Hidrogeles para la entrega de ARN

Materiales naturales (2023)Citar este artículo

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Las terapias basadas en ARN se han mostrado tremendamente prometedoras en la intervención de enfermedades a nivel genético, y algunas han sido aprobadas para uso clínico, incluidas las recientes vacunas de ARN mensajero COVID-19. El éxito clínico de la terapia con ARN depende en gran medida del uso de modificaciones químicas, conjugación de ligandos o nanopartículas no virales para mejorar la estabilidad del ARN y facilitar el suministro intracelular. A diferencia de los enfoques a nivel molecular o a nanoescala, los hidrogeles macroscópicos son estructuras tridimensionales blandas e hinchadas con agua que poseen características notables como biodegradabilidad, propiedades fisicoquímicas ajustables e inyectabilidad, y recientemente han atraído una enorme atención para su uso en la terapia de ARN. Específicamente, los hidrogeles se pueden diseñar para ejercer un control espaciotemporal preciso sobre la liberación de tratamientos de ARN, minimizando potencialmente la toxicidad sistémica y mejorando la eficacia in vivo. Esta revisión proporciona una descripción general completa de la carga de hidrogel de ARN y el diseño de hidrogel para liberación controlada, destaca sus aplicaciones biomédicas y ofrece nuestras perspectivas sobre las oportunidades y desafíos en este apasionante campo de la entrega de ARN.

Las terapias basadas en ácidos nucleicos, como el ADN, los oligonucleótidos antisentido (ASO), los ARN pequeños de interferencia (siARN) y los ARN mensajeros (ARNm), se han utilizado ampliamente en diversas aplicaciones biomédicas. Como un tipo de ácido nucleico esencial para toda la vida conocida, las moléculas de ARN desempeñan numerosas funciones reguladoras, como instruir la expresión de proteínas y modular genes específicos1,2,3. Hasta el momento, varias terapias de ARN, principalmente siRNA y mRNA, han sido aprobadas clínicamente para diferentes enfermedades (Tabla 1), con muchas otras en ensayos clínicos. El ARNm ayuda al cuerpo a producir sus propias proteínas exógenas faltantes, defectuosas o funcionales (por ejemplo, antígenos)4, mientras que el siARN reduce la expresión de proteínas expresadas endógenamente o proteínas patológicas5. Además, los microARN (miARN) y otros ARN no codificantes también se han explorado para regular la expresión génica a nivel postranscripcional6.

A pesar del considerable potencial terapéutico de los ARN, se han informado limitaciones en su entrega in vivo, que incluyen susceptibilidad enzimática, barreras extracelulares y celulares, y dificultades en el tráfico hacia el compartimento subcelular donde la carga estará activa1. Por lo tanto, la mayoría de las terapias de ARN en etapa clínica se basan en la modificación química (por ejemplo, enlace de fosforotioato), conjugación de ligandos (por ejemplo, N-acetilgalactosamina (GalNAC)) o administración de nanopartículas (NP) no virales (por ejemplo, lípidos). NP)7. Específicamente, la modificación química mejora la estabilidad enzimática y metabólica8, y la conjugación de ligandos mejora la entrega a órganos y tipos de células específicos9. Finalmente, las NP protegen el ARN encapsulado y mejoran la farmacocinética y el escape endosómico10. Sin embargo, estos métodos de entrega tienen sus propias limitaciones, y se necesitan mejoras adicionales para la eficiencia de la transfección11, la especificidad de entrega de órganos/células12, la estabilidad del ARN13 y eludir la activación inmunitaria14, lo que puede requerir el desarrollo de categorías completamente diferentes de sistemas de entrega. En este sentido, recientemente se han realizado esfuerzos sustanciales para explorar el uso de hidrogeles a macroescala para la administración de terapias basadas en ARN, así como una variedad de aplicaciones biomédicas que van desde el silenciamiento de genes y el reemplazo de proteínas hasta la inmunomodulación (Fig. 1)15,16, 17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,27,28,29,30,31,32,33,34,35,36,37,38,39,40.

Los recuadros de colores indican el tipo de aplicación biomédica: terapia del cáncer (naranja), regeneración ósea (azul), inmunomodulación (amarillo), reparación cardíaca (rojo) y angiogénesis (gris). ACpG-STAT3, transductor de señal de citosina-fosforotioato-guanina y activador de la transcripción 3; Dextrano VS, dextrano vinilsulfona; GelMA, metacriloilo de gelatina; HP-HA-PEG, un análogo modificado con tiol de hialuronano-poli(etilenglicol) diacrilato modificado con heparina-tiol; hidr, hidrogel; IL, interleucina; MPEG, metoxipolietilenglicol; mTOR, diana de rapamicina en mamíferos; PAA, poliacrilamida; PCL, poli(ε-caprolactona); PE, polietileno; PEG4SH, polietilenglicol tetratiolado; PEI-DA, conjugados poliméricos de polietilenimina modificada con ácido desoxicólico; PLA-DX-PEG, copolímero en bloque de poli-d,l-ácido láctico-p-dioxanona-polietilenglicol; PLK, serina/treonina-proteína quinasa; Rb1/Meis2, retinoblastoma1/meis homeobox 2; RGM, gen de ARN para miARN; SPARC, proteína secretada ácida y rica en cisteína15,16,17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,27,28,29,30,31,32,33,34,35, 36,37,38,39,40.

Los hidrogeles están compuestos por una red tridimensional hinchada con agua que recapitula las propiedades intrínsecas de la matriz extracelular nativa (MEC), lo que los hace útiles para aplicaciones en ingeniería de tejidos, administración de fármacos, morfogénesis celular, entre otras41,42. Las características fisicoquímicas únicas de los hidrogeles permiten el mantenimiento de la actividad biológica del ARN, la retención y liberación sostenida de ARN como portadores de entrega local (por ejemplo, sistemas inyectables) y la entrega de altas concentraciones de cargas útiles a un sitio de destino en una demanda. /manera pulsátil mediante estrategias estímulo-respuesta (fig. 2)43,44. Por lo tanto, los hidrogeles podrían mejorar la estabilidad del ARN, reducir la pérdida innecesaria de tratamientos asociados con la administración sistémica, mitigar las toxicidades indeseables fuera del objetivo y evitar la necesidad de dosis múltiples. Todo esto hace que los hidrogeles sean un sistema atractivo para la administración de terapias basadas en ARN, complementarias a las plataformas de etapa clínica mencionadas anteriormente.

Los hidrogeles brindan una estrategia única para la administración local de ARN, superando algunas de las dificultades asociadas con la administración sistémica de ARN. Permiten una entrega localizada, controlada y sostenida de altos niveles de cargas útiles, mientras mantienen la actividad biológica del ARN. De este modo, pueden evitarse los efectos fuera del objetivo y la necesidad de múltiples administraciones de carga útil en el suministro sistémico.

Se han recopilado pruebas convincentes que respaldan la aplicación de hidrogeles para la entrega de ARN y otros ácidos nucleicos desde el primer uso de gránulos de polímero para la liberación sostenida de ácidos nucleicos en 197645. Esta revisión tiene como objetivo resumir las estrategias de carga de ARN en hidrogeles, analizar el diseño de hidrogeles para la administración controlada de ARN, destacan los avances recientes en aplicaciones biomédicas y brindan perspectivas sobre los desafíos y oportunidades en este floreciente campo de investigación.

