Hidrogeles para la entrega de ARN
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Hidrogeles para la entrega de ARN

Aug 23, 2023

Nature Materials volumen 22, páginas 818–831 (2023)Cite 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 contra la 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 la entrega intracelular. A diferencia de los enfoques a nivel molecular o nanoescala, los hidrogeles macroscópicos son estructuras tridimensionales blandas e hinchadas con agua que poseen características notables como biodegradabilidad, propiedades fisicoquímicas sintonizables 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 agentes terapéuticos de ARN, minimizando potencialmente la toxicidad sistémica y mejorando la eficacia in vivo. Esta revisión proporciona una descripción general completa de la carga de ARN en hidrogel 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 pequeños ARN de interferencia (siRNA) y los ARN mensajeros (mRNA), se han utilizado ampliamente en diversas aplicaciones biomédicas. Como tipo de ácido nucleico esencial para toda la vida conocida, las moléculas de ARN desempeñan numerosas funciones reguladoras, como la instrucción de la expresión de proteínas y la modulación de genes específicos1,2,3. Hasta ahora, se han aprobado clínicamente varias terapias de ARN, principalmente ARNip y ARNm, para diferentes enfermedades (Tabla 1), y muchas otras se encuentran 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 ARNip reduce la expresión de proteínas expresadas endógenamente o proteínas patológicas5. Además, también se han explorado los microARN (miARN) y otros ARN no codificantes para regular la expresión génica en el nivel postranscripcional6.

A pesar del considerable potencial terapéutico de los ARN, se han informado limitaciones en su administración in vivo, incluida la susceptibilidad enzimática, las barreras extracelulares y celulares y las dificultades en el tráfico al compartimento subcelular donde la carga estará activa1. Por lo tanto, la mayoría de las terapias de ARN en etapa clínica se basan en modificaciones químicas (por ejemplo, enlace 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 administración tienen sus propias limitaciones, y se necesitan mejoras adicionales para la eficiencia de la transfección11, la especificidad de administración de órganos/células12, la estabilidad del ARN13 y eludir la activación inmune14, lo que puede requerir el desarrollo de categorías de sistemas de administración completamente diferentes. 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 cuadros de colores indican el tipo de aplicación biomédica: terapia contra el 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; DextranVS, vinilsulfona de dextrano; GelMA, gelatina metacriloilo; HP-HA-PEG, un análogo modificado con tiol del diacrilato de hialuronano-poli(etilenglicol) modificado con heparina-tiol; hid, hidrogel; IL, interleucina; MPEG, metoxipolietilenglicol; mTOR, objetivo de la rapamicina en mamíferos; PAA, poliacrilamida; PCL, poli(ε-caprolactona); PE, polietileno; PEG4SH, polietilenglicol tetratiolado; PEI-DA, conjugados poliméricos de polietilenimina modificados con ácido desoxicólico; PLA-DX-PEG, copolímero de 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 por 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 y 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 administración local (por ejemplo, sistemas inyectables) y la administración de altas concentraciones de cargas útiles a un sitio objetivo en un sistema bajo demanda. /pulsátil a través de estrategias de respuesta a estímulos (Fig. 2)43,44. Por lo tanto, los hidrogeles podrían mejorar la estabilidad del ARN, reducir la pérdida innecesaria de productos terapéuticos asociados con la administración sistémica, mitigar las toxicidades no deseadas y evitar la necesidad de dosis múltiples. Todo esto hace de los hidrogeles un sistema atractivo para la administración de terapias basadas en ARN, complementario a las plataformas en etapa clínica mencionadas anteriormente.

Los hidrogeles proporcionan 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, al tiempo que mantienen la actividad biológica del ARN. De este modo se pueden evitar los efectos fuera del objetivo y la necesidad de múltiples administraciones de carga útil en la administración sistémica.

Se han recopilado pruebas convincentes que respaldan la aplicación de hidrogeles para la administración de ARN y otros ácidos nucleicos desde el primer uso de gránulos de polímero para la liberación sostenida de ácido nucleico en 197645. Esta revisión tiene como objetivo resumir las estrategias de carga de ARN en hidrogeles, discutir el diseño de hidrogeles para la entrega 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 encapsulando 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. A modo de comparación, los nanoportadores 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 nanoportadores con el hidrogel.

a, el ARN se carga en un hidrogel sin manipulación (ARN desnudo) o mediante nanoportadores. b, los hidrogeles cargados de ARN se pueden utilizar como armazones implantables o como geles inyectables para la administración 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 adecuado para iniciar la producción/inhibición de proteínas.

