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TECHNOLOGIES EN DEVELOPPEMENT POUR LA SURVEILLANCE DES PATIENTS A DOMICILE
De manière générale, le suivi d’une personne est réalisé soit par une instrumentation de son lieu d’habitation « Maison connectée » ou « Maison intelligente », soit par une instrumentation sur l’homme ou souvent en associant les deux. La première catégorie consiste à équiper la maison du patient de capteurs et de caméras pour détecter par exemple sa présence ou non dans une chambre, cela peut être des capteurs sur le lit pour estimer la durée et la qualité du sommeil ou l’activité. Le LAAS-CNRS a une expertise de longues années de travail sur les bâtiments intelligents, notamment avec le bâtiment ADREAM au sein du laboratoire ou la plateforme Maison Intelligente de Blagnac. La Figure 2 présente un exemple de maison intelligente qui intègre des capteurs de mouvement, un capteur d’ouverture de porte et un bouton d’urgence pour signaler un malaise. Une supervision à distance s’effectue par une équipe spécialisée qui vérifie qu’il s’agit bien d’une vraie alerte avant de contacter les urgences.
La deuxième solution consiste en des systèmes intelligents portés par l’homme permettant le ‘monitoring’ ou la surveillance en continu. Ce genre de dispositifs a connu dernièrement une grande évolution grâce aux avancées dans le domaine de la miniaturisation des capteurs et des microsystèmes autonomes et embarqués à faible consommation conjugué à l’essor des moyens de communication récents à l’instar du Bluetooth Low Energy, Zigbee… Plusieurs travaux de synthèse ont recensé de nombreuses applications dans le domaine de la santé et du sport [15]. La collecte et l’intégration des signaux vitaux et autres données comme la géolocalisation et la vitesse de marche, accessible à partir d’un dispositif portable comme les téléphones et les montres connectées, est la première vague d’une nouvelle génération de systèmes de santé connectés. Cette technologie promet d’avoir un impact considérable sur les générations futures.
Plusieurs dispositifs sont déjà commercialisés tel que SecuraPatch [16], HealthPatch [17], ZIO Patch [18] et SensiumVitals [19] qui surveillent entre autres le rythme cardiaque et respiratoire, la marche, la température du corps etc. Le marché français innove également à travers divers dispositifs et startups dans le domaine de la e-santé, big data santé et de la télémédecine …. On peut citer Withings-Nokia [20], Vivago [21] et Watchie GPS [22].
Généralement, un système de monitoring classique comporte 4 parties comme présenté sur la Figure 3. La première consiste à déployer un réseau de capteurs sur l’homme, Body-Lan (ou un seul capteur) et de réaliser des mesures embarquées. La deuxième partie est l’interface entre l’utilisateur et le patient, l’information brute issue du capteur remonte instantanément à l’utilisateur pour lire les données et éventuellement, agir en conséquence. Ensuite, ces données sont envoyées vers un serveur « Cloud » pour être stockées, filtrées et analysées afin de faciliter l’interprétation et prendre la bonne décision. Un élément primordial opère à ce niveau, il s’agit de l’apprentissage des habitudes du patient ; connaître sa vitesse de marche habituelle, son lieu de présence sur une période de temps… et d’autres données qui permettent d’adapter le dispositif au patient et de déceler tout écart qui, pour la plupart des cas, est synonyme d’anomalie. La dernière partie concerne la remontée des données vers le médecin, la famille ou les urgences pour décider d’une éventuelle intervention.
Le système de monitoring décrit ci-dessus a pour but de récupérer, de traiter et de stocker les données issues des capteurs et d’aider à la décision pour une intervention potentielle. Ces systèmes peuvent être conçus sous forme de patchs électroniques, de systèmes implantables ou encore de pilules à ingérer.
L’ambition de notre programme de travail est d’établir une preuve de concept via le prototypage d’un système embarqué dispensateur de produits actifs, sous forme d’un patch transdermique, capable d’administrer de façon précise et contrôlée une dose médicamenteuse selon le besoin du patient et la prescription du praticien clinique. En se référant aux informations recueillies (mesures et historique des prises), l’administration peut être déclenchée automatiquement après activation d’une donnée d’un capteur porté ou bien par le patient lui-même ou le médecin via un ordinateur ou une tablette.
La Figure 4 présente les principales fonctions du système proposé. Il s’inscrit dans le domaine des « Smart Drug Delivery Systems ». Cette approche originale se base sur l’intégration de capteurs, d’actionneurs, de systèmes de communication et d’une partie qui forme l’intelligence de traitement du système dans le but d’adapter et d’individualiser la délivrance du médicament au patient. Tout système innovant, que ce soit pour la mesure de signaux physiologiques ou pour l’actionnement, présente des challenges pour lesquels des choix de conception doivent être mûrement réfléchis pour les surmonter. Les spécificités majeures de notre système sont les suivantes :
– Un système réutilisable : contrairement au patch jetable « one shot », le système doit intégrer une électronique adaptée et un actionneur commandé relié à un réservoir permettant d’utiliser le patch plusieurs jours.
