Propriétés de gonflement

Gonflement de l’hydrogel PDMA_P20-R3

La dilution de la concentration en polymère dans le gel est une conséquence de son gonflement lorsqu’il est immergé dans un milieu liquide. Pour connaître le facteur de dilution du PDMA_P20-R3 dans le milieu physiologique [𝑃𝐵𝑆, 𝑇 = 37°C], entre son état de préparation et son état de gonflement à l’équilibre, un suivi cinétique est effectué selon le protocole décrit dans le chapitre 2. A partir du gain en masse du gel en solution au cours du temps, le gonflement en fonction du temps d’immersion dans le milieu physiologique est calculé. Les résultats obtenus sont présentés en Figure 3.14.

127 L’évolution du gonflement de PDMA_P20-R3 dans [𝑃𝐵𝑆 ; 𝑇 = 37°C] n’est pas très différente de celle dans le milieu de référence [𝑝𝐻 = 2; 𝑇 = 21°C]. La valeur du gonflement atteinte à l’équilibre est légèrement plus faible dans les conditions physiologiques. Cela peut s’expliquer par la température du milieu plus élevée. Peppas et al. ont montré par exemple que le gonflement

d’un gel de copolymère d’acrylamide et de diéthylacrylamide est sensible à la température. Le gonflement du gel diminue quand la température augmente dans la gamme 16-45°C [11]. Dans le cas du PDMA_P20-R3 en conditions physiologiques, l’équilibre de gonflement est atteint après 24 h d’immersion dans le milieu aqueux.

Pour assurer la pertinence de la mesure d’adhésion sur le PDMA, il nous faut définir deux temps d’immersion, correspondant à deux états de gonflement sensiblement différents. Après 2 minutes d’immersion dans le milieu 𝑃𝐵𝑆, le gonflement de PDMA_P20-R3 est de 5,2, soit une concentration en polymère estimée à 19,0 wt%. Compte-tenu du faible gonflement du gel et de la concentration proche de celle de l’état de préparation à 𝑡𝑖𝑚𝑚 = 2 min, cette première valeur constituera le temps de référence 𝑡_𝑖𝑚𝑚1 de l’état initial hors équilibre. A 𝑡𝑖𝑚𝑚 = 24 h, l’hydrogel a atteint son gonflement à l’équilibre, Λ𝑒𝑞 = 6,6. La concentration en polymère au sein du réseau n’est plus que de 15,2 wt%. Le rapport de dilution est de 1,32. Cette deuxième valeur de temps d’immersion est choisie comme temps de référence 𝑡_𝑖𝑚𝑚2 , caractérisant l’hydrogel à son état d’équilibre de gonflement.

Gonflement de la peau

La surface modèle au contact avec l’hydrogel durant le test d’adhésion est un morceau de parchemin animal, réhydraté dans le milieu [𝑃𝐵𝑆 ; 𝑇 = 37°C] pendant 48 h (Figure 3.15). Le pourcentage d’eau absorbée par gonflement de la surface est d’environ 63 %, résultat en parfait accord avec les travaux de Silver et al. sur la composition de la peau humaine [12].

Figure 3.15 Parchemin animal utilisé comme surface modèle pour le test de d’adhésion en conditions physiologiques avant réhydratation sous forme de feuille (a) et après collage sur le poinçon et réhydratation en conditions physiologiques (b).

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5.2. Principe de test d’adhésion

Pour faire le lien avec les résultats de mucoadhésion de Aka-Any-Grah et al. [5],

exceptionnellement, les paramètres de traction utilisés ne sont pas ceux de référence précédemment décrits.

La vitesse de décollement est de 1 mm.s-1, la force de compression de - 0,5 N. La vitesse d’enfoncement (10 µm.s-1) et le temps de contact (2 min) sont inchangés par rapport à ceux usuellement employés.

