Modification de surface

Les propriétés de surface des biomatériaux sont capitales dans la bonne intégration du dispositif médical dans le corps. Dans le cas des biomatériaux vasculaires, ces modifications de surfaces ont des buts multiples, comme par exemple de contrer ou d’accélérer un élément du processus inflammatoire, d’améliorer la reconstruction endothéliale ou de stopper une pathologie postopératoire. Les techniques de modification de surface [109] ainsi que les molécules greffées [110] pour parvenir à ces résultats sont extrêmement variées et améliorent considérablement les propriétés des substituts. De ce fait, la plupart des prothèses ou des stents implantés aujourd’hui sont recouverts de biomolécules ou de médicaments ayant différents effets (section 5). Cependant, la plupart des dispositifs médicaux vasculaires vendus dans le commerce sont simplement recouverts de ces molécules soit par imprégnation en solution ou dans un gaz. Les liaisons chimiques entre la surface du matériau et la molécule sont donc faibles et ce recouvrement ne résiste

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que très peu au flux sanguin ce qui limite considérablement son effet. Cette partie a pour but de présenter deux méthodes d’activation de surface ainsi que les stratégies les plus communes d’amélioration des propriétés de surface des substituts vasculaires par recouvrement ou greffage de biomolécules.

7.3.1 Généralités sur les traitements de surface par plasma

De manière générale, un plasma désigne un gaz ionisé ou partiellement ionisé électriquement neutre. Les plasmas sont présents partout dans l’univers ; le feu, la foudre, les aurores boréales ou les nébuleuses sont des exemples visibles dans la nature. Les plasmas, connus comme le quatrième état de la matière, peuvent donc être chauds ou froids, c’est-à-dire soit initiés par une source de chaleur soit par un champ électrique. Les plasmas produits par les réacteurs de laboratoire sont, en réalité, faiblement ionisés et constitués d’un mélange complexe d’ions, d’électrons, de photons, de radicaux, d’atomes et de molécules interagissant entre eux et avec la surface du substrat. Les espèces en présence ainsi que les sources diverses d’excitations et les conditions de traitement permettent une grande polyvalence des traitements de surface en agissant notamment sur la nature du plasma et l’énergie cinétique développée lors du bombardement de la surface par les composantes du plasma. En effet, les traitements par plasma permettent de déposer une couche mince de matériaux à la surface d’un substrat [111,112], de décaper la surface en modifiant la rugosité [113] ou d’insérer des réactifs permettant une possible fonctionnalisation en créant un lien covalent entre la surface et une molécule d’intérêt [114,115].

Les traitements de surface par plasma possèdent de nombreux avantages [109] :

 Ils sont peu couteux et permettent de traiter un grand nombre de géométries complexes.

 Ils permettent de modifier la surface précisément et sur quelques nanomètres d’épaisseur.

53  Il est possible de traiter tous types de surface (métaux, céramiques, polymères,

composites).

 C’est une technologie très connue et bien documentée.

 La modification de surface peut être caractérisée et contrôlée par des méthodes usuelles.

 Les traitements plasma stérilisent les échantillons ce qui présente un intérêt pour les applications biomédicales.

 Les plasmas à pression atmosphérique permettent de s’affranchir d’un environnement sous vide. Le traitement est donc plus rapide, plus simple et applicable sur de grandes surfaces.

7.3.2 Généralités sur la polymérisation radicalaire par transfert d’atome à partir de la surface

La la polymérisation radicalaire par transfert d’atome à partir de la surface (SI-ATRP) est un cas particulier de polymérisation radicalaire contrôlée, vivante (sans réaction de transfert et de terminaison) et constitue une alternative à la fonctionnalisation de surface par traitement plasma appliquée aux polymères [116,117]. Cette réaction met en jeu un substrat polymérique déjà formé possédant un groupe terminal réactif, un initiateur à la réaction, un catalyseur et une molécule à greffer. L’initiateur est le plus souvent composé d’un groupe alkyle lié à un atome de la famille des halogènes, et peut être greffé à la surface du substrat ou être polymérisé à la fin de la chaine du polymère du substrat. Le catalyseur est un complexe possédant un métal de transition qui va réagir avec l’initiateur pour former des radicaux libres à la surface du substrat [118]. Cette activation de la surface va permettre, par chimisorption, le greffage covalent de la molécule d’intérêt à partir de la surface du substrat.