El ARN se puede cargar en hidrogeles mediante la inclusión directa del ARN desnudo o mediante la encapsulación de nanoportadores de ARN (Fig. 3). La carga de ARN desnudo depende en gran medida de las interacciones fisicoquímicas entre el ARN y la red de hidrogel. Como comparación, los nanotransportadores pueden ofrecer una bioactividad de ARN mejorada, una mejor capacidad de control de la liberación de ARN y la orientación de células específicas, mientras que la carga depende de las interacciones de los nanotransportadores con el hidrogel.

a, el ARN se carga en hidrogel sin manipulación (ARN desnudo) o por medio de nanoportadores. b, los hidrogeles cargados con ARN se pueden usar como andamios implantables o como geles inyectables para el suministro local de ARN. Las características físicas, bioquímicas y biológicas ajustables de los hidrogeles permiten la liberación sostenida y/o controlable de ARN. Tras la entrada celular (por ejemplo, a través de ARN desnudo o nanoportadores cargados de ARN), el ARN alcanza el compartimento subcelular apropiado para iniciar la producción/inhibición de la proteína.

Se han desarrollado múltiples estrategias para cargar ARN desnudo en hidrogeles, como interacción electrostática, conjugación covalente, interacción huésped-huésped o combinaciones de las mismas (Fig. 4). Aquí, presentamos cada estrategia y los hidrogeles asociados, y discutimos sus características para la entrega de ARN desnudo.

Las terapias de ARN pueden interactuar con las redes de hidrogel a través de enlaces iónicos entre las partes de ARN cargadas negativamente y las partes de la red de hidrogel cargadas positivamente; enlaces de hidrógeno producidos cuando los átomos de hidrógeno cargados positivamente se encuentran dentro de un cierto radio de un átomo aceptor electronegativo; enlaces covalentes que unen químicamente el ARN a cadenas de hidrogel de polímero; interacciones hidrofóbicas que utilizan ARN modificado; e interacciones no específicas.

Los polímeros y lípidos catiónicos/ionizables, los materiales de administración no virales más estudiados, pueden interactuar con biomoléculas cargadas negativamente, lo que convierte a los enlaces iónicos en un método simple y robusto para la encapsulación de ARN y otros ácidos nucleicos en hidrogeles46. Sin embargo, los policationes sintéticos pueden causar una toxicidad de moderada a alta, principalmente debido a su alta carga positiva. Además, los polímeros catiónicos sintéticos generalmente tienen un peso molecular bajo y una estructura altamente ramificada, lo que puede limitar sus aplicaciones potenciales en la formación de hidrogeles. Por lo tanto, surgió la conjugación de policationes sintéticos y naturales con hidrogeles o el uso de hidrogeles basados ​​únicamente en policationes naturales para abordar estas preocupaciones37,47. Por ejemplo, se estudiaron varios polímeros biodegradables y sistemas de fabricación diferentes para el suministro localizado de siRNA desnudo: alginato reticulado de calcio, alginato fotorreticulado y colágeno solubilizado en ácido47. El siRNA se liberó rápidamente en una semana de los hidrogeles de alginato altamente cargados negativamente, pero requirió más de dos semanas para ser liberado del hidrogel de colágeno debido al efecto de los grupos amina. La incorporación de polietilenimina cargada positivamente (PEI) o quitosano retrasó aún más la liberación de siRNA. Además, los enlaces iónicos son susceptibles a los cambios de pH, lo que puede dificultar la liberación sostenida de las biomoléculas cargadas. Factores como el número y el tipo de grupos de carga (por ejemplo, grupos amino y grupos amidina primarios, secundarios y cuaternarios) por polímero individual también pueden ayudar a determinar el perfil de liberación final.

Los polímeros con carga neutra, como el alcohol polivinílico (PVA), pueden unirse a los ácidos nucleicos a través de la interacción del átomo de hidrógeno positivo, que establece un enlace electrostático con los átomos aceptores electronegativos48. Dichos polímeros se pueden modificar aún más con ciertos restos químicos para aumentar las interacciones de enlaces de hidrógeno intermoleculares entre el hidrogel y los ARN. De manera similar, se han explorado polisacáridos cargados negativamente como el alginato y el ácido hialurónico (HA) para promover la liberación controlada de ARN, que también se pueden modificar con restos adicionales para aumentar el número de enlaces de hidrógeno con los ácidos nucleicos encapsulados. Por ejemplo, se demostró que los hidrogeles de HA-PVA liberan siRNA in vitro más lentamente que los hidrogeles de PVA, lo que se atribuyó a una mayor cantidad de enlaces de hidrógeno entre el siRNA y el esqueleto de HA49. Es importante enfatizar que los enlaces de hidrógeno son principalmente interacciones electrostáticas débiles, que pueden no inducir una fuerte unión de los ARN a los hidrogeles. En consecuencia, los enlaces iónicos y de hidrógeno a veces se combinan para impulsar las interacciones entre el hidrogel y los ARN, mediante la adición de moléculas catiónicas o polímeros a la fórmula del hidrogel39,50.

La conjugación covalente de ARN con la columna vertebral de los hidrogeles permite la distribución homogénea y predecible de una gran cantidad de ARN con una liberación inicial mínima. Aunque este método es muy común en la administración de fármacos de molécula pequeña, existen muy pocos ejemplos de ARN de unión covalente51. Por ejemplo, el siRNA se unió covalentemente a los hidrogeles de dextrano fotorreticulados mediante la química de adición de Michael. Tras la degradación hidrolítica de los enlaces éster y/o disulfuro, el perfil de liberación del siRNA se prolongó hasta 10 días en comparación con el compuesto no unido que se liberó en las primeras 12 horas. Al adaptar los enlaces degradables o la cantidad de siRNA anclado en la red de hidrogel, es posible controlar la cantidad de carga y su perfil de liberación. Sin embargo, la conjugación de siRNA en la red de hidrogel posee una complejidad técnica adicional.

Las interacciones hidrofóbicas ocurren a través de la formación de una jaula de clatrato, una matriz similar al hielo de moléculas de agua formada a través de enlaces de hidrógeno, alrededor del hidrofóbico52. Los pares huésped-huésped son relativamente fáciles de sintetizar y pueden interactuar con moléculas biológicas, generalmente impulsados ​​por el tamaño de la molécula y la hidrofobicidad. Los pares huésped-anfitrión se utilizan ampliamente para la fabricación de hidrogel inyectable, principalmente debido a sus enlaces dinámicos que, después, pueden reformarse44. Por ejemplo, la ciclodextrina (CD) mostró una toxicidad relativamente baja y una alta solubilidad en agua29, lo que permitió que una variedad de moléculas huésped hidrofóbicas se incrustaran en sus cavidades interiores53. HA se modificó con CD, como huésped, o con adamantano, como huésped, que se autoensamblaron en hidrogeles inyectables. El sistema de ensamblaje HA permite la formación de interacciones complejas de miR-302 modificadas con CD-colesterol para la liberación local y sostenida de miARN40. La liberación de miARN de la red de hidrogel de HA se mide durante tres semanas (estudios in vitro) y es más rápida que la erosión del hidrogel. Por lo tanto, se plantea la hipótesis de que los miARN se difunden desde la red de hidrogel, lo que destaca el papel crucial de la repulsión aniónica de HA a miARN y las interacciones huésped-huésped del hidrogel.

