, J. R., Biopsy needle characteristics. Cardiovascular and interventional radiology 1991, 14 (1), 13.

68. Ferrucci, J. T.; Wittenberg, J.; Mueller, P. R., et al., Diagnosis of abdominal-malignancy by radiologic fine-needle aspiration biopsy. American Journal of Roentgenology 1980, 134 (2), 323.

69. Andriole, J. G.; Haaga, J. R.; Adams, R. B., et al., Biopsy needle characteristics assessed in the laboratory. Radiology 1983, 148 (3), 659.

70. Ahrar, K.; Javadi, S., Biopsy Devices and Techniques. In Percutaneous Image-Guided Biopsy, Ahrar, K.; Gupta, S., Eds. Springer New York: 2014.

71. Schenck, J. F., The role of magnetic susceptibility in magnetic resonance imaging: MRI magnetic compatibility of the first and second kinds. Medical Physics 1996, 23 (6), 815.

72. Bartels, L. W.; Smits, H. F. M.; Bakker, C. J. G., et al., MR Imaging of Vascular Stents: Effects of Susceptibility, Flow, and Radiofrequency Eddy Currents. Journal of Vascular and Interventional Radiology 2001, 12 (3), 365.

73. Song S-E., C. N. B., Iordachita I., Guion P., Fichtinger G., Whitcomb L., Needle Artifact Localization for Intraprocedural Biopsy Position Confirmation in 3T MRI-guided Robotic Transrectal Prostate Intervention. The 4th Image-Guided Therapy Workshop 2011.

74. Moscatel, M. A.; Shellock, F. G.; Morisoli, S. M., Biopsy needles and devices - assessment of ferromagnetism and artifacts during exposure to a 1.5-T MR system. Jmri-Journal of Magnetic Resonance Imaging 1995, 5 (3), 369.

75. Shellock, F. G.; Shellock, V. J., Additional information pertaining to the MR-compatibility of biopsy needles and devices. Jmri-Journal of Magnetic Resonance Imaging 1996, 6 (2), 411.

76. Mueller, P. R.; Stark, D. D.; Simeone, J. F., et al., Clinical use of a nonferromagnetic needle for magnetic resonance-guided biopsy. Gastrointestinal Radiology 1989, 14 (1), 61.

77. Lehman, C. D.; Aikawa, T., MR-guided vacuum-assisted breast biopsy: Accuracy of targeting and success in sampling in a model. Radiology 2004, 232 (3), 911.

78. Daniel, B. L.; Freeman, L. J.; Pyzoha, J. M., et al., An MRI-compatible semiautomated vacuum assisted breast biopsy system: Initial feasibility study. Journal of Magnetic Resonance Imaging 2005, 21 (5), 637.

79. Muller-Bierl, B. M.; Martirosian, P.; Graf, H., et al., Biopsy needle tips with markers - MR compatible needles for high-precision needle tip positioning. Medical Physics 2008, 35 (6), 2273.

80. Penzkofer, T.; Peykan, N.; Schmidt, K., et al., How MRI Compatible is "MRI Compatible"? A Systematic Comparison of Artifacts Caused by Biopsy Needles at 3.0 and 1.5T. Cardiovascular and interventional radiology 2013, 36 (6), 1646.

81. Tot, T.; Pekár, G.; Hofmeyer, S., et al., The distribution of lesions in 1–14-mm invasive breast carcinomas and its relation to metastatic potential. Virchows Archiv 2009, 455 (2), 109.

160

82. Shin, T.; Ukimura, O.; Gill, I. S., Three-dimensional Printed Model of Prostate Anatomy and Targeted Biopsy-proven Index Tumor to Facilitate Nerve-sparing Prostatectomy. European Urology 2016, 69 (2), 377.

83. Association Canadienne du Diabète Charte du diabète pour le Canada; Mai 2015.

84. International Diabetes Federation IDF Diabetes Atlas; 2014.

85. Elayat, A. A.; el-Naggar, M. M.; Tahir, M., An immunocytochemical and morphometric study of the rat pancreatic islets. Journal of Anatomy 1995, 186 (Pt 3), 629.

86. Henquin, J. G., P, Le contrôle de la sécrétion d'insuline par le glucose: signaux déclenchants et amplificateurs. Med Sci (Paris) 1995, 11 (9), 1235.

87. Gillespie, K. M., Type 1 diabetes: pathogenesis and prevention. Canadian Medical Association Journal 2006, 175 (2), 165.

88. Diabetes Control and Complications Trial Research Group, The Effect of Intensive Treatment of Diabetes on the Development and Progression of Long-Term Complications in Insulin-Dependent Diabetes Mellitus. New England Journal of Medicine 1993, 329 (14), 977.

89. CHU Montpellier, Diabète : 1ère utilisation d'un pancréas artificiel autonome dans la vie courante [En ligne]; http://www.reseau-chu.org/, Consulté le 10/11/2015.

90. Squifflet, J. P.; Gruessner, R. W. G.; Sutherland, D. E. R., The history of pancreas transplantation : Past, present and future. Acta Chirurgica Belgica 2008, 108 (3), 367.

91. Johnson, J. D.; Ao, Z. L.; Ao, P., et al., Different Effects of FK506, Rapamycin, and Mycophenolate Mofetil on Glucose-Stimulated Insulin Release and Apoptosis in Human Islets. Cell Transplantation 2009, 18 (8), 833.

92. Lim, F.; Sun, A. M., Microencapsulated islets as bioartificial endocrine pancreas. Science 1980, 210 (4472), 908.

93. de Vos, P.; van Hoogmoed, C. G.; de Haan, B. J., et al., Tissue responses against immunoisolating alginate-PLL capsules in the immediate posttransplant period. Journal of Biomedical Materials Research 2002, 62 (3), 430.

94. Silencieux, F.; Bouchoucha, M.; Mercier, O., et al., Mesoporous Silica Nanoparticles under Sintering Conditions: A Quantitative Study. Langmuir 2015, 31 (47), 13011.