Un disque de 8 mm de diamètre est découpé dans le parchemin animal sec et collé avec de la colle cyanoacrylate sur un poinçon métallique. Après séchage de la colle, le parchemin est réhydraté par immersion dans le milieu 𝑃𝐵𝑆 et l’ensemble est placé à l’étuve pendant 48h à 37°C, pour équilibrer le système (Fig 3.15-b). L’épaisseur de la surface modèle après réhydratation est de 1,2 mm. Le poinçon est conservé dans le milieu 𝑃𝐵𝑆 jusqu’au test pour éviter le séchage de la peau.

La température de la chambre intérieure du dispositif de mesure est contrôlée par un thermostat, réglé à la température d’intérêt. Dans un premier temps, l’hydrogel PDMA_P20-R3_prep et le

poinçon sont alignés dans l’air à 21°C. Le système est ensuite immergé dans le milieu 𝑃𝐵𝑆 à 37°C et une première mesure d’adhésion entre l’hydrogel et la peau est effectuée à 𝑡_𝑖𝑚𝑚1 = 2 min. Après décollement des deux surfaces, le système hydrogel/peau est maintenu dans les mêmes conditions d’immersion, sans contact des surfaces, pendant 24 h, au cours desquelles l’hydrogel atteint son équilibre de gonflement. Une seconde mesure d’adhésion entre l’hydrogel et la peau est effectuée à 𝑡_𝑖𝑚𝑚2 .

5.3. Résultats et Discussion

Alignement dans l’air

La force d’adhésion mesurée entre la peau et l’hydrogel PDMA_P20-R3 en fonction du temps, dans l’air à 21°C est représentée en Figure 3.16. La présence d’un saut au contact, phénomène précédemment décrit dans le chapitre 2, est le premier signe qualitatif d’un bon alignement entre les deux surfaces. Le temps nécessaire à leur mise en contact totale est 𝑡 = 2,5 𝑠 (± 0,2 𝑠), en accord avec le critère d’alignement décrit dans le chapitre 2. L’alignement est donc très satisfaisant pour la reproductibilité des données et pour procéder par la suite à l’immersion du

129 système dans le milieu physiologique. L’utilisation de la peau, relativement molle et facilement déformable, plutôt que la brosse de polymère, entraine l’apparition d’un phénomène de relaxation de la force de compression d’environ 20 % lors de la mise en contact des deux surfaces, et cela bien que l’hydrogel PDMA_P20-R3 soit en condition de préparation.

Figure 3.16 Courbe force-temps obtenues en contact plan-plan immergé en conditions physiologiques, entre un gel de PDMA_P20-R3 et une surface de parchemin animal réhydratée pour un contact effectué dans l’air (gauche). Détail de la courbe lors de la mise en contact des deux surfaces en compression (droite).

Par ailleurs, la force maximale d’adhésion mesurée au cours de la phase de décollement des deux surfaces dans l’air est de 0,16 N (Figure 3.17). L’énergie d’adhésion correspondante est de 129 mJ.m-². Cette valeur est cohérente avec celle obtenue pour la mesure entre un hydrogel et une brosse de polymère dans l’air : l’énergie obtenue est de l’ordre de deux fois la tension de surface de l’eau.

Figure 3.17 Courbe force-déplacement lors du décollement de la peau et de l’hydrogel PDMA_P20-R3 dans l’air à 21 °C.

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Ce premier résultat de l’adhésion dans l’air confirme l’efficacité de la quantification de l’adhésion d’un gel par le test de Probe-Tack, proposé pour une surface différente d’une brosse de polymère.

Adhésion à l’état initial hors équilibre (𝑡_𝑖𝑚𝑚1 )

Le système hydrogel PDMA_P20-R3/peau est immergé dans le milieu PBS à 37°C. Une première mesure d’adhésion est effectuée après 2 minutes d’immersion. Les courbes représentant respectivement la force en fonction du temps et en fonction du déplacement (en traction) sont présentées en Figure 3.18.