– Un système non-invasif : Le port du système ne doit en aucun cas gêner le patient ou lui conférer un sentiment de malaise ou d’irritation. Un choix est donc fait sur la méthode d’administration des médicaments, sur la taille et le poids du patch. Ce critère est primordial pour améliorer l’acceptation du patient, un verrou pour la plupart des dispositifs portés par l’homme.
– Un système communicant : Le système communique avec le monde extérieur (tablette ou téléphone) pour recevoir et/ou envoyer des données via des technologies offrant une communication rapide, une très faible consommation énergétique et la possibilité d’un suivi détaillé des données envoyées et reçues.
– Un système autonome : Le système proposé doit présenter une autonomie
énergétique suffisante pour accomplir les tâches d’émissions et de réceptions des données, activer l’actionneur, assurer le conditionnement et le traitement des signaux, et cela pendant toute la durée de vie du patch (1 semaine).
L’originalité de notre travail porte sur :
• Le prototypage d’un système réutilisable et contrôlable pour administrer un produit thérapeutique ou cosmétique.
• La proposition de lois de commande pour délivrer une dose précise d’un principe actif (la lidocaïne a été retenue pour nos travaux).
• La modélisation et la simulation du transport ionophorétique à travers une membrane biologique hétérogène.
TECHNIQUES DE DIFFUSION TRANSDERMIQUE
Les patchs transdermiques
Les patchs ou timbres transdermiques, sont des dispositifs qui servent à administrer une dose de médicaments, pour un effet local ou systémique, à travers la peau. Leur développement a vu le jour au début des années 70 et le premier patch, approuvé par le FDA « Food And Drug Administration » en 1979, traitait le mal du transport [24]. Ils intègrent des membranes spéciales pour avoir un débit contrôlé pendant une période donnée. Il existe deux types de patchs (Figure 5) : ① Les systèmes à réservoir, composés d’une couche de support, un revêtement pour une protection externe imperméable à la substance active, d’une couche de protection à enlever avant l’application du patch, d’un compartiment réservoir contenant le médicament et d’une membrane perméable qui régule la diffusion à travers la peau. ② Les systèmes dits matriciels, composés des mêmes couches supérieures et inférieures que le premier type, mais aussi de médicaments dissous et dispersés dans un polymère. La diffusion dans ce type de patchs est contrôlée essentiellement par les propriétés physico-chimiques des médicaments.
L’administration de médicaments par voie transdermique se voit comme une alternative intéressante et prometteuse par rapport à la voie orale, surtout pour les personnes âgées. Il arrive que les patients oublient de prendre leurs médicaments, surtout s’il y a plusieurs comprimés à prendre par jour. Se rajoute à cela un paramètre important qui est la biodisponibilité du médicament, ce paramètre décrit le pourcentage de médicaments qui, après administration orale, atteint la circulation générale ; les médicaments subissent une dégradation par le système digestif essentiellement, et donc suivant le principe actif, seule une faible fraction atteint l’organe ciblé [25]. Bien d’autres avantages à l’utilisation de cette voie sont reconnus [26], une liste non exhaustive est présentée ci-dessous :
• Evitement de l’effet du premier passage hépatique, pulmonaire et gastrique ;
• Administration contrôlée sur une période prolongée de temps en évitant d’atteindre des niveaux toxiques (Figure 6) ;
• Réduction des effets indésirables systémiques ;
• Augmentation de l’observance du patient ;
• Alternative en cas d’impossibilité d’administrer par la voie orale (nausée ou inconscience).
Le marché global des systèmes transdermiques de délivrance de médicaments « TDDS » connaît une expansion fulgurante grâce à leurs multiples avantages menant à plus d’investissements et plus d’emplois générés. Les Etats-Unis d’Amérique détiennent le plus grand marché dans le domaine de la biopharmaceutique et du développement biotechnologique suivis par l’Europe puis l’Asie. Le marché mondial des TDDS était de 3 milliards de dollars en 2010, 25 milliards en 2013 et il atteindra 40 milliards en 2018 [28] [29].
Parmi les branches du TDDS considérées comme prometteuses, on retrouve :
• Les systèmes transdermiques intelligents ;
• Les nanoparticules comme porteurs de principes actifs.
ETAT DE L’ART DES TECHNIQUES D’AMELIORATION DE DIFFUSION TRANSDERMIQUE
Les quatre techniques physiques citées précédemment sont abordées plus en détail dans cette partie à travers une description des études récentes ainsi que des produits commercialisés. Nous établirons en fin de chapitre une synthèse comparative des techniques afin de retenir celle qui convient le mieux à la conception d’une solution technologique qui réponde aux besoins du patient
Electroporation
L’électroporation est une des approches de la délivrance cellulaire basée sur la perméabilisation transitoire de la peau pour faciliter le transport des molécules. Les premières études sur l’électroporation ont commencé dans les années 80 avec le Dr Neumann et ses collègues et ont porté sur l’application d’un champ électrique pulsé pour perméabiliser temporairement une membrane biologique et administrer de l’ADN dans les cellules. Les études in vitro ont démontré des résultats prometteurs facilitant le développement des applications in vivo [38]. L’électroporation, appelée parfois électro-perméabilisation, a connu un intérêt croissant de la part de spécialistes de la biophysique, biotechnologie, pharmacie et de la médecine et cela dès les années 80.