Se han desarrollado múltiples estrategias para cargar ARN desnudos 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 analizamos 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 partes de ARN cargadas negativamente y partes de la red de hidrogel cargadas positivamente; enlaces de hidrógeno producidos cuando 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 polimérico; 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 sólido 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, la conjugación de policationes sintéticos y naturales con hidrogeles o el uso de hidrogeles basados ​​únicamente en policationes naturales surgieron para abordar estas preocupaciones37,47. Por ejemplo, se estudiaron varios polímeros biodegradables y sistemas de fabricación diferentes para la administración localizada de ARNip desnudo: alginato reticulado de calcio, alginato fotorreticulado y colágeno solubilizado en ácido47. El ARNip se liberó rápidamente en una semana a partir de los hidrogeles de alginato con carga altamente negativa, pero requirió más de dos semanas para liberarse del hidrogel de colágeno debido al efecto de los grupos amina. La incorporación de polietilenimina (PEI) o quitosano con carga positiva retrasó aún más la liberación de ARNip. Además, los enlaces iónicos son susceptibles a cambios de pH, lo que puede dificultar la liberación sostenida de las biomoléculas cargadas. Factores como el número y tipo de grupos de carga (por ejemplo, grupos amino primarios, secundarios y cuaternarios y grupos amidina) 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 mediante 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 pueden modificarse 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 ARNip in vitro más lentamente que los hidrogeles de PVA, lo que se atribuyó a un mayor número de enlaces de hidrógeno entre el ARNip y la columna vertebral de HA49. Es importante enfatizar que los enlaces de hidrógeno son principalmente interacciones electrostáticas débiles, que pueden no inducir una unión fuerte de los ARN a los hidrogeles. En consecuencia, a veces se combinan enlaces de hidrógeno y iónicos para impulsar las interacciones entre el hidrogel y los ARN, mediante la adición de moléculas o polímeros catiónicos a la fórmula del hidrogel39,50.

La conjugación covalente de ARN con la columna vertebral de 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 moléculas pequeñas, existen muy pocos ejemplos de ARN de unión covalente51. Por ejemplo, el ARNip se unió covalentemente a los hidrogeles de dextrano fotoentrecruzados mediante química de adición de Michael. Tras la degradación hidrolítica de los enlaces éster y/o disulfuro, el perfil de liberación de ARNip 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 ARNip unido en la red de hidrogel, es posible controlar la cantidad de carga y su perfil de liberación. Sin embargo, la conjugación de ARNip en la red de hidrogel posee una complejidad técnica adicional.

Las interacciones hidrófobas se producen mediante 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 hidrófobo52. 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 hidrogeles inyectables principalmente debido a sus enlaces dinámicos que, una vez, 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 hidrófobas se incrustaran en sus cavidades interiores53. El HA se modificó con CD, como anfitrión, o con adamantano, como invitado, los cuales se autoensamblaron en hidrogeles inyectables. El sistema de ensamblaje de HA permite la formación de interacciones complejas de miR-302 modificado 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 del hidrogel, destacando el papel crucial de la repulsión aniónica de HA a los miARN y las interacciones huésped-huésped del hidrogel.

Como enfoque alternativo, los hidrogeles supramoleculares también se pueden formar mediante el autoensamblaje de hidrogeladores de moléculas pequeñas biocompatibles, que se activa mediante el apilamiento intramolecular π – π de moléculas de hidrogelador y ARN. Por ejemplo, el polietilenglicol (PEG) modificado con restos de ureido-pirimidinona (UPy-PEG) fue capaz de dimerizarse en agua, produciendo un hidrogel supramolecular fibroso54. Los ARNip y miARN se conjugaron covalentemente con colesterol para interactuar directamente con el núcleo hidrofóbico de la fibra, lo que afina la liberación del perfil de ARNip y miARN. De lo contrario, se pueden agregar moléculas hidrogelantes 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 restos hidrófobos a regiones hidrófilas debe ajustarse cuidadosamente para preservar la capacidad de absorción de agua. También cabe señalar que dichas interacciones hidrófobas no dependen del ARN en sí sino del modificador hidrófobo del ARN.