95. Williams, D. F.; Biomaterials, E. S. f., Definitions in Biomaterials: Proceedings of a Consensus Conference of the European Society for Biomaterials, Chester, England, March 3-5, 1986. Elsevier: 1987.

96. Williams, D. F., On the mechanisms of biocompatibility. Biomaterials 2008, 29 (20), 2941.

97. Ratner, B. D., Biomaterials science an introduction to materials in medicine. Academic Press: [S.l.], 2013.

98. Lin, C. C.; Metters, A. T., Hydrogels in controlled release formulations: Network design and mathematical modeling. Advanced Drug Delivery Reviews 2006, 58 (12-13), 1379.

161

99. Park, H.; Park, K., Hydrogels in bioapplications. In ACS Symposium Series; Hydrogels and biodegradable polymers for bioapplications, Ottenbrite, R. M.; Huang, S. J.; Park, K., Eds. 1996; Vol. 627.

100. Cheng, D.; Wu, Y. H.; Guan, Y., et al., Tuning properties of injectable hydrogel scaffold by PEG blending. Polymer 2012, 53 (22), 5124.

101. Fu, H. L.; Rahaman, M. N.; Brown, R. F., et al., Evaluation of BSA protein release from hollow hydroxyapatite microspheres into PEG hydrogel. Materials Science & Engineering C-Materials for Biological Applications 2013, 33 (4), 2245.

102. Shinohara, S.; Kihara, T.; Sakai, S., et al., Fabrication of in vitro three-dimensional multilayered blood vessel model using human endothelial and smooth muscle cells and high-strength PEG hydrogel. Journal of Bioscience and Bioengineering 2013, 116 (2), 231.

103. Tan, G. X.; Liao, J. W.; Ning, C. Y., et al., Preparation, characterization, and drug-release properties of PEG-DA-based copolymer hydrogel microspheres. Journal of Applied Polymer Science 2012, 125 (5), 3509.

104. Hassan, W.; Dong, Y. X.; Wang, W. X., Encapsulation and 3D culture of human adipose-derived stem cells in an in-situ crosslinked hybrid hydrogel composed of PEG-based hyperbranched copolymer and hyaluronic acid. Stem Cell Research & Therapy 2013, 4 (2), 32.

105. Rahman, C. V.; Kuhn, G.; White, L. J., et al., PLGA/PEG-hydrogel composite scaffolds with controllable mechanical properties. Journal of Biomedical Materials Research Part B-Applied Biomaterials 2013, 101B (4), 648.

106. Otsuka, H.; Nagamura, M.; Kaneko, A., et al., Chondrocyte spheroids on microfabricated PEG hydrogel surface and their noninvasive functional monitoring. Science and Technology of Advanced Materials 2012, 13 (6).

107. Francisco, A. T.; Mancino, R. J.; Bowles, R. D., et al., Injectable laminin-functionalized hydrogel for nucleus pulposus regeneration. Biomaterials 2013, 34 (30), 7381.

108. Wang, M. Q.; Yan, J.; Du, S. G., et al., Adsorption characteristic of copper ions and its application in electroless nickel plating on a hydrogel-functionalized poly(vinyl chloride) plastic. Journal of Materials Science 2013, 48 (20), 7224.

109. Wichterle, O.; Lim, D., Hydrophilic gels for biological use. Nature 1960, 185 (4706), 117.

110. Augst, A. D.; Kong, H. J.; Mooney, D. J., Alginate hydrogels as biomaterials. Macromolecular Bioscience 2006, 6 (8), 623.

111. Draget, K. I.; SkjakBraek, G.; Christensen, B. E., et al., Swelling and partial solubilization of alginic acid gel beads in acidic buffer. Carbohydrate Polymers 1996, 29 (3), 209.

112. de Vos, P.; Hoogmoed, C. G.; Busscher, H. J., Chemistry and biocompatibility of alginate-PLL capsules for immunoprotection of mammalian cells. Journal of Biomedical Materials Research 2002, 60 (2), 252.

113. Hasse, C.; Bohrer, T.; Barth, P., et al., Parathyroid xenotransplantation without immunosuppression in experimental hypoparathyroidism: Long-term in vivo function following microencapsulation with a clinically suitable alginate. World Journal of Surgery 2000, 24 (11), 1361.

162

114. Joki, T.; Machluf, M.; Atala, A., et al., Continuous release of endostatin from microencapsulated engineered cells for tumor therapy. Nature Biotechnology 2001, 19 (1), 35.

115. Harris, J. M.; Zalipsky, S., Poly(ethylene glycol) chemistry and biological applications. American Chemical Society: Washington, DC, 1997.

116. Zalipsky, S., Chemistry of polyethylene glycol conjugates with biologically active molecules. Advanced Drug Delivery Reviews 1995, 16 (2-3), 157.

117. Kingshott, P.; Thissen, H.; Griesser, H. J., Effects of cloud-point grafting, chain length, and density of PEG layers on competitive adsorption of ocular proteins. Biomaterials 2002, 23 (9), 2043.

118. Lin, C. C.; Anseth, K. S., PEG Hydrogels for the Controlled Release of Biomolecules in Regenerative Medicine. Pharmaceutical Research 2009, 26 (3), 631.

119. Ahren, M.; Selegard, L.; Klasson, A., et al., Synthesis and Characterization of PEGylated Gd2O3 Nanoparticles for MRI Contrast Enhancement. Langmuir 2010, 26 (8), 5753.

120. Lukyanov, A. N.; Torchilin, V. P., Micelles from lipid derivatives of water-soluble polymers as delivery systems for poorly soluble drugs. Advanced Drug Delivery Reviews 2004, 56 (9), 1273.

121. Bhattacharya, S.; Acharya, S. N. G., Pronounced hydrogel formation by the self-assembled aggregates of N-alkyl disaccharide amphiphiles. Chemistry of Materials 1999, 11 (12), 3504.

122. Huang, Y. H.; Yu, H. Q.; Xiao, C. B., pH-sensitive cationic guar gum/poly (acrylic acid) polyelectrolyte hydrogels: Swelling and in vitro drug release. Carbohydrate Polymers 2007, 69 (4), 774.