Les applications de l’électroporation « EP » sont diverses et variées. Elle est utilisée comme un traitement anti-cancer (Bleomycine, Poloxamer, etc), pour administrer des vaccins à base d’ADN ou de protéines et aussi pour la thérapie génique. Ce n’est que récemment que l’EP a démontré sa faisabilité pour l’administration transdermique de médicaments. Malgré le fait que les mécanismes régissant l’électroporation ne sont toujours pas clairement identifiés, deux modèles théoriques sont proposés pour décrire le processus : la théorie de l’instabilité électromécanique et la théorie des pores [39]. La théorie de l’instabilité électromécanique est une description déterministe basée sur la compression mécanique des membranes cellulaires sous l’effet d’un champ électrique. Cependant, cette théorie ne permet pas d’expliquer un grand nombre d’observations expérimentales. La théorie des pores considère qu’une application d’un champ électrique perturbe la structure membranaire d’une façon réversible (ou non réversible si tel est l’effet souhaité), cela crée des pores aqueux dans la bicouche de lipides (Figure 10) et dans le cytoplasme, ce qui augmente le transport de molécules que ce soit ions, traceurs, protéines, anticorps, ARN et ADN à travers une membrane normalement imperméable [40].
Des paramètres électriques, chimiques ou cellulaires influencent l’EP et doivent donc être optimisés pour mieux maîtriser ce mécanisme. Les paramètres électriques sont les plus déterminants quant à l’efficacité du transfert et la viabilité de la cellule. Il s’agit plus explicitement de l’intensité du champ électrique E, la durée, la fréquence et le nombre des impulsions électriques.
Les deux formes de pulsations les plus utilisées sont les formes carré et exponentielle décroissante ; la première est plus rapide du fait qu’il n’y a pas de capacité de décharge contrairement à la forme exponentielle. Cependant cette dernière s’avère plus efficace car elle permet un maintien de perméabilité pour une durée plus longue [42].
Le nombre d’impulsions appliquées affecte l’efficacité de la perméabilisation et la durée de vie de l’état perméable. Plus le nombre d’impulsions est élevé, plus le nombre de molécules transférées augmente et plus la durée de vie des « pores » est longue. La fréquence de répétition des impulsions n’améliore pas le taux de perméabilisation mais son principal avantage est la diminution de la contraction musculaire pendant l’application. Habituellement, elle est entre 1 et 2 Hz.
L’utilisation de l’EP irréversible a été introduite par Rubinsky comme une méthode qui permet une perturbation irréversible d’une membrane cellulaire ce qui provoque la mort de la cellule. Elle est largement utilisée comme une méthode semi-invasive pour tuer les cellules cancéreuses. Elle fait objet de plusieurs essais cliniques comme thérapie pour des tumeurs malignes du foie et des poumons [40].
LES APPLICATIONS BIOMEDICALES DE L’ELECTROPORATION :
L’électro-chimiothérapie est considérée comme le domaine d’application le plus prometteur de l’EP. Le docteur Mir de l’Institut Gustave Roussy (Villejuif, France) est considéré comme l’un des précurseurs à l’utilisation de cette technique, il a développé la méthode et posé les bases et les protocoles à suivre vers le début des années 90 [43]. En 2012, plus de 3000 patients ont été traité en Europe avec l’électro-chimiothérapie [44]. Elle combine l’injection de médicaments et l’électroporation [Figure 11], l’idée étant que toutes les cellules sont peu perméables aux agents thérapeutiques et le fait d’appliquer l’électroporation aux alentours des cellules tumorales augmentera la perméabilité de ces dernières et permettra ainsi une administration localisée. Une étude clinique intéressante sur le traitement de mélanomes avec l’électro-chimiothérapie rapporte que 19 patients ayant au moins deux mélanomes métastasiques en phase 2, ont reçu sur un premier mélanome des injections de bléomycine suivi d’une séance d’électroporation comparées avec des injections de bléomycine seules sur un autre mélanome. Parmi 18 lésions, 13 (72%) ont montré une réponse complète, 1 (5 %) a montré une réponse partielle, 3 (18 %) n’ont mené à aucun changement et 1 (5 %) a montré une progression de la maladie sur une période supérieure à 12 semaines. Cela présente un taux de 77 % de réponse objective « connu dans le domaine de l’oncologie sous l’acronyme ORR : Objective Response Rate », ce qui est significativement supérieur au 32 % observé dans le cas d’injection de bléomycine seule [45].
Une autre étude plus récente [46] montre l’efficacité de l’utilisation de l’électro-chimiothérapie pour des tumeurs cutanées et sous-cutanées. La réponse au traitement pour différentes tumeurs (essentiellement le mélanome) était de près de 75 % complète et 10 % réponse partielle du nodule traité. L’électro-chimiothérapie est une méthode simple d’application, avec un minimum d’effets secondaires et qui a démontré une grande efficacité.