En algunos casos, la carga de ARN en hidrogeles está mediada simplemente 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 reticulación y, en consecuencia, disminuir la hinchazón y la tasa de liberación del fármaco, o reducir el tamaño de la malla macromolecular alterando la estructura macromolecular y, por lo tanto, extender el tiempo de liberación del fármaco. Este suele ser el caso de los hidrogeles termosensibles, como la poli(N-isopropilacrilamida)56, que puede formarse 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 abordarse 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 de los polímeros de ARN y 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 lipoplexes y niosomas57. Los geles de fibrina son capaces de favorecer la migración celular manteniendo al mismo tiempo la actividad de los lentivirus58. La superficie del hidrogel a base de fibrina se conjugó con lipofectamina cargada con ARNip para aumentar sus niveles de internalización celular y derribar antagonistas (por ejemplo, noggin)59. Aproximadamente el 20% del ARNip libre o ARNip 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 ARNm-lipoplex 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 solo ARNm-lipoplex60. 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 el polietilenimina (PEI), el quitosano y la poli(l-lisina) (PLL) se utilizan a menudo para crear poliplexes62. 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 ARN-polímero es que, para algunas NP blandas y cargadas, podría ocurrir agregación durante la carga, lo que puede limitar la cantidad de ARN que se puede cargar en el hidrogel63. Se han utilizado hidrogeles a base de colágeno, que se parecen mucho a la ECM natural, para la administración local de nanocomplejos de ARN. Un hidrogel de colágeno específico fue capaz de administrar nanocomplejos de ARNip/PEI de forma sostenida 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 administración de ARN65. Los plásmidos de miARN (COX-1 y COX-2) diseñados 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 velocidad 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 el recubrimiento de NP con agarosa66, la unión covalente de NP a la columna vertebral del hidrogel67 o estrategias similares en la ingeniería de dichos sistemas de administración.

Las NP coloidales inorgánicas (por ejemplo, oro, óxido de hierro, sílice y puntos cuánticos) se han utilizado en la terapia con ARN principalmente por su fácil proceso de síntesis y su amplia disponibilidad3. Por ejemplo, los hidrogeles basados ​​en PEI se conjugaron con nanocápsulas de ARNip-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 únicamente22. Ciertamente, las AuNP permiten una amplia variedad de funcionalizaciones mediante la conjugación oro-tiol, y se utilizan ampliamente en enfoques multimodales68. Los hidrogeles multifuncionales de ADN de puntos cuánticos que contienen doxorrubicina y ARNip redujeron la expresión de EGFR significativamente más que el ARNip solo69. Los hidrogeles de ADN de puntos cuánticos son capaces de funcionar como un vector de administración sin agentes de transfección tóxicos y han demostrado una alta eficacia terapéutica in vivo contra el cáncer de mama. La combinación de andamios de núcleo inorgánico-hidrogel con NP coloidales introduce la posibilidad de nuevas estructuras de andamio con diferentes tamaños de núcleo, carga, recubrimientos y estiramiento/compresión física de los 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 (continua 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 mediante mecanismos pasivos o activos. Si bien los mecanismos pasivos pueden permitir una liberación continua a corto y largo plazo, los mecanismos activos pueden producir 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 terapias de ARN administradas 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 de hidrogel y el hinchamiento del hidrogel. Por este motivo, la liberación pasiva se puede ajustar diseñando características del hidrogel como el peso molecular, la concentración de la matriz, la densidad de reticulación, la hidrofilicidad y la distribución del tamaño de los poros33,70,71, además de las químicas del hidrogel antes mencionadas para interactuar con los ARN.

Se han incorporado funcionalidades hidrolíticamente degradables, como grupos éster, en la estructura principal del hidrogel como medio para controlar la velocidad de liberación72. Con este fin, basándose en las interacciones tiol-eno, se preparó un hidrogel formado 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 (8- arm-PEG-A) que contiene un grupo éster en cada brazo o PEG modificado con mono(2-acriloiloxietil)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 una hinchazón y degradación más rápidas, 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 fotoentrecruzados (DEX-HEMA) se funcionalizaron covalentemente con metacrilato de PEI lineal catiónico (LPEI-GMA) mediante un enlace éster biodegradable74. El ARNip 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 ARNip durante largos períodos de tiempo (de 9 a 17 días). Sorprendentemente, el perfil sostenido de liberación de ARN de la red de hidrogel observado 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 objetivo que la administración sistémica (o varias administraciones locales) puede lograr.