123. Sagle, A. C.; Ju, H.; Freeman, B. D., et al., PEG-based hydrogel membrane coatings. Polymer 2009, 50 (3), 756.

124. Hume, P. S.; Bowman, C. N.; Anseth, K. S., Functionalized PEG hydrogels through reactive dip-coating for the formation of immunoactive barriers. Biomaterials 2011, 32 (26), 6204.

125. Geng, X. H.; Mo, X. M.; Fan, L. P., et al., Hierarchically designed injectable hydrogel from oxidized dextran, amino gelatin and 4-arm poly(ethylene glycol)-acrylate for tissue engineering application. Journal of Materials Chemistry 2012, 22 (48), 25130.

126. Stephanie, J. B.; Kristi, S. A., Photopolymerization of Hydrogel Scaffolds. In Scaffolding In Tissue Engineering, CRC Press: 2005.

127. Christian, D., Polymérisation sous rayonnement UV. Editions T.I.: 2000.

128. Caravan, P.; Ellison, J. J.; McMurry, T. J., et al., Gadolinium(III) chelates as MRI contrast agents: Structure, dynamics, and applications. Chemical Reviews 1999, 99 (9), 2293.

129. Du Tremolet De Lacheisserie, É., Magnétisme I: Fondements. Paris, 2000; Vol. 1.

130. Powell, D. H.; NiDhubhghaill, O. M.; Pubanz, D., et al., Structural and dynamic parameters obtained from O-17 NMR, EPR, and NMRD studies of monomeric and dimeric Gd3+ complexes of interest in magnetic resonance imaging: An integrated and theoretically self consistent approach. Journal of the American Chemical Society 1996, 118 (39), 9333.

163

131. Karfeld, L. S.; Bull, S. R.; Davis, N. E., et al., Use of a Genetically Engineered Protein for the Design of a Multivalent MRI Contrast Agent. Bioconjugate chemistry 2007, 18 (6), 1697.

132. Karfeld-Sulzer, L. S.; Waters, E. A.; Davis, N. E., et al., Multivalent Protein Polymer MRI Contrast Agents: Controlling Relaxivity via Modulation of Amino Acid Sequence. Biomacromolecules 2010, 11 (6), 1429.

133. Courant, T.; Roullin, V. G.; Cadiou, C., et al., Hydrogels Incorporating GdDOTA: Towards Highly Efficient Dual T1/T2 MRI Contrast Agents. Angewandte Chemie International Edition 2012, 51 (36), 9119.

134. Yanagisawa, T. S., T; Kuroda, K; Kato, C, The Preparation of Alakyltrimetylammonium-Kanemite Complexes and their Conversion to Microporous Materials. BULLETIN OF THE CHEMICAL SOCIETY OF JAPAN 1990, 63 (4), 988.

135. Beck, J. S.; Vartuli, J. C.; Roth, W. J., et al., A New Family Of Mesoporous Molecular-Sieves Prepared with Liquid-Crystal Templates. Journal of the American Chemical Society 1992, 114 (27), 10834.

136. M. Vallet-Regi, A. R., R. P. del Real, and J. Pérez-Pariente, A New Property of MCM-41:  Drug Delivery System. Chemistry of Materials 2001, 13 (2), 308.

137. Cai, Q.; Luo, Z. S.; Pang, W. Q., et al., Dilute solution routes to various controllable morphologies of MCM-41 silica with a basic medium. Chemistry of Materials 2001, 13 (2), 258.

138. Lin, H. P.; Mou, C. Y., Structural and morphological control of cationic surfactant-templated mesoporous silica. Accounts of Chemical Research 2002, 35 (11), 927.

139. Huh, S.; Wiench, J. W.; Yoo, J. C., et al., Organic functionalization and morphology control of mesoporous silicas via a co-condensation synthesis method. Chemistry of Materials 2003, 15 (22), 4247.

140. Huo, Q. S.; Margolese, D. I.; Ciesla, U., et al., Generalized Synthesis of Periodic Surfactant Inorganic Composite-Materials. Nature 1994, 368 (6469), 317.

141. Zhao, D. Y.; Huo, Q. S.; Feng, J. L., et al., Nonionic triblock and star diblock copolymer and oligomeric surfactant syntheses of highly ordered, hydrothermally stable, mesoporous silica structures. Journal of the American Chemical Society 1998, 120 (24), 6024.

142. Firouzi, A.; Kumar, D.; Bull, L. M., et al., Cooperative Organization of Inorganic-Surfactant and Biomimetic Assemblies. Science 1995, 267 (5201), 1138.

143. Firouzi, A.; Atef, F.; Oertli, A. G., et al., Alkaline lyotropic silicate-surfactant liquid crystals. Journal of the American Chemical Society 1997, 119 (15), 3596.

144. Tao, Z. M.; Morrow, M. P.; Asefa, T., et al., Mesoporous silica nanoparticles inhibit cellular respiration. Nano Letters 2008, 8 (5), 1517.

145. Liu, J. W.; Stace-Naughton, A.; Jiang, X. M., et al., Porous Nanoparticle Supported Lipid Bilayers (Protocells) as Delivery Vehicles. Journal of the American Chemical Society 2009, 131 (4), 1354.

146. Kim, J.; Kim, H. S.; Lee, N., et al., Multifunctional Uniform Nanoparticles Composed of a Magnetite Nanocrystal Core and a Mesoporous Silica Shell for Magnetic Resonance and Fluorescence Imaging and for Drug Delivery. Angewandte Chemie-International Edition 2008, 47 (44), 8438.

164

147. Vallet-Regi, M.; Ramila, A.; del Real, R. P., et al., A new property of MCM-41: Drug delivery system. Chemistry of Materials 2001, 13 (2), 308.

148. Munoz, B.; Ramila, A.; Perez-Pariente, J., et al., MCM-41 organic modification as drug delivery rate regulator. Chemistry of Materials 2003, 15 (2), 500.