La sûreté et la complexité de générer des impulsions hautes tensions, surtout pour un dispositif médical portatif, font de l’électroporation une technique qui requiert plus de développement et de maturité. Appelée parfois électro-incorporation, cette technique a su montrer son efficacité pour améliorer le transport des molécules à travers une membrane biologique. Dans des expérimentations in vitro, elle a permis un transport de 1 à 4 fois supérieur à une diffusion classique. De plus, elle facilite le passage des macromolécules allant jusqu’à 40 KDa. Le Tableau 2 expose quelques molécules, entre autres, pour lesquelles une administration efficace a été prouvée.
LES PARAMETRES INFLUENÇANT LE TRANSPORT IONOPHORETIQUE DES MOLECULES
Il existe une multitude de facteurs complexes affectant le transport iontophorètique. Pour mieux comprendre ce mécanisme et obtenir des résultats fiables et reproductibles, la maîtrise des facteurs électrochimiques et biologiques impliqués dans le processus est primordiale. Parmi ces facteurs, on trouve la densité et le profil du courant appliqué, la concentration, le pH de la solution et les propriétés de la molécule à étudier (masse molaire, pKa…).
La densité du courant
En se référant à la loi de Faraday présentée dans le chapitre I, le flux ionophorétique dépend linéairement de l’intensité du courant I. Cette loi est une forme simplifiée du modèle basé sur les équations de Nernst-Planck (Équation 23), que nous détaillons dans le chapitre suivant.
A partir de cette équation, on déduit que le courant est un paramètre clé qui agit directement sur le flux de transfert. Une force externe « gradient de potentiel électrique » se rajoute donc à la diffusion passive « gradient de concentration », cela engendre une accélération des molécules à travers la membrane biologique en relation avec le courant appliqué. Généralement, un profil de diffusion unique est établi suivant les propriétés de chaque molécule. Une corrélation linéaire a été démontrée pour plusieurs molécules entre le flux, l’intensité du courant appliqué et la durée de son application [102],[103]. Cependant, la linéarité n’est pas systématique, plusieurs études ont démontré une faible corrélation pour certaines molécules [104], d’où la nécessité d’une expérimentation spécifique et adaptée pour chaque molécule. Si la corrélation est prouvée, l’élaboration d’une loi de commande est envisageable pour un contrôle strict du flux de diffusion et une programmation au préalable selon le besoin de l’utilisateur.
Profil du courant
Dans la plupart des dispositifs ionophorétiques, la stimulation électrique est assurée par une source de courant continu (DC). L’efficacité de ce dernier a été démontrée par rapport à un courant alternatif (AC) dans plusieurs études [105],[106]. Cependant, le courant alternatif présente un avantage majeur, il permet de minimiser tout risque de brûlures et d’érythèmes en raison du fait que chaque électrode alterne entre anode et cathode [107]. En effet, l’application d’un courant continu pourrait engendrer des brûlures de légères à modérées sauf dans le cas d’utilisation de surfactants ou d’autres solutions pour protéger la peau [108]. De plus, la peau a tendance à se polariser ce qui réduit l’efficacité de l’ionophorése.
Par ailleurs, l’utilisation d’un courant continu pulsé présente un bon compromis entre l’efficacité du courant DC, la sécurité du courant AC et la non polarisation de la peau. Il est rapporté que l’utilisation d’un courant DC pendant une courte durée (environ 10-15 minutes) associée au bon matériau des électrodes ainsi que leur bon design préviendrait de toutes brûlures ou sensations de douleur [109],[107]. Ces paramètres doivent être pris en considération lors de la conception du patch transdermique.
La concentration du principe actif
La concentration du principe actif est un paramètre expérimental important à prendre en compte. Augmenter la concentration d’une solution n’améliorera pas forcément le flux de la diffusion. La corrélation n’est pas toujours linéaire ceci étant dû essentiellement à l’interaction entre les molécules et la membrane biologique qui est plus complexe. Dans la plupart des cas, le profil flux-concentration atteint une valeur limite, par conséquent, l’augmentation de la concentration n’aura pas ou très peu d’effet sur la diffusion. De plus, la concentration peut avoir un impact sur le flux convectif [110] selon l’équation : J EO w.cD
Avec Vw la vélocité du solvant et CD la concentration du principe actif.
Vu la polarité négative de la peau, cela influence le transport des molécules neutres et celles chargées positivement. Néanmoins, comme mentionné auparavant, le flux convectif est un phénomène peu influençant dans le transport transdermique.
Le pH
Le pH de la solution agit sur la stabilité chimique du principe actif, il joue un rôle important dans l’ionisation des molécules. On peut obtenir une forme cationique ou anionique d’une molécule neutre en variant son pH. Par conséquent, le pH optimal est celui qui permet une forme ionisée majoritaire dans une solution. Cependant, pour éviter les irritations et les brûlures, le pH doit être faiblement acide voire neutre avec des valeurs comprises entre 5 et 7,4. Dans le cas de la lidocaïne, plus le pH est élevé plus l’ionisation baisse, on obtient une ionisation de 100 % à un pH de 5,5, 66% à un pH de 7,4 et 50 % à un pH de 7,7 [111].
Le choix de la molécule étudiée
Une large gamme de molécules avec des caractéristiques adéquates peut diffuser à travers la peau, comme la Scopolamine (303g/mol) utilisée contre le vomissement, la Rotigotine (315g/mol) pour le traitement des jambes sans repos et la Rivastigmine (250g/mol) prescrite pour les patients qui souffrent de démences dues à la maladie d’Alzheimer.
