La plupart des polymères utilisés pour le diagnostic ou la thérapie sont biocompatibles et/ou biodégradables et ont fait l’objet d’approbations par la FDA (Food and Drug administration). In vivo, ils doivent pouvoir être rapidement éliminés afin d’éviter les administrations répétées et leur accumulation. De plus, le polymère ainsi que ses produits de dégradation doivent être non toxiques et non immunogéniques. Ces systèmes polymériques sont ainsi préparés à partir de polymères naturels, synthétiques, ou de copolymères dont les plus souvent utilisés sont présentés dans le Tableau 3.
Matériel Nom Abréviation
Polymères naturels ou synthétiques Poly(éthyèneglycol) Poly(acide lactique) Poly(acide glycolique) Poly(lactide-co-glycolide) Poly(ε-coprolactone) PEG PLA PGA PLGA PCL Poly(éthylèneimine) Poly(L-lysine) N-(2-hydroxypropyl)méthacrylamide PEI PLL HMPA Dextran Chitosane
Copolymères Poly(lactide-Poly(acide lactique)-Poly(éthylèneglycol) co-glycolide)-Poly(éthylèneglycol)
Poly(ε-coprolactone)-Poly(éthylèneglycol)
PLA-PEG PLGA-PEG
PCL-PEG
Tableau 3 : Polymères les plus utilisés en théranostique48
Le principe actif peut être dispersé à l’intérieur du polymère, et sera alors libéré par diffusion, ou conjugué au polymère et sera relargué, dans ce cas, lors de la dégradation du polymère (induite par exemple par un changement de pH ou de température).49
Différentes techniques de préparation de ces nanoparticules polymériques ont été rapportées. L’utilisation de réactifs et solvants moins toxiques, la simplification de leur procédé de fabrication, l’efficacité de capture sont des enjeux majeurs lors de leur processus de fabrication.50
Différents systèmes polymériques peuvent être distingués : les polymères linéaires comme les polymères « drug conjugates » ou « peptide conjugates », non linéaires tels que les dendrimères ou les micelles utilisées notamment pour le transport de substances faiblement solubles. 49 (Figure 11)
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Figure 11 : Les différents systèmes polymériques49
Les polymères « drug conjugates » ou « peptide conjugates » sont des constructions nanométriques qui associent de manière covalente un agent bioactif et un polymère. Ils assurent non seulement une circulation dans le sang prolongée permettant le ciblage des tumeurs par effet EPR mais aussi une libération efficace du principe actif dans le compartiment intracellulaire. Ils permettent de réduire la toxicité du principe actif tout en conservant leur efficacité thérapeutique. Ainsi, l’utilisation de ces polymères lors de thérapie ciblée a été étudiée.
Un copolymère du N-2-(hydroxypropyl)méthacrylamide (HPMA), biocompatible et soluble dans l’eau, a été couplé à une séquence RGD (environ 16 RGD4C par polymère) afin de cibler les vaisseaux angiogéniques, Figure 12. Des chaines ont été incorporées pour complexer le technétium (99mTc) et l’yttrium 90 (90Y). Une étude, réalisée sur des souris atteintes de carcinomes de la prostate, a montré, par scintigraphie, une accumulation au niveau des tumeurs. Une diminution du volume de la tumeur a été constatée après le traitement radiothérapeutique et une augmentation de l’apoptose des cellules tumorales sans aucune toxicité radioactive au niveau des autres organes a été révélée grâce à une étude histopathologique.51
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Figure 12 : Structure du copolymère HPMA; la chaîne B est utilisé pour le couplage d’isotopes de l'iode pour la radiothérapie; la chaîne C pour le couplage du RGD4C; la chaîne D pour complexer le
technétium; et la chaîne E pour complexer l'yttrium
Un dendrimère est constitué de monomères qui s’associent selon un processus arborescent autour d’un cœur central. Ce polymère, d’environ 10 nm, généralement de forme sphérique, hautement ramifié et plurifonctionnalisé grâce aux nombreuses fonctions terminales présentes en périphérie, a été introduit pour la première fois dans les années 1970 par le groupe de Tamalia. Un dendrimère est ainsi composé d’un noyau autour duquel sont associés des fragments identiques appelés dendrons. L’addition de couches successives (génération) augmente progressivement la taille moléculaire et le nombre de fonctions à sa surface, qui servent au couplage de molécules bioactives et qui ont un impact sur la solubilité. Ainsi, un dendrimère aux fonctions terminales hydrophiles pourra être soluble dans l’eau même si son cœur est hydrophobe. Les diverses ramifications engendrent entre elles des cavités internes, pouvant servir à l’encapsulation de molécules.