Como un enfoque alternativo, los hidrogeles supramoleculares también se pueden formar mediante el autoensamblaje de hidrogelificadores biocompatibles de molécula pequeña, que se activa mediante el apilamiento intramolecular π-π de moléculas de hidrogelificadores y ARN. Por ejemplo, el polietilenglicol (PEG) modificado con fracciones de ureido-pirimidinona (UPy-PEG) pudo dimerizarse en agua, produciendo un hidrogel supramolecular fibroso54. El siARN y el miARN se conjugaron covalentemente con colesterol para interactuar directamente con el núcleo hidrofóbico de la fibra, lo que afina la liberación del perfil de siARN y miARN. De lo contrario, se pueden agregar moléculas hidrogelificantes supramoleculares (por ejemplo, tetrazol y espiropirano) para facilitar las interacciones hidrofóbicas con las cadenas laterales hidrofóbicas de los aminoácidos dentro de las estructuras de ARN encapsuladas55. Sin embargo, en estos hidrogeles, la proporción de fracciones hidrofóbicas a regiones hidrofílicas debe ajustarse cuidadosamente para preservar la capacidad de absorción de agua. También se debe tener en cuenta que tales interacciones hidrofóbicas no dependen del propio ARN sino del modificador hidrofóbico del ARN.

En algunos casos, la carga de ARN en hidrogeles está simplemente mediada por interacciones no específicas. Por lo tanto, la liberación de ARN puede estar gobernada simplemente por mecanismos controlados por difusión, que se analizan en detalle en la siguiente sección. Por ejemplo, se podría aumentar la densidad de entrecruzamiento y, en consecuencia, disminuir la velocidad de liberación del fármaco y el hinchamiento, o reducir el tamaño de la malla macromolecular alterando la estructura macromolecular y, por lo tanto, prolongar el tiempo de liberación del fármaco. Este suele ser el caso de los hidrogeles termosensibles, como la poli(N-isopropilacrilamida)56, que se puede formar tras la administración in vivo, provocada por la transición de fase de sol a gel. Una limitación importante asociada con los termohidrogeles es su falta de biodegradabilidad, que podría solucionarse copolimerizándolos con polímeros biodegradables. El control limitado sobre el perfil de liberación de ARN puede superarse aún más mediante la incorporación de polímeros catiónicos.

La entrega de nanoportadores de ARN (por ejemplo, liposomas/NP lipídicas, NP poliméricas y nanomateriales inorgánicos) cargados dentro de una red de hidrogel podría evitar la modificación química tanto del ARN como de los polímeros de hidrogel y mejorar la carga, la estabilidad y la eficiencia de transfección en comparación con las estrategias de ARN desnudo ( Figura 3)3. A continuación, describimos la carga de varios nanoportadores de ARN representativos en hidrogeles.

Los lípidos catiónicos/ionizables se pueden utilizar en forma de liposomas o complejos de ARN/lípidos, como lipoplejos y niosomas57. Los geles de fibrina son capaces de soportar la migración celular mientras mantienen la actividad de los lentivirus58. La superficie de hidrogel a base de fibrina se conjugó con lipofectamina cargada con siRNA para aumentar sus niveles de internalización celular y eliminar los antagonistas (por ejemplo, noggin)59. Aproximadamente el 20 % del siRNA libre o siRNA complejado con lipofectamina permaneció en la superficie de la fibrina después de 3 días, lo que indica que la carga negativa de la fibrina no parece influir en la retención superficial de los nanocomplejos. Por otro lado, el uso de andamios inyectables de quitosano-alginato que contienen mRNA-lipoplexes demostró la capacidad de inducir una transfección local in vivo y aumentar la producción de anticuerpos y los niveles de proliferación de células T en comparación con la administración sistémica de mRNA-lipoplexes solamente60. En particular, todavía hay un número limitado de estudios publicados que utilizan hidrogeles cargados con liposomas de ARN, lo que podría explicarse por la inestabilidad termodinámica de los liposomas y su agregación adicional en un hidrogel cargado61.

Los polímeros catiónicos como la polietilenimina (PEI), el quitosano y la poli(l-lisina) (PLL) se utilizan a menudo para crear poliplejos62. A diferencia de los nanoportadores basados ​​en lípidos, los polímeros catiónicos son completamente solubles en agua debido a su ausencia general de restos hidrofóbicos46. Además, los polímeros catiónicos tienen la capacidad de comprimir los ácidos nucleicos a un tamaño más pequeño que los lípidos catiónicos. Una posible desventaja de los nanoportadores de polímeros de ARN es que, para algunas NP blandas y cargadas, podría producirse agregación durante la carga, lo que podría limitar la cantidad de ARN que se puede cargar en el hidrogel63. Los hidrogeles a base de colágeno, que se asemejan mucho a la MEC natural, se han utilizado para la administración local de nanocomplejos de ARN. Un hidrogel de colágeno específico fue capaz de administrar nanocomplejos de siRNA/PEI in vitro durante 10 días32. Sin embargo, las proteínas extrañas en los hidrogeles de colágeno podrían provocar una respuesta de cuerpo extraño, lo que podría dificultar su aplicación biológica64. En este sentido, los hidrogeles basados ​​en HA pueden ser una de las opciones preferidas para la entrega de ARN65. Los plásmidos de miARN (COX-1 y COX-2) modificados con ciclooxigenasa se cargaron en complejos PLGA/PEI NP y luego se incluyeron en hidrogeles de HA65. Se detectó un perfil de liberación más lento y sostenido del hidrogel en comparación con los complejos plásmido/NP. Las posibles interacciones de los nanoportadores poliméricos con el hidrogel podrían afectar la tasa de liberación. De hecho, se ha informado sobre la agregación y desactivación de NP cargadas de ARN dentro de hidrogeles63. Para abordar esto, se pueden aplicar en la ingeniería de dichos sistemas de administración el recubrimiento de las NP con agarosa66, la unión covalente de las NP al esqueleto del hidrogel67 o estrategias similares.