Nous avons choisi pour notre étude la molécule lidocaïne, qui est un anesthésique local de type amide et un agent anti-arythmique classe Ib. Elle est largement utilisée pour des anesthésies locales, des douleurs musculaires et articulaires modérées [112].
Le chlorhydrate de lidocaïne ou lidocaïne HCl est la forme ionisée de la molécule (Figure 20) ; une poudre cristalline blanche, très soluble dans l’eau, avec un point de fusion d’environ 75 °C. La Lidocaïne HCl est un acide faible avec une valeur de pKa de 7,9 à 25 °C [113]. Le degré d’ionisation de la molécule dépend du pH de la solution. La lidocaïne HCl est positivement chargée à pH <7,9 ; favorable pour une diffusion ionophorétique anodale.
L’effet anesthésique est établi en modifiant la conduction du signal dans les neurones bloquant ainsi la propagation des signaux de douleur à destination du cerveau. Cette molécule est considérée comme étant de petite taille (288 g/mol) par rapport à l’insuline (5823 g/mol), ou des protéines qui sont dans la plupart des cas entre 50 et 100 kg/mol. Outre ses caractéristiques physico-chimiques favorables, son poids moléculaire fait d’elle une candidate idéale pour l’ionophorése car elle est assez grande pour une diffusion passive efficace et suffisamment petite pour constater l’impact de l’ionophorése sur son mouvement.
MATERIEL ET METHODES
Electrodes Ag/AgCl
La Figure 21 illustre un système ionophorétique avec des électrodes de référence Argent/chlorure d’argent, les électrodes les plus utilisées dans les systèmes ionophorétiques. Lorsqu’un courant électrique est appliqué, au niveau de l’anode, le principe actif ionisé (noté D+) est transporté du réservoir vers la peau au moment où un ion Cl- (ion endogène) remonte vers l’électrode Ag pour former du AgCl. Au niveau de l’anode, une molécule Cl- est libérée puis remplacée par un ion Na+ pour garantir l’électro-neutralité.
Les électrodes en Ag/AgCl sont les plus utilisées dans le domaine biologique essentiellement pour leurs capacités à résister aux changements de pH, ce qui, dans le cas contraire, pourrait altérer l’ionisation des molécules [98]. Ces électrodes sont réutilisables et assurent une fluctuation minime des niveaux de tensions ou de courants.
Cellule de Franz
La cellule de Franz, Figure 22, est un dispositif d’expérimentation in vitro couramment utilisée pour l’étude du passage de principes actifs à travers une membrane biologique. Elle se compose de deux compartiments séparés par une membrane qui peut être artificielle ou constituée de peau humaine ou animale. Le compartiment supérieur reçoit le principe actif qui passe à travers la membrane vers le compartiment inférieur. Ce dernier contient une solution tampon, qui hydrate et maintient l’intégrité physiologique de la peau.
L’électrode positive qui assure la stimulation électrique est déposée sur la membrane biologique. L’électrode négative qui est connectée à la masse du générateur, est immergée dans le compartiment récepteur par la même ouverture du prélèvement des échantillons.
Lors de l’application du courant, un champ électrique se crée entre les deux électrodes entrainant ainsi le principe actif du compartiment supérieur vers le compartiment inférieur passant par la membrane biologique. Le prélèvement des échantillons à intervalles réguliers permet de remonter à la quantité exacte de principe actif qui traverse la peau à tout instant.
Il est à noter que la cellule de Franz est thermostatée à 37 °C et dispose d’un système d’agitation magnétique pour assurer l’homogénéité de la solution.
La lidocaïne a été obtenue auprès de Sigma-Aldrich (St. Quentin Fallavier, France). Les électrodes Ag/AgCl (E203, E205) ont été obtenues chez Harvard Apparatus (les Ulis, France). L’eau déionisée (résistivité> 18 MΩ / cm) a été utilisée pour préparer toutes les solutions. Le PBS (Phosphate Buffered saline) est composé de 137,9 mM de chlorure de sodium, 8 mM de phosphate de sodium dibasique, 2,6 mM de chlorure de potassium et 1,5 mM de phosphate de potassium monobasique.
Membrane biologique et sa préparation
Plusieurs travaux ont été menés pour étudier la corrélation entre le passage transdermique des molécules à travers une peau humaine et animale. La plupart de ces études conclut que la peau porcine peut substituer la peau humaine pour des études in vitro, elles présentent des similitudes de structure, partagent pratiquement la même densité folliculaire et la même perméabilité [116],[117],[118]. En plus de la fiabilité du modèle, la peau animale est couramment utilisée pour sa facilité d’obtention et son faible coût. Un grand nombre de répétitions est nécessaire avant de valider les résultats d’une expérimentation in vitro d’un point de vue statistique.
La peau de porc est aujourd’hui le modèle de référence pour l’étude du passage transdermique des molécules. L’oreille de porc est considérée comme la plus proche de la peau humaine selon des études comparatives sur des peaux prélevées à différents endroits (épaule, dos, oreilles) (Tableau 9).