149. Andersson, J.; Rosenholm, J.; Areva, S., et al., Influences of material characteristics on ibuprofen drug loading and release profiles from ordered micro- and mesoporous silica matrices. Chemistry of Materials 2004, 16 (21), 4160.

150. Lu, J.; Liong, M.; Li, Z. X., et al., Biocompatibility, Biodistribution, and Drug-Delivery Efficiency of Mesoporous Silica Nanoparticles for Cancer Therapy in Animals. Small 2010, 6 (16), 1794.

151. He, Q. J.; Zhang, Z. W.; Gao, F., et al., In vivo Biodistribution and Urinary Excretion of Mesoporous Silica Nanoparticles: Effects of Particle Size and PEGylation. Small 2011, 7 (2), 271.

152. Vivero-Escoto, J. L.; Huxford-Phillips, R. C.; Lin, W. B., Silica-based nanoprobes for biomedical imaging and theranostic applications. Chemical Society Reviews 2012, 41 (7), 2673.

153. Brinker, C. J.; Frye, G. C.; Hurd, A. J., et al., Fundamentals of Sol-Gel Dip Coating. Thin Solid Films 1991, 201 (1), 97.

154. Berteloot, G.; Pham, C. T.; Daerr, A., et al., Evaporation-induced flow near a contact line: Consequences on coating and contact angle. Epl 2008, 83 (1).

155. Brinker, C. J., Evaporation-induced self-assembly: Functional nanostructures made easy. Mrs Bulletin 2004, 29 (9), 631.

156. Brinker, C. J., Dip Coating. In Chemical Solution Deposition of Functional Oxide Thin Films, Schneller, T.; Waser, R.; Kosec, M.; Payne, D., Eds. Springer Vienna: Vienna, 2013.

157. Qu, D.; Rame, E.; Garoff, S., Dip-coated films of volatile liquids. Physics of Fluids 2002, 14 (3), 1154.

158. Le Berre, M.; Chen, Y.; Baigl, D., From Convective Assembly to Landau-Levich Deposition of Multilayered Phospholipid Films of Controlled Thickness. Langmuir 2009, 25 (5), 2554.

159. Grosso, D., How to exploit the full potential of the dip-coating process to better control film formation. Journal of Materials Chemistry 2011, 21 (43), 17033.

160. Lu, Y. F.; Ganguli, R.; Drewien, C. A., et al., Continuous formation of supported cubic and hexagonal mesoporous films by sol gel dip-coating. Nature 1997, 389 (6649), 364.

161. Zhao, D. Y.; Yang, P. D.; Margolese, D. I., et al., Synthesis of continuous mesoporous silica thin films with three-dimensional accessible pore structures. Chemical Communications 1998, (22), 2499.

162. Grosso, D.; Balkenende, A. R.; Albouy, P. A., et al., Two-dimensional hexagonal mesoporous silica thin films prepared from black copolymers: Detailed characterization amd formation mechanism. Chemistry of Materials 2001, 13 (5), 1848.

163. Xu, A. W.; Yu, J. C.; Zhang, H. X., et al., Continuous formation of supported unusual mesostructured silica films by sol-gel dip coating. Langmuir 2002, 18 (24), 9570.

165

164. Li, X. Y.; Du, X.; He, J. H., Self-Cleaning Antireflective Coatings Assembled from Peculiar Mesoporous Silica Nanoparticles. Langmuir 2010, 26 (16), 13528.

165. Hoshikawa, Y.; Yabe, H.; Nomura, A., et al., Mesoporous Silica Nanoparticles with Remarkable Stability and Dispersibility for Antireflective Coatings. Chemistry of Materials 2010, 22 (1), 12.

166. Landau, L.; Levich, B., Dragging of a liquid by a moving plate. Acta Physicochimica Urss 1942, 17, 42.

167. Gulati, K.; Ramakrishnan, S.; Aw, M. S., et al., Biocompatible polymer coating of titania nanotube arrays for improved drug elution and osteoblast adhesion. Acta Biomaterialia 2012, 8 (1), 449.

168. Panjwani, B.; Satyanarayana, N.; Sinha, S. K., Tribological characterization of a biocompatible thin film of UHMWPE on Ti6Al4V and the effects of PFPE as top lubricating layer. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials 2011, 4 (7), 953.

169. Scott, E. A.; Nichols, M. D.; Cordova, L. H., et al., Protein adsorption and cell adhesion on nanoscale bioactive coatings formed from poly(ethylene glycol) and albumin microgels. Biomaterials 2008, 29 (34), 4481.

170. Stokes, G. G., On the Theories of the Internal Friction of Fluids in Motion and of the Equilibrium and Motion of Elastic Solids. 1845; Vol. 8.

171. Dupuis, D., Mesure de la viscosité : Viscosimètres et rhéomètres. Techniques de l'ingénieur Métrologie relative aux fluides - Vitesses et débits 2008, base documentaire : TIB402DUO (ref. article : r2351).

172. Patat, J. L.; Cirotteau, Y., Utilisation de particules d'un sel de calcium biocompatible et bioresorbable comme ingredient actif dans la preparation d'un medicament destine au traitement local des maladies demineralisantes de l'os. Google Patents: 1994.

173. Kadajji, V. G.; Betageri, G. V., Water Soluble Polymers for Pharmaceutical Applications. Polymers 2011, 3 (4), 1972.

174. Sawant, P. D.; Liu, X. Y., Formation and novel thermomechanical processing of biocompatible soft materials. Chemistry of Materials 2002, 14 (9), 3793.

175. Flörke, O. W.; Graetsch, H. A.; Brunk, F., et al., Silica. In Ullmann's Encyclopedia of Industrial Chemistry, Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA: 2000.

176. Voronin, E. F.; Gun'ko, V. M.; Guzenko, N. V., et al., Interaction of poly(ethylene oxide) with fumed silica. Journal of Colloid and Interface Science 2004, 279 (2), 326.

177. Evonik Industries, AEROSIL® and AEROPERL® Colloidal Silicon Dioxide for Pharmaceuticals. Applied Technology AEROSIL® 2015.