Las NP coloidales inorgánicas (por ejemplo, oro, óxido de hierro, sílice y puntos cuánticos) se han utilizado en la terapia de ARN principalmente por su fácil proceso de síntesis y su amplia disponibilidad3. Por ejemplo, los hidrogeles basados ​​en PEI se conjugaron con nanocápsulas de siRNA-Au-Fe3O4. La administración subcutánea de hidrogel de nanocápsulas demostró una mejor penetración en el tumor y un mayor tiempo de circulación sanguínea en comparación con la administración intravenosa de nanocápsulas solas22. Ciertamente, las AuNP permiten una amplia variedad de funcionalizaciones a través de la conjugación oro-tiol, siendo ampliamente utilizadas en enfoques multimodales68. Los hidrogeles de ADN de puntos cuánticos multifuncionales que contenían doxorrubicina y siRNA redujeron la expresión de EGFR significativamente más que siRNA solo69. Los hidrogeles de ADN de puntos cuánticos son capaces de funcionar como un vector de suministro sin agentes de transfección tóxicos y han demostrado una alta eficacia terapéutica in vivo contra el cáncer de mama. La combinación de andamios de hidrogel de núcleo inorgánico con NP coloidales introduce la posibilidad de nuevas estructuras de andamiaje con diferentes tamaños de núcleo, carga, recubrimientos y estiramiento/compresión física de hidrogeles.

El perfil de liberación de ARN de la red de hidrogel diseñada, incluida la duración de la disponibilidad de ARN (a corto plazo frente a largo plazo) y el patrón de liberación (continuo frente a pulsátil), dependerá en gran medida de la aplicación de destino. Como resultado, se han empleado múltiples diseños de hidrogel para facilitar la liberación controlada de ARN a través de mecanismos pasivos o activos. Mientras que los mecanismos pasivos pueden permitir la liberación continua a corto y largo plazo, los mecanismos activos pueden generar patrones de liberación pulsátiles. En la siguiente sección, se proporciona una revisión exhaustiva de estos mecanismos para la liberación controlada de ARN desnudos o nanoportadores de ARN de hidrogeles (Fig. 5).

a, El perfil de liberación final del ARN desnudo encapsulado y/o los nanoportadores de ARN está determinado por las características físicas del hidrogel y las interacciones ARN-hidrogel. b, Tras la administración local, la liberación del ARN encapsulado puede desencadenarse por estímulos externos o internos. c, Perfiles de liberación ilustrativos de ARN desnudo encapsulado y/o nanoportadores de ARN. d, Perfiles de biodistribución ilustrativos de agentes terapéuticos de ARN administrados en forma desnuda o en combinación con un sistema de hidrogel. e, Perfiles ilustrativos de acumulación local de carga útil en el sitio de implantación en forma desnuda o en combinación con un sistema de hidrogel.

La liberación pasiva continua de los hidrogeles se logra mediante la acción individual o la combinación de factores como la difusión, la degradación de la red del hidrogel y la hinchazón del hidrogel. Por este motivo, la liberación pasiva puede ajustarse mediante la ingeniería de características del hidrogel, como el peso molecular, la concentración de la matriz, la densidad de reticulación, la hidrofilia y la distribución del tamaño de los poros33,70,71, además de las químicas del hidrogel antes mencionadas para interactuar con los ARN.

Las funcionalidades hidrolíticamente degradables, como los grupos éster, se han incorporado a la estructura principal del hidrogel como un medio para controlar la tasa de liberación72. Con este fin, en base a las interacciones tiol-eno, se formó un hidrogel in situ usando una combinación de PEG modificado con tiol de ocho brazos (PEG-SH de 8 brazos) con PEG modificado con acrílico de ocho brazos (PEG-SH de 8 brazos). arm-PEG-A) que contiene un grupo éster en cada brazo o mono(2-acriloiloxietilo) PEG modificado con succinato de ocho brazos (8-arm-PEG-MAES) que contiene tres grupos éster hidrolizables en cada brazo73. El hidrogel con los enlaces éster más altos en las redes macromoleculares (PEG-MAES de 8 brazos) exhibió un hinchamiento y una degradación más rápidos, lo que induce una liberación más rápida de nanocomplejos de ARN-PEI (85,09 ± 2,43 % durante 19 días) en comparación con los otros dos formulaciones de hidrogel.

La tasa de liberación se puede ajustar aún más ajustando el tamaño y la concentración del nanoportador28. Los hidrogeles DEX fotorreticulados (DEX-HEMA) se funcionalizaron covalentemente con metacrilato de PEI lineal catiónico (LPEI-GMA) a través de un enlace éster biodegradable74. siRNA interactúa electrostáticamente con el PEI lineal catiónico. Por lo tanto, la liberación del perfil de siRNA se ajustó mediante la tasa de degradación de los hidrogeles DEX-HEMA a través de enlaces éster biodegradables y el grado de interacciones siRNA/PEI, que se lograron controlando el hidrogel (8 y 12% en peso) y/o el nanoportador (0, 5 y 10 μg) de concentración. Los hidrogeles pudieron liberar el siRNA durante largos períodos de tiempo (de 9 a 17 días). Sorprendentemente, el perfil sostenido de liberación observado de ARN de la red de hidrogel durante un largo período de tiempo (semanas) puede ser perjudicial para inducir una respuesta fisiológica significativa. De hecho, la baja cantidad de ARN que se libera de la red de hidrogel no puede ser suficiente para promover un efecto diana que puede lograr la administración sistémica (o varias administraciones locales).

Para abordar los problemas asociados con la liberación pasiva, se logró la entrega bajo demanda de ARN de los hidrogeles utilizando mecanismos activos de liberación. La liberación activa se logra en respuesta a estímulos internos (por ejemplo, pH y enzima) o externos (por ejemplo, fotorradiación), que pueden facilitar la degradación a pedido de la red de hidrogel y, por lo tanto, promover la liberación de ARN. El desencadenante de la liberación de ARN a través de estímulos externos introduce un control adicional de la entrega de ARN en dosis definidas y durante períodos específicos, lo que brinda una alternativa a las estrategias administradas por el médico o el paciente.

Los hidrogeles que responden al pH a menudo contienen enlaces de base de Schiff, que son estables a un pH de 7,4 pero se alteran en un entorno ácido (por ejemplo, pH de 6,8)75. Dichos hidrogeles son adecuados para la liberación bajo demanda de ARN en enfermedades asociadas con un microambiente tisular ácido (como el cáncer y el infarto de miocardio (MI)). Por ejemplo, se creó un hidrogel sensible al pH basado en una combinación de NP de sílice mesoporoso funcionalizado con amina (MSN) cargado con miARN, PEG funcionalizado con aldehído (PEGCHO) y α-CD76. La fabricación de hidrogel se basa en Schiff e interacciones hidrofóbicas entre PEGCHO, α-CD y MSN. En un entorno ligeramente ácido (pH 6,8), los enlaces de la base de Schiff se escinden para producir un grupo funcional aldehído y se libera MSN/miR-21-5p del hidrogel (75 % durante 1 semana in vitro) a la región del infarto. Mientras que a pH 7,4, solo el 6 % de los nanocomplejos de MSN/ARNip se liberaron del hidrogel. Curiosamente, la cantidad de ARN liberado tras los estímulos de pH fue eficaz como tratamiento de MI.