Pour notre expérimentation, des oreilles de porc fraîches ont été obtenues auprès d’un abattoir local et ont été nettoyées sous l’eau froide. La peau entière a été retirée soigneusement de la région externe de l’oreille et séparée du cartilage avec un scalpel. Enfin, la peau a été lavée, dégraissée, découpée puis conservée au congélateur dans un emballage en aluminium à -80°C. Les échantillons ont été mélangés délibérément pour prendre en compte la différence des peaux et des épaisseurs dans le calcul du transport des molécules.
Protocoles
L’élaboration du protocole s’est effectuée en se basant en partie sur la littérature et sur l’expérience de collègues biologistes du laboratoire IMRCP de Toulouse. L’expérimentation a été réalisée avec 5 cellules de Franz en parallèle, posées sur une plaque magnétique faisant tourner un barreau aimanté à une vitesse de 30 tr/min. Les 5 cellules doubles parois sont reliées à un système de circulation d’eau à 37°C, ceci permet de garantir la même température pour toutes les cellules et de se rapprocher des conditions réelles (température du corps humain). Le compartiment receveur contient un volume de 12 ml de PBS. La peau de porc se situe entre le compartiment receveur et donneur, ce dernier contient 200 µl de lidocaïne HCl à 2% de concentration (20 mg/ml).
Des échantillons de 0,8 ml sont prélevés toutes les 30 minutes pendant une durée de 3 heures. Ces échantillons sont analysés par la suite pour remonter à la quantité de lidocaïne cumulées au bout des 3 heures au niveau du compartiment receveur et donc à la quantité qui a diffusé à travers la membrane. Ce volume retiré (0,8 ml) est remplacé instantanément par du PBS neuf. Le volume retiré est pris en compte dans le calcul et l’analyse des données.
L’électrode positive de 8 mm de diamètre est déposée sur la peau déjà imbibée de solution, ensuite l’électrode négative est introduite dans le compartiment receveur, en prenant soin de garder à peu près le même emplacement pour les 5 cellules. Ces électrodes sont reliées à une source de courant dont la conception sera présentée dans le Chapitre IV.
Plusieurs scénarios de stimulation électrique ont été mis en place et seront présentés par la suite. Dans un premier temps, nous avons appliqué une densité de courant de 0,5 mA/cm² pendant 30 minutes pour une durée totale d’expérimentation de 3 heures, comme illustré sur la Figure 23. Il est recommandé dans plusieurs études de se limiter à une densité de courant maximum de 0,5 mA/cm² pour éviter toute brûlure ou sensation de gêne. Cependant, une étude sur la tolérance a démontré que l’être humain peut supporter jusqu’à 5,5 mA/cm² pendant 20 minutes [92]. La durée d’application, la surface des électrodes et la densité de courant sont donc des facteurs qui nécessitent une optimisation pour garantir l’efficacité de l’administration et la sécurité de l’utilisateur.
Procédure étape par étape :
1) Placer les cellules sur la plaque magnétique et déposer le barreau aimanté à l’intérieur de chacune d’elle. Ensuite, relier toutes les cellules au système de circulation d’eau à 37°C.
2) Remplir le compartiment receveur de PBS et laisser chauffer (double parois). En même temps, sortir la peau, déjà préparée, du congélateur et laisser une dizaine de minutes à température ambiante.
3) Déposer les peaux sur les 5 échantillons et fermer avec le compartiment donneur en fixant la structure à l’aide d’un clapet. A ce stade, une attention particulière doit être portée à la formation de bulles d’air sous la peau, ce vide pourrait bloquer complètement le passage des principes actifs.
4) 200 µL de lidocaïne HCl à 2% (4 mg dilué dans de l’eau pure) est déposée dans le compartiment donneur.
5) L’électrode positive est déposée sur la peau et celle négative immergée dans le compartiment receveur. La première électrode est reliée à la borne positive de la source de courant et la seconde à la masse.
6) Prélever le premier échantillon de 0,8 ml (à t = 0), pour s’assurer que la quantité au départ est bien nulle et que la peau n’est pas endommagée puis remettre, avec une seringue différente pour chaque cellule, le même volume prélevé avec du PBS vierge.
7) Prélever un échantillon à 30 minutes dans chaque cellule puis arrêter la stimulation électrique.
L’effet de l’ionophorése sur le transport transdermique
Etant donné que l’anode à une surface de 0,5 cm² (.R².0, 4² ), nous avons appliqué un courant de 0,25 mA pour respecter la densité de courant de 0,5 mA/cm². La quantité de principe actif qui a traversé la peau en fonction du temps est présentée sur la Figure 31. Nous constatons que la diffusion passive croît graduellement jusqu’à atteindre une valeur de 50 µg/cm² en 3 heures de diffusion. Quant à la diffusion ionophorétique, nous remarquons une pente plus élevée avec une valeur atteignant 199 ± 14 µg/cm² en 3 heures de diffusion. On obtient donc une amélioration significative du transport de la lidocaïne. La quantité totale ayant traversée la peau a pratiquement quadruplé.