Para abordar los problemas asociados con la liberación pasiva, se ha logrado 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 enzimas) o externos (por ejemplo, fotorradiación), que pueden facilitar la degradación bajo demanda 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 administración de ARN en dosis definidas y durante períodos específicos, lo que proporciona una alternativa a las estrategias administradas por médicos o pacientes.

Los hidrogeles que responden al pH a menudo contienen enlaces básicos de Schiff, que son estables a un pH de 7,4 pero se rompen en un ambiente ácido (por ejemplo, pH 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 (IM)). Por ejemplo, se creó un hidrogel sensible al pH basado en una combinación de NP de sílice mesoporosa (MSN) funcionalizadas con amina cargadas con miARN, PEG funcionalizado con aldehído (PEGCHO) y α-CD76. La fabricación del hidrogel se basa en las interacciones hidrofóbicas y de Schiff entre PEGCHO, α-CD y MSN. En un entorno ligeramente ácido (pH 6,8), los enlaces de 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 está entrecruzada 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 en los hidrogeles. En este sentido, los hidrogeles a base de HA se formaron a través de enlaces hidrozona (es decir, HA modificado con aldehído y HA modificado con hidrazida) y entrecruzadores peptídicos degradables por proteasas78. Luego, se introdujo HA modificado con CD en el sistema de hidrogel para secuestrar ARNip modificado con colesterol, como se describió anteriormente40. Como se esperaba, el hidrogel se erosionó y se liberó ARNip dirigido a MMP2 en respuesta a los niveles de proteasa (por ejemplo, colagenasa) para el tratamiento con IM60. En otro estudio, se cargó un hidrogel degradable de MMP-2 con poliplexes de ARNip del factor de crecimiento tumoral β1, que luego se adsorbieron en fibras electrohiladas79. Las altas concentraciones de MMP-2 promovieron una liberación más rápida de poliplexes 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 ARNip de los hidrogeles que contienen entrecruzadores no degradables de MMP-2.

Los hidrogeles sensibles a la luz ofrecen control espacial y temporal bajo demanda. Generalmente, estos hidrogeles contienen restos fotoescindibles únicos o múltiples (por ejemplo, enlaces a base de 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 está unido a la red de hidrogel mediante enlaces fotolábiles, los nanoportadores de ARN están encapsulados en el hidrogel reticulado por estos enlaces fotosensibles. El PEG-di(acrilato fotolábil) fotodegradable (PEG-DPA) se ha utilizado sistemáticamente como componente básico en estos hidrogeles50. Tras la exposición a la luz ultravioleta (UV), los grupos éster unidos a grupos fotolábiles orto-nitrobencilo se escinden en restos acetal y ácido, lo que promueve la liberación de ARNip. También se han preparado hidrogeles fotolábiles utilizando la adición de Michael para controlar la liberación de nanocomplejos de ARNip-PEI80. Los hidrogeles fotodegradables con la menor cantidad de restos fotolábiles mostraron un aumento en la tasa de degradación hidrolítica de los enlaces éster, lo que mejora la liberación de agentes terapéuticos de ARNip. Además, la liberación del perfil de ARNip 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 a base de PEG a través de una reacción de clic sin cobre y se conjugaron con Chol-miR-26a escindible por UV, lo que permite controlar la liberación de miARN adaptando el tiempo de irradiación UV y la intensidad de la luz UV.