178. Degussa, A. G., Technical Bulletin Fine Particles No. 11 – basic characteristics of AEROSIL®. Applied Technology AEROSIL® 2006.

179. Newstein, M. C.; Wang, H.; Balsara, N. P., et al., Microstructural changes in a colloidal liquid in the shear thinning and shear thickening regimes. Journal of Chemical Physics 1999, 111 (10), 4827.

180. Maranzano, B. J.; Wagner, N. J., Flow-small angle neutron scattering measurements of colloidal dispersion microstructure evolution through the shear thickening transition. Journal of Chemical Physics 2002, 117 (22), 10291.

166

181. Schmidt, R.; Stocker, M.; Ellestad, O. H., Characterisation of a cubic mesoporous MCM-48 compared to a hexagonal MCM-41. 1995; Vol. 97.

182. Neimark, A. V.; Sing, K. S. W.; Thommes, M., Surface Area and Porosity. In Handbook of Heterogeneous Catalysis, Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA: 2008.

183. Brunauer, S.; Emmett, P. H.; Teller, E., Adsorption of Gases in Multimolecular Layers. Journal of the American Chemical Society 1938, 60 (2), 309.

184. Ravikovitch, P. I.; Neimark, A. V., Density functional theory of adsorption in spherical cavities and pore size characterization of templated nanoporous silicas with cubic and three-dimensional hexagonal structures. Langmuir 2002, 18 (5), 1550.

185. Thommes, M.; Smarsly, B.; Groenewolt, M., et al., Adsorption hysteresis of nitrogen and argon in pore networks and characterization of novel micro- and mesoporous silicas. Langmuir 2006, 22 (2), 756.

186. Malvern Instruments Dynamic Light Scattering: An Introduction in 30 Minutes; Technical Note: 2014.

187. Knöner, G.; Parkin, S.; Nieminen, T. A., et al., Measurement of the Index of Refraction of Single Microparticles. Physical Review Letters 2006, 97 (15), 157402.

188. Wirth, E.; Guitteny, F.; Mathonat, C., Thermogravimétrie. Techniques de l'ingénieur Méthodes thermiques d'analyse 2014, base documentaire : TIB384DUO (ref. article : p1260).

189. Mettler Toledo Creusets de la plus haute qualité pour de meilleurs résultats en analyse thermique; 2015.

190. Bruker, Relaxation Time (T1 and T2) Measurements. Bruker minispec Relaxation Time Manual.

191. Potin-Gautier, M.; Paucot, H., ICP-MS : couplage plasma induit par haute fréquence – spectrométrie de masse. Techniques de l'ingénieur Spectrométries 2010, base documentaire : TIB390DUO (ref. article : p2720).

192. Revel, G., Analyse par activation. Techniques de l'ingénieur Méthodes nucléaires d'analyse 1999, base documentaire : TIB389DUO (ref. article : p2565).

193. R. Delmas; C. Mariet; M. Moskura, et al., Analyse par Activation Neutronique Instrumentale. 2009, [En ligne], http://iramis.cea.fr.

194. Stober, W.; Fink, A.; Bohn, E., Controlled growth of monodisperse silica spheres in the micron size range. Journal of Colloid and Interface Science 1968, 26 (1), 62.

195. Kim, T. W.; Chung, P. W.; Lin, V. S. Y., Facile Synthesis of Monodisperse Spherical MCM-48 Mesoporous Silica Nanoparticles with Controlled Particle Size. Chemistry of Materials 2010, 22 (17), 5093.

196. Lifshitz, I. M.; Slyozov, V. V., The Kinteics of Precipitation from Supersaturated Solid Solutions. Journal of Physics and Chemistry of Solids 1961, 19 (1-2), 35.

197. Wagner, C., Theorie der Alterung von Niederschlägen durch Umlösen (Ostwald-Reifung). Ber. Bunsenge. Phy. Chem. 1961, 65 (7-8), 581.

167

198. Fischer, F. D.; Svoboda, J.; Gamsjager, E., et al., From distribution functions to evolution equations for grain growth and coarsening. Acta Materialia 2008, 56 (19), 5395.

199. Brown, L. C., A NEW EXAMINATION OF CLASSICAL COARSENING THEORY. Acta Metallurgica 1989, 37 (1), 71.

200. Coughlan, S. D.; Fortes, M. A., SELF-SIMILAR SIZE DISTRIBUTIONS IN PARTICLE COARSENING. Scripta Metallurgica Et Materialia 1993, 28 (12), 1471.

201. Gradshteyn, I.; Ryzhik, I., Table of Integrals, Series, and Products. Elsevier Academic Press: 2007; Vol. 8th.

202. Fouassier, J.-P.; Lalevée, J., Photoinitiators for polymer synthesis scope, reactivity and efficiency. Wiley-VCH: Weinheim, 2012.

203. Hao, Y. T.; Shih, H.; Munoz, Z., et al., Visible light cured thiol-vinyl hydrogels with tunable degradation for 3D cell culture. Acta Biomaterialia 2014, 10 (1), 104.

204. Harris, M., Zalipsky, S.,, Poly(ethylene glycol) Chemistry and Biological Applications. American Chemical Society: Washington, DC, 1997; Vol. 680.

205. Bryant, S. J.; Nuttelman, C. R.; Anseth, K. S., Cytocompatibility of UV and visible light photoinitiating systems on cultured NIH/3T3 fibroblasts in vitro. Journal of Biomaterials Science-Polymer Edition 2000, 11 (5), 439.

206. [Anonymous], Final Report on the Safety Assessment of Triethanolamine, Diethanolamine, and Monoethanolamine. International Journal of Toxicology 1983, 2 (7), 183.

207. Le Garrec, D.; Gori, S.; Luo, L., et al., Poly(N-vinylpyrrolidone)-block-poly(D,L-lactide) as a new polymeric solubilizer for hydrophobic anticancer drugs: in vitro and in vivo evaluation. Journal of Controlled Release 2004, 99 (1), 83.