On constate un autre phénomène intéressant ; même après avoir arrêté la stimulation électrique (après 30 minutes), la courbe de diffusion active garde une pente élevée pour ce qui est censé être une diffusion passive, ceci pourrait s’expliquer par un effet d’entrainement ou d’inertie de molécules, qui accélère le mouvement de molécules dans le sens du champ électrique créé (de l’anode vers la cathode).
De cette même courbe, on extrait un paramètre appelé temps de latence, il est estimé en extrapolant la partie linéaire de la quantité délivrée sur l’axe du temps. Il décrit le temps nécessaire pour une molécule pour atteindre des régions subdermiques et commencer son effet thérapeutique. Il est d’environ 20 minutes pour le transport ionophorétique et de 80 minutes pour le transport passif. L’ionophorése permet donc, en plus de l’amélioration du transport, d’accélérer par 4 le début de l’effet thérapeutique.
Sur la Figure 32, nous avons tracé le flux transdermique en fonction du temps. Comme présenté au-dessus, le flux se calcule comme étant J Qt , il décrit la pente de la ss T.S diffusion entre deux points en fonction du temps et de la surface de la peau, il représente la manière dont le mouvement des molécules varie au cours du temps.
On peut remarquer que le flux passif est linéaire tout au long de l’expérimentation, ce qui semble cohérent compte tenu que seule la loi de Fick entre en jeu ; tant que la concentration du donneur est supérieure à celle du receveur, le flux est continu selon ce gradient de concentration et du coefficient de diffusion. Alors que pour le flux ionophorétique, on remarque d’autres phénomènes que l’on peut difficilement dissocier avec exactitude. Tout d’abord, la pente croît brusquement dès le début de la stimulation électrique avec un effet d’entrainement évoqué auparavant encore plus visible ; nous atteignons le maximum du flux de 79 µg/cm²/h au bout d’une heure. Puis le flux baisse d’une façon continue pour rejoindre, vraisemblablement, le même flux que la diffusion passive.
Les phénomènes mis en jeu (diffusion passive + électro-transport + électro-osmose) ne sont certes pas dissociables, mais on pourrait estimer qualitativement l’apport de chaque force dans le flux total. En effet, si on retranche la quantité cumulée totale par diffusion passive de la quantité cumulée totale par ionophorése, on obtient la quantité cumulée par les deux mécanismes qui restent, à savoir l’électro-transport et l’électroosmose. Sachant que l’électro-osmose est prépondérante lors du transport de molécules de grandes tailles [110], on pourrait, manifestement, affirmer que le mécanisme majeur dans le cadre de cette expérimentation est l’électro-transport ; phénomène dépendant de l’intensité du courant de stimulation du départ.
Une autre donnée importante que l’on peut extraire est le facteur d’amélioration EF (Enhancement Factor). Il s’agit du paramètre qui définit l’efficacité de l’ionophorése en comparant le flux en présence et en absence d’un courant électrique.
La valeur moyenne du flux ionophorétique sur 3 heures est de 55 ± 6 µg/cm²/h et celle du passif est de 15 ± 5. On obtient donc un EF de 3,66.
Ces résultats sont cohérents par rapport à d’autres travaux sur la lidocaïne avec des conditions différentes (intensité, durée de stimulation, concentration du principe actif …) [105],[123],[124].
Influence des différentes valeurs d’intensité
Après avoir validé et quantifié l’apport de l’ionophorése sur le transport des molécules avec une densité de courant de 0,5 mA/cm², nous avons étudié l’impact de différentes densités de courant afin de vérifier l’éventuelle dépendance qui pourrait exister entre l’intensité du courant et la quantité délivrée. Une telle dépendance a été démontrée pour les molécules de Rotigotine et Rivastigmine qui traitent les maladies neurodégénératives (Alzheimer et Parkinson) [125].
Pour cela, nous avons appliqué une densité de courant de 0,25 mA/cm² et de 0,75mA/cm² correspondant respectivement à une intensité de 0,125 mA et 0,375 mA.
La Figure 33 présente la quantité cumulée totale pour les deux intensités de courant, auxquelles nous avons rajouté pour comparaison la courbe pour l’intensité 0,5 mA. Nous obtenons 247 ± 19, 199 ± 14 et 115 ± 7,11 µg/cm² pour respectivement 0,375, 0,25 et 0,125 mA.
On observe une tendance claire qui se dégage : plus le courant de stimulation est élevé, plus la quantité de molécules qui traverse la peau est importante. L’idée d’un contrôle précis de la quantité délivrée, à travers la stimulation électrique entre autres, est discutée par la suite.
Impact de la convection sur le transport actif
D’une manière générale, la convection apparait lorsqu’un champ électrique tangentiel se crée, un mouvement de fluide (molécules d’eau) prend effet dans le sens du champ électrique. Ce mouvement est engendré en grande partie par une différence de potentiel électrocinétique (potentiel Zeta) au niveau de l’interface paroi-liquide. Pour plus de détails sur ces interactions, les documents [136] et [131] abordent en profondeur plusieurs aspects de la convection.
Pour mieux quantifier la contribution de la convection dans le transport total, nous avons séparé, au niveau de l’exploitation des résultats de la simulation, l’apport du flux convectif et du flux que nous avons appelé diffusif (passif et électro-migration).