En conjunto, el diseño adecuado de hidrogeles con conectores fotodegradables puede lograr la liberación bajo demanda de terapias de ARN tras la 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 hidrogeles 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 inmunes 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 administración de ARN en la terapia del 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 sistémico del cáncer es útil para la metástasis, pero también se asocia con toxicidad sistémica y posible inmunogenicidad debido a fugas/acumulación en 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 al atacar el tumor primario24,67, reprogramar el tumor primario para prevenir metástasis81 y/o inhibir la recurrencia del tumor primario después de la resección quirúrgica68. . En consecuencia, la tecnología de ARNi puede inhibir eficazmente diferentes tipos de ARNm o miARN de oncogén activado 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, interacciones de base de Schiff entre un polisacárido oxidado y un dendrímero que contiene amina, demostró el uso de la proporción de grupos aldehído a amina para controlar la tasa de liberación de terapias de ARN. Sin embargo, los hidrogeles altamente reticulados pueden dificultar la liberación de agentes terapéuticos de ARN incrustados, 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, ARNip) con mayor eficiencia19,21. Normalmente, estos sistemas poliplex contienen una fracción termosensible que permite la transición de sol a gel tras la inyección en el tejido objetivo. Posteriormente, la velocidad de liberación de poliplex que contienen ARN de estos geles depende de su velocidad de disolución, que puede controlarse aún más incorporando conectores degradables sensibles a la hidrólisis o a la actividad enzimática. En consecuencia, la administración de terapias de ARN mediada por hidrogel para la terapia del cáncer implica una retención prolongada de los nanovectores alrededor del tumor, lo que mejora la absorción por parte de la población de células cancerosas en particular. Esto resulta crucial cuando se trata de tumores cerebrales, ya que dichas 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 localización 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 inmunes para la inmunoterapia contra el cáncer82.

La regeneración y reparación ósea es otro ámbito en el que la administración de ARN mediada por hidrogel se ha mostrado prometedora72,75. La curación ósea se basa en varios mecanismos dinámicos y espaciotemporales, incluidas las fases inflamatoria, de reparación y remodelación en niveles celulares cruciales (es decir, células inflamatorias, células vasculares, progenitores osteocondrales y osteoclastos) y moleculares (es decir, citocinas proinflamatorias, crecimiento). angiogénicos y proosteogénicos)83. Como resultado, es crucial que los hidrogeles modulen la liberación espacio-temporal y de dosis controlada de 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 velocidad 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 agentes terapéuticos de ARN80. En estos sistemas, los hidrogeles contienen tanto enlaces hidrolíticamente degradables (por ejemplo, enlaces disulfuro y/o éster) como sitios fotolíticamente degradables (enlaces tiol-acrilato). Por lo tanto, la radiación UV induce la fotodegradación de los enlaces fotolábiles en la red del hidrogel, afectando las propiedades fisicoquímicas del hidrogel, como la hinchazón y la tasa de degradación. Los resultados mostraron que la radiación UV puede conducir a una liberación más rápida de ARNip 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 del ARNi directamente en el sitio enfermo, lo que se sabe que mejora la formación ósea84. 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 se debe a la oclusión de la arteria coronaria, lo que produce isquemia local, daño tisular y, en última instancia, insuficiencia cardíaca. Existen enfoques interesantes que se han aplicado para mejorar la homeostasis y la angiogénesis de la MEC o para prevenir la fibrosis y el desequilibrio del calcio, concretamente la administración de ARNip, miARN y ARN en horquilla corta (shRNA)85. Sorprendentemente, el uso de hidrogeles autorreparantes 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 terapias de ARNi86. . Con este fin, se han implementado una variedad de químicas, incluidos enlaces iónicos87 y enlaces covalentes dinámicos (enlaces de hidrazona25 e interacciones huésped-huésped40), para producir hidrogeles inyectables autorreparables 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. También se utilizaron enlaces que responden a estímulos (por ejemplo, sensibles a proteasas78 y sensibles al pH76) como otros medios para lograr la liberación bajo demanda de hidrogeles inyectables de autorreparación. En particular, se eligieron estos dos estímulos porque la IM está asociada con cambios en el microambiente del tejido, incluida una reducción del pH (de 7,4 a 6,8) y una regulación positiva local de la actividad proteolítica. Esto enfatiza la importancia de considerar la patología de la enfermedad al diseñar hidrogeles para la administración de ARN. En general, una ventaja significativa de la administración de ARNi mediante hidrogeles inyectables de autorreparación es que la administración de dosis única 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 inmune en la progresión y reparación de la enfermedad IM, los hidrogeles pueden desempeñar un papel esencial en la administración de terapias de ARN para la manipulación de macrófagos y células T reguladoras, limitando las respuestas proinflamatorias y aumentando las citocinas regenerativas en la región del infarto.