Los hidrogeles sensibles a enzimas normalmente contienen una red polimérica que se entrecruza con un conector peptídico sensible a enzimas77. En presencia de una determinada enzima (por ejemplo, metalopeptidasa de matriz 2 (MMP-2), proteasa, tripsina y lisozima), el conector peptídico se rompe, lo que conduce a la liberación de los agentes terapéuticos de ARN atrapados de los hidrogeles. En este sentido, los hidrogeles basados ​​en HA se formaron a través de enlaces de hidrozona (es decir, HA modificado con aldehído y HA modificado con hidrazida) y reticuladores peptídicos degradables por proteasa78. Luego, se introdujo HA modificada con CD en el sistema de hidrogel para secuestrar el siRNA modificado con colesterol, como se describió previamente40. Como era de esperar, el hidrogel se erosionó y se liberó siRNA dirigido a MMP2 en respuesta a los niveles de proteasa (por ejemplo, colagenasa) para el tratamiento con MI60. En otro estudio, se cargó un hidrogel degradable de MMP-2 con poliplexos de ARNsi del factor de crecimiento tumoral-β1, que se adsorbieron posteriormente en fibras electrohiladas79. Las altas concentraciones de MMP-2 promovieron una liberación más rápida de poliplejos debido a la degradación del péptido sustrato de MMP-2 en los hidrogeles, mientras que la adición de MMP-2 casi no tuvo influencia en la liberación de siRNA de los hidrogeles que contenían reticuladores no degradables de MMP-2.

Los hidrogeles sensibles a la luz ofrecen control espacial y temporal bajo demanda. En general, estos hidrogeles contienen fracciones fotoescindibles simples o múltiples (por ejemplo, enlazadores basados ​​en nitrobencilo con enlaces éster o amida) con propiedades de degradación variables en respuesta a la longitud de onda y la intensidad de la luz, así como al tiempo de radiación. Mientras que el ARN desnudo se une a la red de hidrogel a través de enlaces fotolábiles, los nanoportadores de ARN se encapsulan en el hidrogel entrecruzado por estos enlaces fotosensibles. El PEG-di(acrilato fotolábil) fotodegradable (PEG-DPA) se ha utilizado constantemente como componente básico en estos hidrogeles50. Tras la exposición a la luz ultravioleta (UV), los grupos éster unidos a grupos fotolábiles de orto-nitrobencilo se escinden en restos acetal y ácidos, lo que promueve la liberación de siRNA. También se han preparado hidrogeles fotolábiles utilizando la adición de Michael para controlar la liberación de nanocomplejos de siRNA-PEI80. Los hidrogeles fotodegradables con la cantidad más baja de fracciones fotolábiles mostraron un aumento en la tasa de degradación hidrolítica de los enlaces éster, lo que mejora la liberación de los siRNA terapéuticos. Además, la liberación del perfil de siRNA de los hidrogeles fotolábiles también se vio afectada por la exposición a la luz ultravioleta. Sorprendentemente, la entrega selectiva de miARN se logró mediante el uso de hidrogeles basados ​​en PEG a través de una reacción de clic sin cobre y conjugados con Chol-miR-26a escindible con UV, lo que permite controlar la liberación de miARN al adaptar el tiempo de irradiación UV y la intensidad UV.

En conjunto, el diseño adecuado de hidrogeles con enlazadores fotodegradables puede lograr la liberación bajo demanda de terapias de ARN con radiación UV. Sin embargo, debido a la baja penetración de la luz ultravioleta, estos hidrogeles pueden no ser adecuados para su uso en tejidos profundos.

La administración de hidrogel de terapias de ARN se ha aplicado en diversas aplicaciones biomédicas (Tabla 2). Los hidrogeles se utilizan principalmente para facilitar la administración local de agentes terapéuticos de ARN en el sitio de la enfermedad y para proteger el ARN de las respuestas inmunitarias innatas. Sin embargo, dependiendo de la patología de la enfermedad, los hidrogeles se pueden modificar para producir varios perfiles de liberación para maximizar la eficacia de las terapias de ARN. A continuación, destacamos principalmente el uso de hidrogeles de suministro de ARN en la terapia contra el cáncer, la regeneración ósea, la reparación cardíaca y la cicatrización de heridas (Fig. 6).

La conjunción de ARN desnudo o nanoportadores de ARN con hidrogeles multifuncionales puede encontrar múltiples aplicaciones biomédicas, como la terapia del cáncer, la cicatrización de heridas, la regeneración ósea y la reparación cardíaca.

El tratamiento del cáncer sistémico es útil para la metástasis, pero también se asocia con toxicidad sistémica y posible inmunogenicidad debido a la fuga/acumulación en los órganos principales. En este contexto, los hidrogeles podrían facilitar la administración local sostenida y a largo plazo de terapias de ARN para reducir los posibles efectos secundarios mientras atacan el tumor primario24,67, reprogramando el tumor primario para prevenir la metástasis81 y/o inhibiendo la recurrencia del tumor primario después de la resección quirúrgica68 . En consecuencia, diferentes tipos de ARNm o miARN de oncogén activado pueden inhibirse de manera efectiva mediante la tecnología de iARN para inhibir el crecimiento tumoral. Por ejemplo, las NP que contienen agentes terapéuticos de ARN (por ejemplo, miARN) se pueden incrustar en una matriz de hidrogel, que a su vez se implanta junto al tumor24,81. Sorprendentemente, una red de hidrogel compuesta por un sistema de dos componentes, a saber, las interacciones de la base de Schiff entre un polisacárido oxidado y un dendrímero que contiene amina, demostró el uso de la proporción de aldehído a grupos amina para controlar la tasa de liberación de la terapia de ARN. Sin embargo, los hidrogeles altamente entrecruzados pueden dificultar la liberación de terapias de ARN incrustadas, lo que reduce la eficacia terapéutica. Para abordar este problema, se utilizaron hidrogeles poliplex inyectables de un componente para administrar terapias de ARN (por ejemplo, siRNA) con mayor eficiencia19,21. Por lo general, estos sistemas poliplex contienen un resto termosensible que permite la transición de sol a gel tras la inyección en el tejido objetivo. Posteriormente, la velocidad de liberación de poliplejos que contienen ARN de estos geles depende de su velocidad de disolución, que puede controlarse aún más mediante la incorporación de enlazadores degradables sensibles a la hidrólisis o la actividad enzimática. En consecuencia, la administración de terapias de ARN para la terapia del cáncer mediada por hidrogel implica la retención prolongada de los nanovectores alrededor del tumor, lo que mejora la absorción por parte de la población de células cancerosas en particular. Esto se vuelve crucial cuando se trata de tumores cerebrales, ya que tales plataformas son capaces de superar las barreras biológicas (principalmente la barrera hematoencefálica) para administrar terapias al tejido cerebral. En general, los hidrogeles para la administración de terapias de ARN en el cáncer han demostrado una mayor biodisponibilidad y una mayor acumulación de tumores con menos búsqueda en tejidos no objetivo. En el contexto del cáncer, la administración de hidrogel de ARN no se limita al silenciamiento de genes oncogénicos, y el próximo gran logro en el horizonte podría ser la manipulación de factores inmunomoduladores para reclutar células inmunitarias para la inmunoterapia contra el cáncer82.