208. Dunnom, D. D., Health Effects of Synthetic Silica Particulates. ASTM: 1981.

209. Hoesli, C. A.; Raghuram, K.; Kiang, R. L. J., et al., Pancreatic Cell Immobilization in Alginate Beads Produced by Emulsion and Internal Gelation. Biotechnology and Bioengineering 2011, 108 (2), 424.

210. Schmidt, R.; Stocker, M.; Ellestad, O. H., Characterisation of a cubic mesoporous MCM-48 compared to a hexagonal MCM-41. Zeolites: A Refined Tool for Designing Catalytic Sites 1995, 97, 149.

211. Kleitz, F.; Schmidt, W.; Schuth, F., Calcination behavior of different surfactant-templated mesostructured silica materials. Microporous and Mesoporous Materials 2003, 65 (1), 1.

212. Alfredsson, V.; Anderson, M. W.; Ohsuna, T., et al., Cubosome description of the inorganic mesoporous structure MCM-48. Chemistry of Materials 1997, 9 (10), 2066.

213. Gallis, K. W.; Landry, C. C., Synthesis of MCM-48 by a phase transformation process. Chemistry of Materials 1997, 9 (10), 2035.

214. Alejo, C. J. B.; Fasciani, C.; Grenier, M., et al., Reduction of resazurin to resorufin catalyzed by gold nanoparticles: dramatic reaction acceleration by laser or LED plasmon excitation. Catalysis Science & Technology 2011, 1 (8), 1506.

168

215. Nahum, T.; Dodiuk, H.; Dotan, A., et al., Superhydrophobic durable coating based on UV-photoreactive silica nanoparticles. Journal of Applied Polymer Science 2014, 131 (23), n/a.

216. Yin, H. F.; Ma, Z.; Zhu, H. G., et al., Evidence for and mitigation of the encapsulation of gold nanoparticles within silica supports upon high-temperature treatment of Au/SiO2 catalysts: Implication to catalyst deactivation. Applied Catalysis a-General 2010, 386 (1-2), 147.

217. Anumol, E. A.; Viswanath, B.; Ganesan, P. G., et al., Surface diffusion driven nanoshell formation by controlled sintering of mesoporous nanoparticle aggregates. Nanoscale 2010, 2 (8), 1423.

218. Merbach, A. S.; Helm, L.; Tóth, É., The Chemistry of Contrast Agents in Medical Magnetic Resonance Imaging. Wiley: 2013.

219. Toth, E.; Helm, L.; Merbach, A. E., Relaxivity of MRI contrast agents. Contrast Agents I 2002, 221, 61.

220. Roose, P.; Vancraen, J.; Finsy, R., et al., Field-Cycling Proton Nuclear Magnetic Relaxation-Dispersion Study of Aqueous Colloidal Silica Sols. Journal of Magnetic Resonance Series A 1995, 115 (1), 20.

221. Laprise-Pelletier, M.; Bouchoucha, M.; Lagueux, J., et al., Metal chelate grafting at the surface of mesoporous silica nanoparticles (MSNs): physico-chemical and biomedical imaging assessment. Journal of Materials Chemistry B 2015, 3 (5), 748.

222. Flichy, N. M. B.; Lawrence, C. J.; Kazarian, S. G., Rheology of poly(propylene glycol) and suspensions of fumed silica in poly(propylene glycol) under high-pressure CO2. Industrial & Engineering Chemistry Research 2003, 42 (25), 6310.

223. Raghavan, S. R.; Khan, S. A., Shear-thickening response of fumed silica suspensions under steady and oscillatory shear. Journal of Colloid and Interface Science 1997, 185 (1), 57.

224. Wu, Q. M.; Ruan, J. M.; Huang, B. Y., et al., Rheological behavior of fumed silica suspension in polyethylene glycol. Journal of Central South University of Technology 2006, 13 (1), 1.

225. Seeton, C. J., Viscosity-temperature correlation for liquids. Tribology Letters 2006, 22 (1), 67.

226. Textor, M.; Ruiz, L.; Hofer, R., et al., Structural chemistry of self-assembled monolayers of octadecylphosphoric acid on tantalum oxide surfaces. Langmuir 2000, 16 (7), 3257.

227. Kern, W.; Puotinen, D. A., Cleaning solutions based on hydrogen peroxide for use in silicon sermiconductor technology. Rca Review 1970, 31 (2), 187.

228. Mutin, P. H.; Guerrero, G.; Vioux, A., Hybrid materials from organophosphorus coupling molecules. Journal of Materials Chemistry 2005, 15 (35-36), 3761.

229. Gao, W.; Dickinson, L.; Grozinger, C., et al., Self-assembled monolayers of alkylphosphonic acids on metal oxides. Langmuir 1996, 12 (26), 6429.

230. Hofer, R.; Textor, M.; Spencer, N. D., Alkyl phosphate monolayers, self-assembled from aqueous solution onto metal oxide surfaces. Langmuir 2001, 17 (13), 4014.

231. Han, B. K.; Schnall, M. D.; Orel, S. G., et al., Outcome of MRI-Guided Breast Biopsy. American Journal of Roentgenology 2008, 191 (6), 1798.

169

232. Atalar, E.; Menard, C., MR-guided interventions for prostate cancer. Magnetic resonance imaging clinics of North America 2005, 13 (3), 491.

233. Hashemi, R. H., MRI: The Basics. Third ed.; LWW: Philadelphia, 2010.

234. Killer, M.; Keeley, E. M.; Cruise, G. M., et al., MR imaging of hydrogel filament embolic devices loaded with superparamagnetic iron oxide or gadolinium. Neuroradiology 2010, 53 (6), 449.

235. Jaiswal, M. K.; Pradhan, L.; Vasavada, S., et al., Magneto-thermally responsive hydrogels for bladder cancer treatment: Therapeutic efficacy and in vivo biodistribution. Colloids and Surfaces B: Biointerfaces 2015, 136, 625.

236. Berdichevski, A.; Shachaf, Y.; Wechsler, R., et al., Protein composition alters in vivo resorption of PEG-based hydrogels as monitored by contrast-enhanced MRI. Biomaterials 2015, 42, 1.