La cicatrización de heridas es un proceso bien orquestado y regulado que se puede dividir en tres fases superpuestas: hemostasia e inflamación, proliferación y remodelación tisular88. Sin embargo, este proceso queda gravemente desregulado por condiciones fisiopatológicas. Las terapias con 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 habitualmente para administrar miARN o ARNip 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 emplearon hidrogeles entrecruzados tanto física como químicamente, y se utilizó el grado de entrecruzamiento para controlar la tasa de liberación de los agentes terapéuticos de ARNi. Un ejemplo común de hidrogeles físicamente reticulados es el ensamblaje capa por capa de dos biopolímeros con cargas opuestas90. El aumento del número de capas condujo a una liberación lenta de agentes terapéuticos 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 químicamente reticulados, otras variables también pueden afectar la tasa de liberación de los tratamientos terapéuticos de ARNi. Esto generalmente depende de las entidades involucradas en la formación de entrecruzamientos químicos dentro del hidrogel. Por ejemplo, la reticulación 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 prolongado para las terapias de ARNi. Por el contrario, los hidrogeles formados como resultado de 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 correspondiente densidad de reticulación del hidrogel. Como resultado, la tasa de liberación de ARNi encapsulado se puede ajustar simplemente ajustando la concentración de nanoportador en el hidrogel. En particular, se pueden incorporar nanoportadores con funcionalidades de superficie activa en redes de hidrogel reticuladas químicamente como una forma de proporcionar un mayor control sobre la tasa de liberación de agentes terapéuticos 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 elevada de macrófagos y una polarización local efectiva de los macrófagos hacia el fenotipo M2 in vivo. Los hidrogeles, con su notablemente alta absorción de agua, 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 terapias de ARNi, lo cual es particularmente beneficioso si se considera que la curación 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, se puede utilizar como barrera física para proteger la herida de los riesgos antes mencionados que afectarán fuertemente la reepitelización y la tasa de curación94.

Las moléculas de ARN han recibido mucha atención para la inmunomodulación, principalmente debido al silenciamiento por ARN de factores cruciales en las células inmunes95. Se han utilizado hidrogeles adhesivos como apósitos inmunomoduladores. Para la administración combinada de quimioatrayentes de células dendríticas (DC) (MIP3a) y micropartículas cargadas de pDNA-siRNA a 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 transportaban pDNA-siRNA. Los geles atrajeron de cuatro a seis veces más CD en comparación con una dosis en bolo equivalente. Un estudio más reciente demostró que, tras la administración in vivo de lipoplexes de ARNm cargados en hidrogel de alginato de quitosano, 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 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 resulta de gran interés, especialmente en el tratamiento de algunas heridas cutáneas crónicas. El silenciamiento localizado de genes expresados ​​de forma ubicua (por ejemplo, mapk-1) en un lecho de herida abierta se demostró utilizando un hidrogel de agarosa cargado con ARNip97 liposomal. También se exploró para la angiogénesis la entrega de NP de ARNip a través de hidrogeles que incorporan poliuretano (PUR) y sus derivados, poliéster uretano (PEUR) o poli(tiocetal uretano) (PTK-UR). 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 del factor de crecimiento de fibroblastos, mientras que el volumen vascular y el espesor dentro de los hidrogeles también aumentaron. El uso de estos hidrogeles para la administración local de ARNip de PHD2 resultó muy prometedor 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 pueden implantarse localmente en el tejido enfermo evitando las complicaciones asociadas a la administración sistémica de terapias de ARN han captado la atención de los investigadores en este campo en las últimas décadas. En particular, los hidrogeles se pueden utilizar 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 estructura 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 administración 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 y malestar mínimos70,75. La combinación de una plataforma local para tratar y reeducar el tejido patológico 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 componentes básicos de nano/microhidrogel99. 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. Es necesario evaluar en detalle 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 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 espaciotemporal adecuado de liberación de ARN. Los hidrogeles inyectables con propiedades de autocuración son extremadamente útiles para la administración al corazón, mientras que los hidrogeles tópicos con propiedades adhesivas se prefieren para la administración de ARN a la piel. Por ejemplo, los hidrogeles autorreparables pueden resistir las fuerzas de corte durante la inyección, así como las fuerzas dinámicas generadas por los músculos que late después de la inyección de miocardio. Se deben tener en cuenta otros parámetros cuando también se pretende que los hidrogeles sirvan como matriz de soporte para promover la regeneración de tejidos. Esto incluye parámetros como la robustez 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 plazo de entrega podría variar desde varios días hasta varios meses100. Además, en el diseño del hidrogel se pueden implementar cambios asociados a enfermedades en un microambiente tisular, como la alteración del pH o la regulación positiva de ciertas enzimas, para desencadenar la liberación de ARN.