La regeneración y reparación ósea es otro campo en el que la entrega de ARN mediada por hidrogel se ha mostrado prometedora72,75. La curación ósea se basa en varios mecanismos dinámicos y espaciotemporales, incluidas las fases inflamatorias, de reparación y de remodelación en niveles celulares cruciales (es decir, células inflamatorias, células vasculares, progenitores osteocondrales y osteoclastos) y moleculares (es decir, citocinas proinflamatorias, células de crecimiento). y factores angiogénicos y proosteogénicos)83. Como resultado, es crucial que los hidrogeles modulen la liberación espacio-temporal y controlada por dosis de las terapias de ARN para cumplir con el microambiente altamente complejo presente durante la regeneración ósea. En consecuencia, si los hidrogeles se van a implementar como un andamio, su degradación debe correlacionarse con la tasa de crecimiento del tejido para proporcionar suficiente soporte mecánico. Teniendo en cuenta tales requisitos, los hidrogeles fotodegradables han demostrado un inmenso potencial para facilitar la liberación bajo demanda de terapias de ARN80. En estos sistemas, los hidrogeles contienen enlaces degradables hidrolíticamente (por ejemplo, enlaces disulfuro y/o éster) así como sitios degradables fotolíticamente (enlaces tiol-acrilato). Por lo tanto, la radiación ultravioleta induce la fotodegradación de los enlaces fotolábiles en la red de hidrogel, lo que afecta las propiedades fisicoquímicas del hidrogel, como la tasa de hinchamiento y degradación. Los resultados mostraron que la radiación UV puede conducir a una liberación más rápida de siRNA de estos hidrogeles, y que la tasa de liberación asociada puede modificarse aún más ajustando la proporción de grupos fotolábiles en la composición del hidrogel. Los hidrogeles de este tipo permiten el ajuste temporal de la presentación de ARNi directamente en el sitio enfermo, lo que se sabe que mejora la formación de hueso84. Aunque los estudios de investigación han explorado la administración de agentes terapéuticos que inducen la osteogénesis, también es posible estudiar respuestas celulares adicionales, incluidas la angiogénesis y la infiltración celular.

El IM es el resultado de la oclusión de la arteria coronaria, que produce isquemia local, daño tisular y, en última instancia, insuficiencia cardíaca. Hay enfoques interesantes que se han aplicado para mejorar la homeostasis y la angiogénesis de la ECM o para prevenir la fibrosis y el desequilibrio del calcio, a saber, la entrega de siRNA, miRNA y short hairpin RNA (shRNA)85. Sorprendentemente, el uso de hidrogeles de autorreparación que se inyectan en el sitio del infarto mediante enfoques mínimamente invasivos (por ejemplo, catéteres) y que pueden reformarse después de este cese de cizallamiento ha sido una opción prometedora para el desafío de la administración y retención de la terapia de ARNi86 . Con este fin, se han implementado una variedad de químicas, que incluyen enlaces iónicos87 y enlaces covalentes dinámicos (enlaces de hidrazona25 e interacciones huésped-huésped40), para producir hidrogeles autocurativos inyectables para la administración de ARNi. Entre ellos, los hidrogeles huésped-huésped (que involucran moléculas de CD) pueden facilitar una liberación más lenta de ARNi modificado con colesterol a través de interacciones hidrofóbicas. Los enlaces sensibles a estímulos (por ejemplo, sensibles a proteasa78 y sensibles al pH76) también se utilizaron como otros medios para lograr la liberación bajo demanda de hidrogeles autocurativos inyectables. En particular, se eligieron estos dos estímulos porque el MI está asociado con cambios en el microambiente tisular, incluida una reducción del pH (de 7,4 a 6,8) y una regulación ascendente local de la actividad proteolítica. Esto enfatiza la importancia de considerar la patología de la enfermedad al diseñar hidrogeles para la entrega de ARN. En general, una ventaja significativa de la administración de ARNi utilizando hidrogeles autocurativos inyectables es que la administración de una sola dosis de dichos sistemas puede restaurar significativa y continuamente el miocardio infartado y mejorar la función cardíaca durante un período prolongado (de uno a tres meses). Dado el papel de la respuesta inmunitaria en la progresión y reparación de la enfermedad de IM, los hidrogeles pueden desempeñar un papel esencial en la administración de terapias de ARN para la manipulación de macrófagos y células T reguladoras, lo que limita las respuestas proinflamatorias y aumenta las citoquinas regenerativas en la región del infarto.

La cicatrización de heridas es un proceso bien orquestado y regulado que puede dividirse en tres fases superpuestas: hemostasia e inflamación, proliferación y remodelación tisular88. Sin embargo, este proceso se vuelve gravemente desregulado por condiciones fisiopatológicas. Las terapias de ARNi ya han demostrado potencial para abordar las tres fases y, por lo tanto, facilitar la regeneración funcional del tejido. Los hidrogeles pueden desempeñar un papel central tanto en la administración local de terapias de ARNi como en el suministro de una matriz artificial para ayudar en el proceso de curación. Por ejemplo, los hidrogeles termosensibles (por ejemplo, Pluronic F-127, metilcelulosa y agarosa) se han utilizado comúnmente para administrar miARN o siARN para acelerar la cicatrización de heridas89. Una desventaja de tales hidrogeles puede ser la incapacidad de controlar la velocidad de liberación de los agentes terapéuticos de ARNi encapsulados.

Para abordar este problema, se han empleado hidrogeles entrecruzados tanto física como químicamente, y el grado de entrecruzamiento se usó para controlar la tasa de liberación de las terapias de ARNi. Un ejemplo común de hidrogeles reticulados físicamente es el ensamblaje capa por capa de dos biopolímeros con carga opuesta90. El aumento del número de capas condujo a una liberación lenta de la terapia de ARNi de estos hidrogeles. Dada su naturaleza física, estos geles son capaces de liberar ARNi en un lapso de 2 semanas. Para los hidrogeles entrecruzados químicamente, otras variables también pueden afectar la tasa de liberación de las terapias de ARNi. Esto generalmente depende de las entidades involucradas en la formación de enlaces cruzados químicos dentro del hidrogel. Por ejemplo, el entrecruzamiento podría ser el resultado de enlaces de base de Schiff entre grupos aldehído y amina en matrices poliméricas91. Estos hidrogeles a menudo se degradan lentamente durante un período de un mes y, por lo tanto, producen un perfil de liberación más largo para las terapias de ARNi. Por el contrario, los hidrogeles formados como resultado de las interacciones entre la matriz polimérica y el nanovector de ARNi se degradan más rápidamente (máximo, siete días), lo que produce un perfil de liberación más corto92,93. En estos casos, existe una correlación directa entre el número de grupos funcionales activos en el nanovector y la densidad de reticulación del hidrogel correspondiente. Como resultado, la tasa de liberación de ARNi encapsulado puede ajustarse simplemente ajustando la concentración de nanoportador en el hidrogel. En particular, los nanoportadores con funcionalidades de superficie activa pueden incorporarse en redes de hidrogel entrecruzadas químicamente como una forma de proporcionar un mayor control sobre la tasa de liberación de las terapias de ARNi28. Los hidrogeles cargados de miARN impulsan la cicatrización de heridas al desencadenar la resolución de la fase inflamatoria. Los resultados mostraron una infiltración de macrófagos elevada y una polarización local eficaz de los macrófagos hacia el fenotipo M2 in vivo. Los hidrogeles, con su absorción de agua notablemente alta, favorecen la unión y el crecimiento de las células, lo que conduce a una mejor cicatrización de las heridas. Estos ejemplos de hidrogel producen un espectro de diferentes perfiles de liberación temporal para la terapia de ARNi, lo que es particularmente beneficioso si se considera que la cicatrización de heridas consiste en una secuencia cuidadosamente orquestada de eventos biológicos.