Nous avons intégré le paramètre Zeta dans notre modèle et lancé une nouvelle simulation. Nous avons considéré des valeurs minimum et maximum de ce paramètre en nous basant sur la littérature [131], [137]. L’amplitude de ce potentiel indique la bonne stabilité électrostatique (ζ > ± 60mV). Nous avons donc pris ζ = -0.1, -0.01 et -0.001V, puis les mêmes valeurs avec un potentiel positif. La Figure 45 à gauche présente le flux diffusif (▲) et les flux convectifs (●) sur une échelle linéaire.
On remarque que le flux diffusif atteint une valeur maximum à 1800 secondes (30 minutes) lorsque le courant est appliqué, puis baisse après l’arrêt de la stimulation pour laisser place à une diffusion quasiment constante dans le temps. Quant aux différents flux convectifs, tous les graphes sont superposés et de faibles valeurs comparés au flux diffusif. L’échelle logarithmique (figure de droite), montre bien l’écart de deux décades qu’il y a entre les deux flux. Une autre remarque intéressante à relever, est que le flux convectif a baissé au bout de 2200 secondes environ. Il n’y a pas de coupure nette comme pour le flux diffusif (électro-migration), mais le mouvement de fluide continue quelques minutes avant une disparition complète. Ceci est, a priori, dû à un phénomène d’entrainement des molécules entre elles. Par conséquent, nous avons exclu le phénomène convectif pour la suite de notre étude.
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Table des matières
Chapitre I : Motivations, état de l’art et choix technologiques : Administration contrôlée de molécules actives
1. Besoins liés au Vieillissement des populations
2. Technologies en développement pour la surveillance des patients à domicile
3. Techniques de diffusion transdermique
3.1. Les patchs transdermiques
3.2. Structure de la peau
3.3. La diffusion transdermique
4. Etat de l’art des techniques d’amélioration de diffusion transdermique
4.1. Electroporation
Les Applications biomédicales de l’électroporation
L’offre commerciale en électroporation
4.2 Les Microaiguilles
Fabrication des microaiguilles
Développements récents et produits commercialisés:
4.3 Sonophorèse
Les applications majeures de la sonophorèse
Qu’est-ce un ultrason
Les mécanismes de la sonophorèse
Les effets des ultrasons sur une membrane biologique
L’état des connaissances sur l’efficacité de la sonophorèse
Produits commercialisés
4.4 Ionophorése
Bases et mécanismes
Ionophorése inverse
Applications de l’ionophorése
5 Synthèse
6 Conclusion
Chapitre II : Etude de l’amélioration et du contrôle de la délivrance de produits actifs par la technique ionophorése
1. Introduction
2. L’intérêt d’une étude in vitro
3. Les paramètres influençant le transport ionophorétique des molécules
3.1. La densité du courant
3.2. Profil du courant
3.3. La concentration du principe actif
3.4. Le pH
3.5. Le choix de la molécule étudiée
4. Matériel et méthodes
4.1. Electrodes Ag/AgCl
4.2. Cellule de Franz
4.3. Membrane biologique et sa préparation
4.4. Protocoles
4.5. Procédure étape par étape :
4.6. Conditions expérimentales
5. Analyse des résultats
5.1. Spectroscopie de la lidocaïne HCl
5.2. Analyse des données
6. Résultats et discussion
6.1. L’effet de l’ionophorése sur le transport transdermique
6.2. Influence des différentes valeurs d’intensité
7. Possibilité de contrôle via des lois de commande
8. Conclusion
Chapitre III : Modélisation et simulation du transport ionophorétique à travers une membrane biologique
1. Introduction
2 Modélisation et validation d’une structure verticale
2.1 Simulation avec la méthode des éléments finis
2.2 La géométrie et le choix des matériaux de la structure
2.3 Méthodes et lois physiques utilisées
2.4 Maillage de la structure
3 Simulations et Interprétations
3.1 Simulation de la diffusion dans la cellule de Franz
3.2 Impact de la convection sur le transport actif
3.3 Modélisation et validation d’une structure planaire
3.4 Simulation de la structure planaire
3.5 La relation entre l’intensité de stimulation et le transport des molécules
4 Optimisation de la structure planaire
4.1 Impact de la surface de la masse
4.2 Impact de la taille de l’électrode positive
4.3 Impact de la distance inter-électrode
4.4 Impact de la forme des électrodes
4.5 L’effet réservoir de la peau
5 Lois de commande
6 De la simulation vers la conception
7 Conclusion
Chapitre IV : Prototypage électronique et validation d’un système réutilisable et contrôlable
1. Introduction
2. Stratégie de conception
3. Besoins médicaux et solution technique
4. Introduction à la plateforme générique
5. Architecture du système proposé
5.1. Choix de l’actionneur
5.2. Contrôle de l’ionophorése
5.3. Intégration des capteurs
5.4. Architecture matérielle intégrée
6. Scénario type de fonctionnement
7. Analyse des besoins énergétiques
8. Validation et test
9. Conclusion
Conclusion générale et perspectives
Glossaire
Annexe 1
Annexe 2
Bibliographie
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