Como se mencionó anteriormente, las aplicaciones biomédicas de la administración de ARN mediada por hidrogel pueden variar desde la regeneración de tejidos hasta la terapia del cáncer. Sin embargo, un área inexplorada es el empleo de estructuras de hidrogel para respaldar las interacciones entre el ARN y las células. Aquí, los hidrogeles funcionan como un área de preparación para la regulación y la ingeniería genética a medida que las células migran hacia los hidrogeles para interactuar con los ARN. Este concepto se ha utilizado para incorporar células estromales mesenquimales humanas previamente modificadas genéticamente en un andamio de criogel101. Estas células genéticamente modificadas pueden liberar ciertos anticuerpos capaces de desencadenar respuestas antitumorales mediadas por células T. En última instancia, los andamios de hidrogel para las interacciones ARN-célula 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 administración de nanovacunas de ARN. La pandemia de enfermedad por coronavirus de 2019 (COVID-19) sigue haciendo 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). Recientemente se utilizaron hidrogeles inyectables para la administración local de nanovacunas poliméricas contra el coronavirus 2 (SARS-CoV-2) (que contienen la proteína de pico del virus SARS-CoV-2 con o 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 del SARS-CoV-2 en una formulación de depósito de hidrogel inyectable logró títulos totales de IgG anti-RBD más altos en comparación con los controles de la vacuna en bolo. Se puede aplicar un concepto similar a las vacunas actuales de ARNm del SARS-CoV-2 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 las semanas 3 a 4, que, si se inyectan junto con nanovacunas libres, podrían proporcionar una vacunación única103. Sin embargo, también cabe señalar 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, lo que será un área importante para estudios futuros. De hecho, para ARN más grandes, como el ARNm, la estabilidad subóptima provoca solo una expresión de proteínas transitoria a corto plazo y requiere vehículos de administración como las NP para protegerlos de la degradación enzimática y mejorar su eficiencia de transfección. Rara vez se ha informado del uso de hidrogeles para la administración de ARNm desnudo. Por lo tanto, para futuros esfuerzos por 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 de 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 investigaciones, 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 analizado el uso de hidrogeles como sistemas de administración de ARN desde el diseño hasta las aplicaciones biomédicas. La investigación analizada en este documento demuestra que los sistemas de hidrogel son capaces no solo de una entrega local sostenida de ARN (lo que evita la administración repetida) sino también de un control espacial y temporal sobre la tasa de liberación. Se necesita con urgencia más investigaciones in vivo de las características de los hidrogeles cargados de 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 hidrogeles 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 R01CA200900, R01HL156362, R01HL159012 y R01HL162367 de los Institutos Nacionales de Salud de EE. UU. (a JS), el premio Lung Cancer Discovery Award de la American Lung Association (a JS), el premio Innovation Discovery Grants del Mass General Brigham ( a JS), la Beca Inicial del Consejo Europeo de Investigación (ERC-StG-2019-848325 a JC y BBM) y la Beca FCT de la Fundação para a Ciência ea Tecnologia (PTDC/BTM-MAT/4738/2020 a JC).

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

Centro de Nanomedicina y Departamento de Anestesiología, Medicina Perioperatoria y del Dolor, Hospital Brigham and Women's, Facultad de Medicina de Harvard, 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 Talebian

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

Sepehr Talebian

ToxOmics, Facultad de Ciencias Médicas de NOVA Medical School, NMS FCM, Universidade NOVA 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 Integrativa del Cáncer, Instituto Tecnológico de Massachusetts, Cambridge, MA, EE. UU.

Robert Langer

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

Robert 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 entidades con las que RL está involucrada, compensada o no, consulte la Nota complementaria. JC es cofundador y accionista de TargTex SA - Terapéutica dirigida para el glioblastoma multiforme. Los demás autores no declaran tener intereses en competencia.

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

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Zhong, R., Talebian, S., Mendes, BB et al. Hidrogeles para la entrega de ARN. Nat. Madre. 22, 818–831 (2023). https://doi.org/10.1038/s41563-023-01472-w

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Recibido: 06 de enero de 2021

Aceptado: 09 de enero de 2023

Publicado: 20 de marzo de 2023

Fecha de emisión: julio de 2023

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

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