En particular, el riesgo de infección o traumatismo localizado se asocia comúnmente con el uso de métodos convencionales para el cierre de heridas (por ejemplo, suturas). Por lo tanto, el uso de adhesivos a base de hidrogel, que se adhieren fuertemente a la herida, puede usarse como una barrera física para proteger la herida de los riesgos mencionados anteriormente que afectarán fuertemente la tasa de reepitelización y cicatrización94.

Las moléculas de ARN han recibido mucha atención para la inmunomodulación, principalmente debido al silenciamiento del ARN de factores cruciales en las células inmunitarias95. Los hidrogeles adhesivos se han utilizado como apósitos inmunomoduladores. Para la administración combinada de quimioatrayentes de células dendríticas (DC) (MIP3a) y micropartículas cargadas con pDNA-siRNA a las células presentadoras de antígenos, se desarrolló un hidrogel reticulable in situ y de rápida degradación96. Las CD pudieron infiltrarse en los hidrogeles y fagocitar eficientemente las micropartículas que portaban pDNA-siRNA. Los geles atrajeron de cuatro a seis veces más CD en comparación con una dosis de bolo equivalente. Un estudio más reciente mostró que, tras la administración in vivo de mRNA-lipoplexes cargados en hidrogel de quitosano-alginato, la proliferación de células T y la secreción de interferón-γ aumentaron60. En la semana 1, se observó una respuesta humoral para los hidrogeles cargados con lipoplex, mientras que las vacunas basadas en proteínas no provocaron la producción de IgG hasta 2 semanas después de la inyección, lo que potenció sus aplicaciones como un método de inmunización viable contra múltiples enfermedades.

El proceso de angiogénesis está estrechamente relacionado con la cicatrización de heridas y la regeneración de tejidos. Por tanto, estimular tanto la formación como la maduración de los vasos sanguíneos es de gran interés, especialmente en el tratamiento de algunas heridas crónicas de la piel. Se demostró el silenciamiento localizado de genes expresados ​​de forma ubicua (por ejemplo, mapk-1) en el lecho de una herida abierta utilizando un hidrogel de agarosa cargado con siRNA97 liposomal. También se exploró la angiogénesis para la administración de NP de siRNA a través de hidrogeles que incorporan poliuretano (PUR) y sus derivados, poliéster uretano (PEUR) o poli(tiocetal uretano) (PTK-UR)98. La modulación de la tasa de liberación provocó cambios en el perfil de silenciamiento in vivo. El silenciamiento de la proteína 2 del dominio prolil hidroxilasa (PHD2) dio como resultado la expresión del factor de crecimiento endotelial vascular y el factor de crecimiento de fibroblastos, mientras que el volumen vascular y el grosor dentro de los hidrogeles también aumentaron. El uso de estos hidrogeles para la entrega local de ARNip de PHD2 mostró una excelente promesa para promover la angiogénesis para la cicatrización de heridas.

Algunas otras aplicaciones reportadas, como lesión de la médula espinal, fibrosis y enfermedades inflamatorias, se resumen en la Tabla 2.

Los sistemas de administración a macroescala que se pueden implantar localmente en el tejido de la enfermedad y, al mismo tiempo, evitar las complicaciones asociadas con la administración sistémica de terapias de ARN, han captado la atención de los investigadores en el campo en las últimas décadas. En particular, los hidrogeles se pueden usar para administrar de manera eficiente moléculas pequeñas y macro, como quimioterapéuticos, proteínas y materiales genéticos (como el ARN), junto con terapias basadas en nanopartículas. Los hidrogeles como marco de matriz tridimensional han ganado atención en la terapéutica debido a su biocompatibilidad, biodegradabilidad, capacidad de carga de fármacos y liberación controlada de fármacos. En comparación con la administración sistémica, los sistemas de hidrogel tienen muchas ventajas, como la entrega de ARN controlada localmente, baja concentración de ARN en sangre, alta permeabilidad, pocos efectos secundarios tóxicos, evitación del metabolismo hepático de primer paso y dolor e incomodidad mínimos70,75. La combinación de una plataforma local para tratar y reeducar el tejido de la enfermedad junto con la administración sistémica para tratar un nicho de enfermedad distante existente impartiría plataformas terapéuticas traslacionales altamente eficaces con mejores resultados clínicos81. Para llevar esto al siguiente nivel, recientemente se han desarrollado hidrogeles a macroescala con bloques de construcción de nano/micro hidrogel99. La degradación hidrolítica de los hidrogeles a macroescala permitió la liberación gradual de nano/microhidrogeles cargados de ARN sin dejar ningún biomaterial residual en el sitio de la enfermedad después del tratamiento. El equilibrio entre la complejidad del diseño del hidrogel-ARN, los costos de fabricación, las políticas regulatorias y la liberación efectiva en el tejido objetivo debe evaluarse en detalle para que estas estrategias puedan aplicarse comúnmente en los procedimientos clínicos.

La ubicación de la enfermedad y el tejido objetivo dictarán los atributos físicos necesarios del hidrogel, mientras que el tipo de enfermedad determinará el perfil de liberación de ARN espaciotemporal adecuado. Los hidrogeles inyectables con propiedades de autorreparación son extremadamente útiles para el suministro cardíaco, mientras que los hidrogeles tópicos con propiedades adhesivas son los preferidos para el suministro de ARN a la piel. Por ejemplo, los hidrogeles de autorreparación pueden resistir las fuerzas de cizallamiento durante la inyección, así como las fuerzas dinámicas generadas por los músculos en movimiento después de la inyección de miocardio. Se deben tener en cuenta otros parámetros cuando los hidrogeles también están destinados a servir como matriz de andamiaje para promover la regeneración de tejidos. Esto incluye parámetros como la solidez mecánica y la tasa de degradación de los hidrogeles, que inevitablemente pueden afectar la tasa de liberación de los agentes terapéuticos de ARN encapsulado. Por ejemplo, la entrega de ARN al tejido óseo lesionado debe ser proporcional al tiempo de curación (aproximadamente 3 a 4 semanas)33. Por lo tanto, dependiendo del tipo de ARN y su asociación con una fase de curación específica, el tiempo de entrega puede variar de varios días a varios meses100. Además, los cambios asociados a la enfermedad en un microambiente tisular, como el pH alterado o la regulación positiva de ciertas enzimas, se pueden implementar en el diseño del hidrogel para desencadenar la liberación de ARN.