237. Corinne Hoesli. Bioprocess Development for the Cell-based Treatment of Diabetes. The University of British Columbia, Vancouver, 2010.

238. Luca, G.; Calafiore, R.; Basta, G., et al., Improved function of rat islets upon co-microencapsulation with Sertoli's cells in alginate/poly-L-ornithine. AAPS PharmSciTech 2001, 2 (3), 48.

239. Korbutt, G. S.; Mallett, A. G.; Ao, Z., et al., Improved survival of microencapsulated islets during in vitro culture and enhanced metabolic function following transplantation. Diabetologia 2004, 47 (10), 1810.

240. Omer, A.; Duvivier-Kali, V.; Fernandes, J., et al., Long-term normoglycemia in rats receiving transplants with encapsulated islets. Transplantation 2005, 79 (1), 52.

241. Schneider, S.; Feilen, P. J.; Brunnenmeier, F., et al., Long-term graft function of adult rat and human islets encapsulated in novel alginate-based microcapsules after transplantation in immunocompetent diabetic mice. Diabetes 2005, 54 (3), 687.

242. Jirák, D.; Kríz, J.; Herynek, V., et al., MRI of transplanted pancreatic islets. Magnetic Resonance in Medicine 2004, 52 (6), 1228.

243. Barnett, B. P.; Arepally, A.; Karmarkar, P. V., et al., Magnetic resonance-guided, real-time targeted delivery and imaging of magnetocapsules immunoprotecting pancreatic islet cells. Nat Med 2007, 13 (8), 986.

244. Kim, J.; Arifin, D. R.; Muja, N., et al., Multifunctional Capsule-in-Capsules for Immunoprotection and Trimodal Imaging. Angewandte Chemie International Edition 2011, 50 (10), 2317.

245. Barnett, B. P.; Arepally, A.; Stuber, M., et al., Synthesis of magnetic resonance-, X-ray- and ultrasound-visible alginate microcapsules for immunoisolation and noninvasive imaging of cellular therapeutics. Nature Protocols 2011, 6 (8), 1142.

246. Arbab, A. S.; Frank, J. A., Cellular MRI and its role in stem cell therapy. Regenerative Medicine 2008, 3 (2), 199.

247. Wagner, S.; Schnorr, J.; Pilgrimm, H., et al., Monomer-coated very small superparamagnetic iron oxide particles as contrast medium for magnetic resonance imaging - Preclinical in vivo characterization. Investigative Radiology 2002, 37 (4), 167.

170

248. Sosnovik, D. E.; Nahrendorf, M.; Weissleder, R., Magnetic nanoparticles for MR imaging: agents, techniques and cardiovascular applications. Basic Research in Cardiology 2008, 103 (2), 122.

249. Biancone, L.; Crich, S. G.; Cantaluppi, V., et al., Magnetic resonance imaging of gadolinium-labeled pancreatic islets for experimental transplantation. Nmr in Biomedicine 2007, 20 (1), 40.

250. Arifin, D. R.; Long, C. M.; Gilad, A. A., et al., Trimodal Gadolinium-Gold Microcapsules Containing Pancreatic Islet Cells Restore Normoglycemia in Diabetic Mice and Can Be Tracked by Using US, CT, and Positive-Contrast MR Imaging. Radiology 2011, 260 (3), 790.

251. Chen, G. T.; Teng, Z. G.; Su, X. D., et al., Unique Biological Degradation Behavior of Stober Mesoporous Silica Nanoparticles from Their Interiors to Their Exteriors. Journal of Biomedical Nanotechnology 2015, 11 (4), 722.

252. Zhai, W.; He, C.; Wu, L., et al., Degradation of hollow mesoporous silica nanoparticles in human umbilical vein endothelial cells. Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials 2012, 100B (5), 1397.

253. Martí-Bonmatí, L.; Sopena, R.; Bartumeus, P., et al., Multimodality imaging techniques. Contrast Media & Molecular Imaging 2010, 5 (4), 180.

254. Hamidi, M.; Azadi, A.; Rafiei, P., Hydrogel nanoparticles in drug delivery. Advanced Drug Delivery Reviews 2008, 60 (15), 1638.

255. Hoare, T. R.; Kohane, D. S., Hydrogels in drug delivery: Progress and challenges. Polymer 2008, 49 (8), 1993.

256. Slowing, II; Trewyn, B. G.; Giri, S., et al., Mesoporous silica nanoparticles for drug delivery and biosensing applications. Advanced Functional Materials 2007, 17 (8), 1225.

257. Vallet-Regi, M.; Balas, F.; Arcos, D., Mesoporous materials for drug delivery. Angewandte Chemie-International Edition 2007, 46 (40), 7548.

258. Mansfield, P.; Morris, P. G.; Ordidge, R., et al., Carcinoma of the breast imaged by nuclear magnetic resonance (NMR). British Journal of Radiology 1979, 52 (615), 242.

259. Liberman, L., Percutaneous imaging-guided core breast biopsy: State of the art at the millennium. American Journal of Roentgenology 2000, 174 (5), 1191.

260. Fischer, U.; Vosshenrich, R.; Keating, D., et al., MR-guided biopsy of suspect breast lesions with a simple stereotaxic add-on-device for surface coils. Radiology 1994, 192 (1), 272.

261. Kuhl, C. K.; Morakkabati, N.; Leutner, C. C., et al., MR Imaging–guided Large-Core (14-Gauge) Needle Biopsy of Small Lesions Visible at Breast MR Imaging Alone. Radiology 2001, 220 (1), 31.

262. Lehman, C. D.; Eby, P. R.; Chen, X., et al., MR Imaging—Guided Breast Biopsy Using a Coaxial Technique with a 14-Gauge Stainless Steel Core Biopsy Needle and a Titanium Sheath. American Journal of Roentgenology 2003, 181 (1), 183.

263. Heywang-Köbrunner, S. H.; Heinig, A.; Schaumlöffel, U., et al., MR-guided percutaneous excisional and incisional biopsy of breast lesions. European radiology 1999, 9 (8), 1656.