7.3.3 Stratégie antiadhésive

Cette stratégie vise, par exemple, à limiter ou à modifier l’adsorption des protéines, éléments déclencheurs de la réaction inflammatoire à un biomatériau, et ainsi améliorer la

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stabilité chimique de la surface ou passiver la surface et prévenir le risque de thrombose. Les molécules les plus utilisées sont les polyéthylènes glycols [119]. Ces polymères sont très biocompatibles, solubles dans les solutions aqueuses et très connus pour leurs propriétés hydrophiles ce qui leur octroie une très faible immunogénicité. L’immobilisation de polysaccharides [120] comme le dextrane [121] est aussi une stratégie tout aussi efficace pour prévenir l’adsorption des protéines ou des bactéries [122]. Les phospholipides comme la phosphorylcholine [123] ont, quant à eux, des propriétés limitant l’adhésion des plaquettes. L’oxyde d’azote (NO ou NOx) produit par les cellules endothéliales peut être greffé sur les surfaces. Ces composés préviennent l’agrégation des plaquettes, mais aussi de l’adsorption des leucocytes et de la prolifération des cellules musculaires lisses [124]. Le greffage de composés fluorocarbonés (CFx) limite également la thrombogénicité en mimant les propriétés du PTFE à la surface des matériaux [125].

L’immobilisation de ces molécules à la surface des matériaux améliore la résistance à la thrombose et à l’hyperplasie intimale, mais n’annule pas totalement l’adsorption des protéines car elles n’ont pas toutes les fonctionnalités des cellules endothéliales. De plus, ces composés n’interagissent pas avec les cellules de manière active et donc ne favorise aucunement l’endothélialisation.

7.3.4 Stratégie de biofonctionnalisation

Contrairement à la stratégie antiadhésive passive, la stratégie de biofonctionnalisation est plutôt adhésive, contrôlée et active. Dans le domaine des biomatériaux vasculaires, le principal enjeu est d’améliorer l’endothélialisation des prothèses ou endoprothèses en immobilisant des molécules à la surface et mimer des fonctions de la matrice extracellulaire dans le but de favoriser l’adhésion, la migration et la prolifération des cellules endothéliales adultes ou progénitrices circulantes [126,127] (EPC) recrutées depuis la moelle épinière (Figure 21). Les molécules immobilisées à la surface ont donc pour but de communiquer avec les cellules par des liens biochimiques. Par exemple, le greffage de peptides RGD améliore l’adhésion des cellules endothéliales [128,129] et permet d’immobiliser des cellules à la surface des substituts. Une autre stratégie d’amélioration de l’adhésion

55 cellulaire concerne l’immobilisation d’une protéine complète de la matrice extracellulaire [110] comme la fibronectine [130], de la vitronectine [131], le collagène de type I, la laminine [132] ou la thrombospondine. En effet, ces protéines possèdent des séquences similaires du peptide RGD, mais aussi d’autres peptides responsables de différentes fonctions cellulaires pouvant travailler en synergie avec le peptide RGD. Cependant, l’arrangement spatial de ces molécules de haut poids moléculaire coordonne leurs actions sur les cellules et donc joue un rôle important sur le comportement cellulaire. Il est donc nécessaire de pouvoir modifier leurs orientations, leurs densités ou leurs conformations [133].

D’autres exemples intéressants résident dans l’immobilisation de facteurs de croissance comme le VEGF [134,135] ou le FGF [136] améliorant l’expansion des cellules endothéliales et la vascularisation.

Les propositions de fonctionnalisation de surface sont très nombreuses et encourageantes dans la création de prothèses vasculaires hémocompatibles et plus stables dans le temps cependant, certaines de ces solutions sont irréalisables au niveau industriel à cause des coûts des matériaux, des processus de fabrication ou des technologies encore trop peu démocratisées.

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