Figure 3.18 Courbe force-temps en contact plan-plan entre un gel de PDMA_P20-R3 gonflé pendant 𝒕_𝒊𝒎𝒎𝟏 et une surface de parchemin animal réhydratée en conditions physiologiques (gauche). Comparaison des courbes force-déplacement lors du décollement de la peau dans l’air () et après 2 minutes d’immersion dans le milieu PBS à 37°C () (droite).

Des modifications sont à noter par rapport à la courbe force-temps obtenue dans l’air. Outre la disparition du saut au contact, le phénomène de relaxation de la force, observé dans un premier temps, est rapidement contrebalancé par le gonflement de l’hydrogel. Celui-ci entraine l’augmentation de la force de compression après 15 s de contact. La mesure étant effectuée à déplacement constant, l’épaisseur de l’hydrogel augmente quand il gonfle en imposant une force supplémentaire de compression sur le poinçon. Ce phénomène n’est observé qu’au cours des premières minutes d’immersion de l’hydrogel, durant lesquelles la vitesse de gonflement du gel est maximale.

La réponse en force au décollement des deux surfaces immergées en solution est de 0,082 N et l’énergie d’adhésion associée de 67 mJ.m-². Etant donnée la variation des paramètres de traction

131 utilisés par rapport à ceux de référence, cette valeur d’énergie est difficilement comparable à celles déterminées dans ce chapitre pour le PDMA_P10-R2. On peut néanmoins noter que si l’énergie d’adhésion de P20-R3 est légèrement plus faible, l’ordre de grandeur est le même que P10-R2 à l’état initial hors équilibre. En revanche si l’on prend en compte le fait que le PDMA_P20-R3 est 2 fois plus concentré en unités monomères et 5 fois plus concentré en chaînes élastiquement actives que la formulation P10-R2, il semble que pour le système en conditions physiologiques, le nombre d’interaction formées entre les deux surfaces soit beaucoup plus faible qu’à pH = 2. Après 2 minutes d’immersion dans PBS à 37°C, si l’énergie d’adhésion du PDMA_P20-R3 est deux fois plus faible que dans l’air, la contribution de la tension de surface étant quasi-nulle en milieu aqueux, le niveau d’adhésion du système reste toutefois non négligeable et parfaitement quantifiable malgré l’immersion. Sous l’eau, les propriétés d’adhésion mesurées sont uniquement dues aux interactions spécifiques existantes entre les deux surfaces en contact. Le pic d’adhésion est donc le signe d’interactions favorables entre l’hydrogel de PDMA et la peau parcheminée. Pour identifier ces interactions, il est nécessaire de s’interroger sur la composition chimique de la surface utilisée (Figure 3.19). Le collagène est la deuxième substance constitutive la plus importante de la peau, composée principalement d’eau [12].

Figure 3.19 Composition chimique de la peau [12] 63% 28% 2% 5% 2% _Eau Fibres Collagène Fibres Elastine Cellules, Lipides Protéoglycanes

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Le terme collagène désigne la famille de protéines qui confère leurs propriétés élastiques aux tissus vivants. Les acides aminés constituant ces protéines présentent notamment des groupements hydroxyles, susceptibles d’interagir par liaisons hydrogène avec un groupement accepteur, typiquement le doublet non liant porté par l’atome d’azote du motif N,N-diméthylacrylamide de PDMA. La formation de ponts hydrogène entre l’hydrogel et la peau pourrait ainsi expliquer l’adhésion mesurée entre les deux surfaces en conditions physiologiques. Par ailleurs, il est possible que suite à d’éventuellement traitements chimiques industriels (acides ou basiques) effectués sur le parchemin pour sa commercialisation, la surface soit partiellement chargée positivement ou négativement, ce qui tendrait à limiter le nombre d’interactions formées avec le PDMA et pourrait expliquer la valeur d’énergie d’adhésion mesurée plus faible que dans le cas du PDMA_P10-R2 à 𝑡_𝑖𝑚𝑚1 , alors que la concentration en polymère dans le réseau est plus importante.

