La cornée humaine, un modèle évitant la transformation tumorale induite par les rayons ultraviolets : étude comparant la fréquence d’induction de dommages à l’ADN, leur l’efficacité de réparation ainsi que la sensibilité à la mort cellulaire induite par les rayons ultraviolets entre la cornée et l’épiderme

Bien qu’ils soient exposés tous deux aux rayons ultraviolets (UVR) solaires, cette exposition génotoxique n’entraîne pas les mêmes conséquences dans l’oeil et la peau. Le rôle des rayons UV dans l’induction et la progression des cancers cutanés est bien démontré. Ces rayons génotoxiques sont absorbés par l’ADN. Ils y induisent ainsi des changements conformationnels pouvant mener à la formation de différents dommages. On retrouve de façon prédominante la liaison de pyrimidines adjacentes en dimères cyclobutyliques de pyrimidines (CPD). Ceux-ci causent les mutations signatures responsables des cancers de la peau induits par les UVR. Cependant, aucune évidence ne démontre l’existence de cancer induit par les UVR dans la cornée. Nous avons donc tenté de découvrir les mécanismes permettant à la cornée d’éviter la transformation tumorale induite par les UVR. L’irradiation d’yeux de lapins aux rayons UVB a permis de prouver la capacité de ces rayons à induire la formation de CPD, et ce, de la cornée jusqu’au cristallin. Par la suite, l’irradiation d’yeux humains aux trois types de rayons UV (UVA, B et C) a permis d’y établir leur patron d’induction de CPD. Nous avons ainsi démontré que l’épithélium cornéen est particulièrement sensible à l’induction de CPD, tous types de rayons UV confondus. Enfin, la comparaison de la quantité de dommages présents dans des échantillons de peaux et de cornées irradiées à la même dose d’UVB a permis de démontrer que l’épithélium cornéen est 3.4 fois plus sensible à l’induction de CPD que l’épiderme. Nous avons par la suite étudié les mécanismes de réponse à ce stress. L’analyse de la viabilité cellulaire à la suite d’irradiations à différentes doses d’UVB a révélé que les cellules de la cornée et de la peau ont la même sensibilité à la mort cellulaire induite par les UVR. Nous avons alors analysé la vitesse de réparation des dommages induits par les UVR. Nos résultats démontrent que les CPD sont réparés 4 fois plus rapidement dans les cellules de la cornée que de la peau. L’analyse des protéines de reconnaissance des dommages a révélé que les cellules de la cornée possèdent plus de protéines DDB2 que les cellules de la peau, et ce, surtout liées à la chromatine. Nous avons alors tenté d’identifier la cause de cette accumulation. Nos analyses révèlent que la cornée possède une moins grande quantité d’ARNm DDB2, mais que la demi-vie de la protéine y est plus longue. Enfin, nos résultats suggèrent que l’accumulation de DDB2 dans les cellules de la cornée est entre autres due à une demi-vie plus longue de la protéine. Cette forte présence de DDB2 dans les cellules de la cornée permettrait un meilleur balayage de l’ADN, faciliterait de ce fait la détection de CPD ainsi que leur réparation et contribuerait donc à la capacité de la cornée à éviter la transformation tumorale induite par les UVR.

Recouvrements à base de dextrane pour applications médicales

L’ingénierie des biomatériaux a connu un essor prodigieux ces dernières décennies passant de matériaux simples à des structures plus complexes, particulièrement dans le domaine cardiovasculaire. Cette évolution découle de la nécessité des biomatériaux de permettre la synergie de différentes propriétés, dépendantes de leurs fonctions, qui ne sont pas forcément toutes compatibles. Historiquement, les premiers matériaux utilisés dans la conception de dispositifs médicaux étaient ceux présentant le meilleur compromis entre les propriétés physico-chimiques, mécaniques et biologiques que nécessitait leur application. Cependant, il se peut qu’un tel dispositif possède les bonnes propriétés physico-chimiques ou mécaniques, mais que sa biocompatibilité soit insuffisante induisant ainsi des complications cliniques. Afin d’améliorer ces propriétés biologiques tout en conservant les propriétés de volume du matériau, une solution est d’en modifier la surface. L’utilisation d’un revêtement permet alors de moduler la réponse biologique à l’interface biomatériau-hôte et de diminuer les effets indésirables. Ces revêtements sont optimisés selon deux critères principaux : la réponse biologique et la réponse mécanique. Pour la réponse biologique, les deux approches principales sont de mettre au point des revêtements proactifs qui engendrent l’adhérence, la prolifération ou la migration cellulaire, ou passifs, qui, principalement, sont inertes et empêchent l’adhérence de composés biologiques. Dans certains cas, il est intéressant de pouvoir favoriser certaines cellules et d’en limiter d’autres, par exemple pour lutter contre la resténose, principalement due à la prolifération incontrôlée de cellules musculaires lisses qui conduit à une nouvelle obstruction de l’artère, suite à la pose d’un stent. La recherche sur les revêtements de stents vise, alors, à limiter la prolifération de ces cellules tout en facilitant la ré-endothélialisation, c’est-à-dire en permettant l’adhérence et la prolifération de cellules endothéliales. Dans d’autres cas, il est intéressant d’obtenir des surfaces limitant toute adhérence cellulaire, comme pour l’utilisation de cathéter. Selon leur fonction, les cathéters doivent empêcher l’adhérence cellulaire, en particulier celle des bactéries provoquant des infections, et être hémocompatibles, principalement dans le domaine vasculaire. Il a été démontré lors d’études précédentes qu’un copolymère à base de dextrane et de poly(méthacrylate de butyle) (PBMA) répondait aux problématiques liées à la resténose et qu’il possédait, de plus, une bonne élasticité, propriété mécanique importante due à la déformation que subit le stent lors de son déploiement. L’approche de ce projet était d’utiliser ce copolymère comme revêtement de stents et d’en améliorer l’adhérence à la surface en formant des liens covalents avec la surface. Pour ce faire, cela nécessitait l’activation de la partie dextrane du copolymère afin de pouvoir le greffer à la surface aminée. Il était important de vérifier pour chaque étape l’influence des modifications effectuées sur les propriétés biologiques et mécaniques des matériaux obtenus, mais aussi d’un point de vue de la chimie, l’influence que cette modification pouvait induire sur la réaction de copolymérisation. Dans un premier temps, seul le dextrane est considéré et est modifié par oxydation et carboxyméthylation puis greffé à des surfaces fluorocarbonées aminées. L’analyse physico-chimique des polymères de dextrane modifiés et de leur greffage permet de choisir une voie de modification préférentielle qui n’empêchera pas ultérieurement la copolymérisation. La carboxyméthylation permet ainsi d’obtenir un meilleur recouvrement de la surface tout en conservant la structure polysaccharidique du dextrane. Le greffage du dextrane carboxyméthylé (CMD) est ensuite optimisé selon différents degrés de modification, tenant compte aussi de l’influence que ces modifications peuvent induire sur les propriétés biologiques. Finalement, les CMD précédemment étudiés, avec des propriétés biologiques définies, sont copolymérisés avec des monomères de méthacrylate de butyle (BMA). Les copolymères ainsi obtenus ont été ensuite caractérisés par des analyses physico-chimiques, biologiques et mécaniques. Des essais préliminaires ont montrés que les films de copolymères étaient anti-adhérents vis-à-vis des cellules, ce qui a permis de trouver de nouvelles applications au projet. Les propriétés élastiques et anti-adhérentes présentées par les films de copolymères CMD-co-PBMA, les rendent particulièrement intéressants pour des applications comme revêtements de cathéters.