La composition chimique des dendrimères est variée, et détermine leur solubilité, leur dégradabilité et leur activité biologique. Parmi les dendrimères rencontrés dans les applications biologiques, les PANAM (polyamidoamine) (Figure 13) ont été largement étudiés.52
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Figure 13 : PANAM (génération 2)
Afin d’imager l’angiogenèse, un dendrimère PANAM a ainsi été couplé à un peptide cyclique cRGDfK et à des agents de contrastes fluorescents (Alexa Fluor 594) et IRM (chélates de gadolinium). La microscopie de fluorescence a mis en évidence l’internalisation et la sélectivité du PANAM-RGD-Alexafluor594 pour les cellules M21, surexprimant l’intégrine αvβ3, contrairement au contrôle négatif PANAM-RAD-Alexafluor594. Cependant, l’addition des chélates de gadolinium à ce composé n’a pas montré le même niveau de sélectivité, sans doute dû à une augmentation du caractère hydrophobe et à son agrégation.53
Les micelles sont des particules colloïdales de taille comprise entre 5 et 100 nm. Elles sont constituées d’agents amphiphiles. A faible concentration dans un milieu aqueux, ces agents existent sous forme de monomères, mais lorsque la concentration augmente et atteint la CMC (concentration micellaire critique), ils s’assemblent, formant ainsi les micelles. Les micelles polymériques ont une CMC faible (10-6 à 10-7 M), ce qui les rend relativement insensibles à la dilution, et permet d’améliorer leur temps de circulation.
Le cœur hydrophobe est ainsi recouvert par une coque hydrophile, ce qui permet d’encapsuler et donc de protéger des molécules hydrophobes. Les polymères constitutifs des micelles sont choisis de sorte que la partie hydrophile engendre une stabilité stérique et évite l’élimination rapide par le système réticulo-endothélial, et que la partie hydrophobe possède une capacité d’incorporation élevée et une bonne compatibilité vis-à-vis de la molécule hydrophobe. Le PEG est le polymère hydrophile le plus utilisé pour sa biocompatibilité, sa solubilité dans l’eau et sa faible toxicité. Les polyesters, polyéthers et les acides polyamines tels que les PLA, PCL, PLL sont les plus couramment exploités pour la formation du noyau hydrophobe. Par ailleurs, il a été démontré que la modification de leur groupe terminal peut engendrer une
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stabilisation des micelles et augmenter la compatibilité et l’incorporation de la molécule hydrophobe.54
Des micelles polymériques multifonctionnelles, d’environ 50 nm de diamètre, capables de cibler les intégrines αvβ3, de délivrer un agent cancéreux et doter d’agent de contraste IRM ont été développées par Nasongkla et son équipe, Figure 14. La doxorubicine et des nanoparticules d’oxyde de fer superparamagnétiques (SPIO) (8 nm de diamètre) ont été incorporées dans le cœur hydrophobe des micelles composées de PLA et de PEG. Les chaînes PEGylées ont été modifiées par des fonctions maléimides pour permettre le couplage avec le ligand RGD, via une liaison covalente thiol-maléimide. Des expériences in vitro ont été réalisées sur des cellules endothéliales SLK (dérivées des sarcomes de Kaposi humains) surexprimant αvβ3. Le couplage du peptide RGD sur les micelles a permis une amélioration de leur internalisation, constatée par imagerie IRM, cytométrie de flux, et microscopie confocale. L’incorporation de doxorubicine a engendré une augmentation de la cytotoxicité. En comparaison avec une étude précédente, l’utilisation de PLA à la place de PCL a permis de faciliter la diffusion de la doxorubicine à travers la matrice polymérique et de libérer plus rapidement le principe actif.55
Figure 14 : Micelle polymérique multifonctionnelle55