Adhésion à l’équilibre de gonflement (𝑡_𝑖𝑚𝑚2 )

Une seconde mesure d’adhésion du système est réalisée après 24 h d’immersion dans les conditions [𝑃𝐵𝑆, 𝑇= 37°C]. Les courbes représentant respectivement la force en fonction du temps et en fonction du déplacement (en traction) sont données en Figure 3.20.

Figure 3.20 Courbe force-temps en contact plan-plan entre un gel de PDMA_P20-R3 gonflé pendant 𝒕_𝒊𝒎𝒎𝟐 et une surface de parchemin animal réhydratée en conditions physiologiques (gauche). Comparaison des courbes force-déplacement lors du décollement de la peau après 2 minutes d’immersion () et à l’équilibre de gonflement () dans le milieu PBS à 37°C (droite).

133 Lors de la mise en contact du gel et de la peau, un important phénomène de relaxation est observé. En effet, à 𝑡_𝑖𝑚𝑚2 = 24 h, le PDMA_P20-R3 a atteint son gonflement d’équilibre. Le phénomène de relaxation n’est plus atténué par l’augmentation de l’épaisseur de l’hydrogel et par conséquent il est observé jusqu’au décollement des deux surfaces.

La force maximale d’adhésion mesurée est de 0,035 N. A partir de la courbe force-déplacement associée au temps d’immersion 𝑡_𝑖𝑚𝑚2 , l’énergie d’adhésion après 24 h d’immersion du PDMA est estimée à 31 mJ.m-², valeur qui est sensiblement la même que dans le cas du contact gel/brosse en milieu acide à 21°C. La variation d’énergie observée en conditions physiologiques entre l’état initial hors équilibre et l’état d’équilibre de gonflement correspond à une diminution de 53 % de l’adhérence du gel de PDMA lors de son gonflement.

Dans la première partie de ce chapitre, nous avons justifié l’adhésion mesurée entre l’hydrogel et la brosse en milieu acide par la formation d’un certains nombre de liaisons hydrogène. D’après le suivi cinétique de gonflement de PDMA_P20-R3, en conditions physiologiques, à 𝑡𝑖𝑚𝑚 = 2 min, l’hydrogel est proche de son état de préparation et la dilution de la concentration en polymère par absorption d’eau est faible. La probabilité d’interactions attractives entre l’hydrogel et la peau est donc relativement importante.

Après 24 h d’immersion, la dilution due au gonflement du gel a pour conséquence une diminution d’environ 20 % de la concentration en polymère au sein du réseau. Celle-ci entraîne une décroissance du nombre de groupements accepteurs de liaisons hydrogène en surface du gel, et par conséquent un nombre plus faible de ponts hydrogène formés avec la peau. Les performances adhésives du système étudié s’en trouvent amoindries. Toutefois, la perte d’adhésion entre les deux états de gonflement est proportionnellement plus importante que la perte de concentration.

L’absence de toute caractérisation de la nature de la peau réhydratée limite toutefois l’interprétation des résultats. Pour véritablement comprendre les mécanismes responsables de l’adhésion en surface des hydrogels, l’utilisation de notre système modèle simple gel/brosse est donc parfaitement justifiée.

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6. Conclusion

L’objectif du chapitre était de mettre en évidence la perte d’adhésion décrite dans la littérature dans le cas du gel de PDMA, pour un système modèle simple gel/brosse mettant en jeu des interactions de types liaisons hydrogène en milieu aqueux acide. En nous appuyant sur les observations généralement faites en mucoadhésion, nous avons établi au cours du gonflement du réseau le lien entre perte d’adhésion et perte de concentration.