171

264. Perlet, C.; Heinig, A.; Prat, X., et al., Multicenter study for the evaluation of a dedicated biopsy device for MR-guided vacuum biopsy of the breast. European radiology 2002, 12 (6), 1463.

265. Prat, X.; Sittek, H.; Grosse, A., et al., European quadricentric evaluation of a breast MR biopsy and localization device: technical improvements based on phase-I evaluation. European radiology 2002, 12 (7), 1720.

266. Liberman, L.; Morris, E. A.; Dershaw, D. D., et al., Fast MRI-Guided Vacuum-Assisted Breast Biopsy: Initial Experience. American Journal of Roentgenology 2003, 181 (5), 1283.

267. Liberman, L.; Bracero, N.; Morris, E., et al., MRI-guided 9-gauge vacuum-assisted breast biopsy: Initial clinical experience. American Journal of Roentgenology 2005, 185 (1), 183.

268. de Paredes, E. S.; Langer, T. G.; Cousins, J., Interventional breast procedures. Current Problems in Diagnostic Radiology 1998, 27 (5), 138.

269. Fischer, U.; Baum, F., Interventional Breast Imaging. TIS: 2010.

270. Gabe, M. J.; Djilas, D.; Pavic, D., et al., MR-guided Breast Interventions. In Women's Imaging, John Wiley & Sons, Ltd: 2014.

271. Price, E. R.; Morris, E. A., Magnetic Resonance Imaging-guided Breast Biopsies: Tips and Tricks. Canadian Association of Radiologists Journal-Journal De L Association Canadienne Des Radiologistes 2011, 62 (1), 15.

272. Mahoney, M. C., Initial clinical experience with a new MRI vacuum-assisted breast biopsy device. Journal of Magnetic Resonance Imaging 2008, 28 (4), 900.

273. Lee, J.-M.; Kaplan, J. B.; Murray, M. P., et al., Imaging–Histologic Discordance at MRI-Guided 9-Gauge Vacuum-Assisted Breast Biopsy. American Journal of Roentgenology 2007, 189 (4), 852.

274. Eby, P.; Lehman, C., Magnetic Resonance Imaging-Guided Breast Interventions. Topics in Magnetic Resonance Imaging 2008, 19 (3), 151.

275. Zangos, S.; Herzog, C.; Eichler, K., et al., MR-compatible assistance system for punction in a high-field system: device and feasibility of transgluteal biopsies of the prostate gland. European radiology 2006, 17 (4), 1118.

276. DiMaio, S. P.; Pieper, S.; Chinzei, K., et al., Robot-assisted needle placement in open MRI: System architecture, integration and validation. Computer Aided Surgery 2007, 12 (1), 15.

277. Roehl, K. A.; Antenor, J. A. V.; Catalona, W. J., Serial Biopsy Results in Prostate Cancer Screening Study. The Journal of Urology 2002, 167 (6), 2435.

278. Beyersdorff, D.; Winkel, A.; Hamm, B., et al., MR Imaging–guided Prostate Biopsy with a Closed MR Unit at 1.5 T: Initial Results. Radiology 2005, 234 (2), 576.

279. Krieger, A.; Susil, R. C.; Ménard, C., et al., Design of a Novel MRI Compatible Manipulator for Image Guided Prostate Interventions. Ieee Transactions on Bio-Medical Engineering 2005, 52 (2), 306.

172

280. Engelhard, K.; Hollenbach, H. P.; Kiefer, B., et al., Prostate biopsy in the supine position in a standard 1.5-T scanner under real time MR-imaging control using a MR-compatible endorectal biopsy device. European radiology 2006, 16 (6), 1237.

281. Djavan, B.; Margreiter, M., Biopsy standards for detection of prostate cancer. World Journal of Urology 2007, 25 (1), 11.

282. Stafford, R. J.; McRae, S.; Ahrar, K., MRI-Guided Prostate Biopsy. In Percutaneous Image-Guided Biopsy, Ahrar, K.; Gupta, S., Eds. Springer New York: 2014.

283. Karlik, M.; Jouffrey, B., Étude des métaux par microscopie électronique en transmission (MET) - Microscope, échantillons et diffraction Techniques de l'ingénieur 2008, m4134.

284. Broll, N., Caractérisation de solides cristallisés par diffraction X. Techniques de l'ingénieur Études de structure et caractérisation 1996, base documentaire : TIB386DUO (ref. article : p1080).

285. Ruste, J., Microscopie électronique à balayage - Principe et équipement. Techniques de l'ingénieur Techniques d'analyse par imagerie 2013, base documentaire : TIB387DUO (ref. article : p865).

286. Minh, D. T., Analyse de surface par ESCA Analyse élémentaire et applications. 1998, (ref. article : p2626).

287. Sprenger, D.; Anderson, O., Deconvolution of XPS spectra. Fresenius' Journal of Analytical Chemistry 1991, 341 (1), 116.

288. Dalibart, M.; Servant, L., Spectroscopie dans l’infrarouge. 2000, (ref. article : p2845).

289. Kauppinen, J.; Partanen, J., Fourier transforms in spectroscopy. Wiley-VCH: Berlin, 2001.

290. Fleming, R. A.; Zou, M., Silica nanoparticle-based films on titanium substrates with long-term superhydrophilic and superhydrophobic stability. Applied Surface Science 2013, 280, 820.

291. Jiang, P. L.; Lin, L. X.; Zhang, F., et al., Electrochemical construction of micro-nano spongelike structure on titanium substrate for enhancing corrosion resistance and bioactivity. Electrochimica Acta 2013, 107, 16.

292. Rad, A. T.; Novin, M.; Solati-Hashjin, M., et al., The effect of crystallographic orientation of titanium substrate on the structure and bioperformance of hydroxyapatite coatings. Colloids and Surfaces B-Biointerfaces 2013, 103, 200.

293. Decon Labs Inc. Contrad 70 Technical Data Sheet [En ligne]; http://deconlabs.com/tds/CONTRAD%2070%20Tech%20Sheet.pdf, consulté le 23/01/2016.