Como se mencionó anteriormente, las aplicaciones biomédicas de la entrega de ARN mediada por hidrogel pueden variar desde la regeneración de tejidos hasta la terapia contra el cáncer. Sin embargo, un área inexplorada es el empleo de andamios de hidrogel para respaldar las interacciones ARN-célula. Aquí, los hidrogeles funcionan como un área de preparación para la regulación e ingeniería de genes a medida que las células migran a los hidrogeles para interactuar con los ARN. Este concepto se ha utilizado para incorporar células estromales mesenquimales humanas previamente modificadas genéticamente en un armazón de criogel101. Estas células modificadas genéticamente pueden liberar ciertos anticuerpos capaces de desencadenar respuestas antitumorales mediadas por células T. En última instancia, los andamios de hidrogel para las interacciones ARN-células podrían tener un efecto combinatorio al editar simultáneamente ciertos genes en las células y apoyar su proliferación y supervivencia, asegurando la liberación constante de niveles efectivos de anticuerpos.

Otra aplicación prometedora de los hidrogeles en este campo es la entrega de nanovacunas de ARN. La pandemia de la enfermedad por coronavirus 2019 (COVID-19) sigue causando estragos en todo el mundo, y la vacunación es la mejor defensa. Después de incansables esfuerzos, ahora se encuentran en uso clínico dos vacunas de ARNm basadas en NP lipídicas (BNT162b2 de Pfizer/BioNTech y mRNA-1273 de Moderna). Los hidrogeles inyectables se utilizaron recientemente para la administración local de nanovacunas poliméricas del síndrome respiratorio agudo severo coronavirus 2 (SARS-CoV-2) (que contienen la proteína del pico del virus SARS-CoV-2 con/sin adyuvante) en modelos animales102. Curiosamente, los resultados muestran que la administración sostenida del dominio de unión al receptor (RBD) de la nanovacuna de proteína de pico de SARS-CoV-2 en una formulación de depósito de hidrogel inyectable logró títulos de IgG anti-RBD totales más altos en comparación con los controles de vacuna en bolo. Se puede aplicar un concepto similar a las vacunas de ARNm de SARS-CoV-2 actuales incorporándolas en hidrogeles. Actualmente, estas nanovacunas de ARNm requieren dos dosis separadas por 3-4 semanas. El uso de cápsulas de hidrogel con liberación pulsátil podría liberar las vacunas en pulsos durante 3 o 4 semanas, que si se inyectan junto con nanovacunas gratuitas, podrían proporcionar una vacunación de una sola aplicación103. Sin embargo, también se debe tener en cuenta que se ha hecho poco para examinar la estabilidad in vivo del ARNm en hidrogeles en condiciones fisiológicas durante un período de tiempo tan largo, que será un área importante para futuros estudios. De hecho, para los ARN más grandes, como el ARNm, la estabilidad subóptima provoca solo una expresión de proteína transitoria a corto plazo y requiere vehículos de entrega como NP para protegerlos de la degradación enzimática y mejorar su eficiencia de transfección. Rara vez se ha informado sobre el uso de hidrogeles para la entrega de ARNm desnudo. Por lo tanto, para futuros esfuerzos para modificar ARN grandes para mejorar la estabilidad y la transfección, la aplicación de hidrogeles para la entrega de ARN desnudo será más fructífera. Otro problema con las nanovacunas de ARNm es que deben almacenarse y enviarse a bajas temperaturas. Dada la escasa evidencia actual, será importante identificar hidrogeles adecuados para el almacenamiento de ARNm a largo plazo a 4 °C o incluso a temperatura ambiente. Con más investigación, la administración de vacunas de ARNm mediada por hidrogel puede convertirse en una alternativa viable a los métodos tradicionales de inmunización con ácidos nucleicos.

En esta revisión, hemos discutido el uso de hidrogeles como sistemas de entrega de ARN desde el diseño hasta las aplicaciones biomédicas. La investigación discutida aquí demuestra que los sistemas de hidrogel son capaces no solo de una entrega local sostenida de ARN (que evita la administración repetida) sino también de un control espacial y temporal sobre la tasa de liberación. Se necesita con urgencia una mayor investigación in vivo de las características de los hidrogeles cargados con ARN, como la degradabilidad, la eliminación, la liberación controlada y la respuesta a cuerpos extraños. Se espera que las mejoras continuas en el diseño y la fabricación de hidrogel acerquen cada vez más estos interesantes materiales a las aplicaciones clínicas de la terapia con ARN.

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Este trabajo fue apoyado por las subvenciones de los Institutos Nacionales de Salud de EE. UU. R01CA200900, R01HL156362, R01HL159012 y R01HL162367 (a JS), el premio Lung Cancer Discovery Award de la American Lung Association (a JS), el premio Innovation Discovery Grants de Mass General Brigham ( a JS), la subvención inicial del Consejo Europeo de Investigación (ERC-StG-2019-848325 a JC y BBM) y la subvención FCT de la Fundação para a Ciência ea Tecnologia (PTDC/BTM-MAT/4738/2020 a JC).

Estos autores contribuyeron por igual: Ruibo Zhong, Sepehr Talebian, Bárbara B. Mendes.

Centro de Nanomedicina y Departamento de Anestesiología, Medicina Perioperatoria y del Dolor, Brigham and Women's Hospital, Harvard Medical School, Boston, MA, EE. UU.

Ruibo Zhong y Jinjun Shi

Facultad de Ingeniería, Escuela de Ingeniería Química y Biomolecular, Universidad de Sydney, Sydney, Nueva Gales del Sur, Australia

Sepehr talibán

Nano Institute (Sydney Nano), Universidad de Sydney, Sydney, Nueva Gales del Sur, Australia

Sepehr talibán

ToxOmics, NOVA Medical School Facultad de Ciencias Médicas, NMS FCM, NOVA Universidad de Lisboa, Lisboa, Portugal

Bárbara B. Mendes y João Conde

Centro de Excelencia ARC para la Ciencia de Electromateriales, Instituto de Investigación de Polímeros Inteligentes, AIIM, Campus de Innovación, Universidad de Wollongong, North Wollongong, Nueva Gales del Sur, Australia

gordon wallace

Instituto Koch para la Investigación Integral del Cáncer, Instituto Tecnológico de Massachusetts, Cambridge, MA, EE. UU.

Roberto Langer

Departamento de Ingeniería Química, Instituto Tecnológico de Massachusetts, Cambridge, MA, EE. UU.

Roberto Langer

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Correspondencia a João Conde o Jinjun Shi.

RL declara los siguientes intereses financieros: Alnylam Pharmaceuticals, Inc. y Moderna, Inc. Para obtener una lista de las entidades con las que RL está involucrado, con o sin compensación, consulte la Nota complementaria. JC es cofundador y accionista de TargTex SA - Targeted Therapeutics for Glioblastoma Multiforme. Los demás autores declaran no tener intereses contrapuestos.

Nature Materials agradece a Tatiana Segura, Millicent Sullivan y los otros revisores anónimos por su contribución a la revisión por pares de este trabajo.

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Reimpresiones y permisos

Zhong, R., Talebian, S., Mendes, BB et al. Hidrogeles para la entrega de ARN. Nat. Mate. (2023). https://doi.org/10.1038/s41563-023-01472-w

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Recibido: 06 enero 2021

Aceptado: 09 enero 2023

Publicado: 20 de marzo de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41563-023-01472-w

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