En gonflant, la concentration volumique en polymère diminue et les interactions spécifiques avec la brosse de PAAc, responsables de l’adhésion mesurée, sont moins nombreuses. Aussi lorsque les interactions sont rompues au décollement, l’énergie élastique dissipée est plus faible. La décroissance de l’énergie d’adhésion au cours du temps est continue et de type exponentiel. Cette perte est toutefois réversible. Il suffit d’évaporer l’eau absorbée lors du gonflement pour retrouver la même adhésion qu’à l’état de préparation. Ce phénomène n’est pas exclusivement lié au gel de PDMA. Nous avons vérifié que la perte d’adhésion et le même type de modèle est applicable à d’autres formulations, mettant en jeu des interactions de type liaisons hydrogène. Toutefois, l’exemple du PAAm semble indiquer que l’argument de la diminution de la concentration au cours du temps d’immersion pour expliquer la perte d’adhésion n’est pas entièrement suffisant.

Les mesures effectuées dans les conditions physiologiques sur le PDMA_P20-R3 ont confirmé dans un premier temps la sensibilité du test de Probe-Tack aux faibles valeurs d’adhésion d’un hydrogel. Elles montrent en particulier l’adaptabilité de notre système de mesure, qui pourrait facilement être transposable à des expériences sur des tissus vivants.

Dans la suite de ce travail, nous nous interrogerons sur l’impact des paramètres physico-chimiques des hydrogels, susceptibles de faire varier non seulement la valeur, mais également la cinétique de la perte d’énergie d’adhésion.

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Bibliographie

1. Tuncaboylu, D. C., Sari, M., Oppermann, W. & Okay, O. Tough and Self-Healing Hydrogels Formed via Hydrophobic Interactions. Macromolecules 44, 4997–5005 (2011).

2. Abe, H., Hara, Y., Maeda, S. & Hashimoto, S. Surface Modification Method for Adhesion of Gels. Chemistry Letters 43, 243–245 (2014).

3. Rose, S. et al. Nanoparticle solutions as adhesives for gels and biological tissues. Nature 505, 382–+ (2014).

4. Abe, H., Hara, Y., Maeda, S. & Hashimoto, S. Adhesion of Gels by Silica Particle. Journal of Physical Chemistry B 118, 2518–2522 (2014).

5. Aka-Any-Grah, A. et al. Formulation of mucoadhesive vaginal hydrogels insensitive to dilution with vaginal fluids. European Journal of Pharmaceutics and Biopharmaceutics 76, 296–303 (2010).

6. Douglas, B. D., Mc Daniel, D. H., Alexander, J. J. Concepts and Model of Inorganic Chemistry, 3rd

Edition ed.; John Wiley &Sons: New York (1994).

7. Treloar, L. R. G. The swelling of cross-linked amorphous polymers under strain. Trans. Faraday Soc. 46, 783–789 (1950).

8. Budtova, T. & Suleimenov, I. Swelling behaviour of a polyelectrolyte network under load. Polymer 38, 5947–5952 (1997).

9. Sudre, G., 2011, Adhésion Stimulable d’Hydrogels, Thèse de doctorat, Université Pierre et Marie Curie, Paris

10. Bekhradnia, S., Zhu, K., Knudsen, K. D., Sande, S. A. & Nyström, B. Structure, swelling, and drug release of thermoresponsive poly(amidoamine) dendrimer–poly(N-isopropylacrylamide) hydrogels. Journal of Materials Science 49, 6102–6110 (2014).

11. Peppas, N. A., Bures, P., Leobandung, W. & Ichikawa, H. Hydrogels in pharmaceutical formulations. European journal of pharmaceutics and biopharmaceutics 50, 27–46 (2000).

12. Christiansen, D. L., Pins, G. D., Wang, M. C., Dunn, M. G., Silver , F. H. Collagenous Biocomposites for the Repair of Soft Tissue Injury. Material Research Society, 252, 151–158, (1992).