CC BY
193
ОБЗОРЫ
DOI: 10.23868/201903001
ген-активированные гидрогели в регенеративной медицине
И.Я. Бозо1-3, А.И. Билялов4, М.О. Мавликеев1 4, Р.В. Деев5' 6
1 Научно-исследовательский институт общей патологии и патофизиологии, Москва, Россия
2 Федеральный медицинский биофизический центр им. А.И. Бурназяна ФМБА России, Москва, Россия
3 ООО «Гистографт», Москва, Россия
4 Казанский (Приволжский) федеральный университет, Казань, Россия
5 Рязанский государственный медицинский университет им. И.П. Павлова, Рязань, Россия
6 ПАО «Институт Стволовых Клеток Человека», Москва, Россия
gene-activated hydrogels in regenerative medicine
I.Y. Bozo1-3, A.I. Bilyalov4, M.O. Mavlikeev1 4, R.V. Deev5 6
1 Research Institute of General Pathology and Pathophysiology, Moscow, Russia
2 A.I. Burnazyana Federal Medical Biophysical Center, FMBA of Russia, Moscow, Russia
3 Histograft, LLC, Moscow, Russia
4 Kazan (Volga Region) Federal University, Kazan, Russia
5 I.P. Pavlov Ryazan State Medical University, Ryazan, Russia
6 Institute of Human Stem Cells, PJSC, Moscow, Russia
e-mail: [email protected]
Гидрогели, способные оптимизировать репаративную регенерацию тканей и доставить в зону имплантации биологически активные компоненты (лекарственные средства, клетки, факторы роста, генные конструкции) привлекают все большее внимание разработчиков в связи с высокой потенциальной эффективность таких изделий и соответствие этого подхода известному тренду медицины — развитию малоинвазивных технологий.
Гидрогели, содержащие генные конструкции, стали особенно актуальны для клинической практики на территории Евразийского союза после регистрации в России геннотерапев-тического препарата и первого ген-активированного остеопла-стического материала.
В данном обзоре описаны основные направления в разработке ген-активированных гелей, разделенных на две категории: простые и оптимизированные («smarts-гидрогели). В первом случае гидрогелевый матрикс-носитель осуществляет пассивную доставку генных конструкций, тогда как вторые оказывают положительное влияние на реализацию генными конструкциями основного механизма действия.
ключевые слова: гидрогели, ген-активированные гидрогели, генные конструкции.
Введение
В связи с активным развитием и внедрением в клиническую практику малоинвазивных технологий все большую актуальность приобретают инъекционные формы имплантируемых медицинских изделий. Среди них наибольшие перспективы для регенеративной медицины открывает применение биорезорбируемых гидрогелей — вязко-эластических гидрофильных материалов на основе природных и синтетических полимеров, способных при определенных условиях образовывать поперечные связи («сшивки»), создавая трехмерную сеть, абсорбирующую значительное количество воды (90-95 %). Количество таких сшивок определяет плотность гидрогеля [1-3].
Первое упоминание термина «гидрогель» датируется 1894 годом, однако смысл понятия того времени, обозначавшего коллоидный гель из неорганических солей, отличается от современного [3]. Начало исследованиям и разработкам гидрогелей в общепринятом понимании этого термина положили O. Wichterle и D. Lim (1960), предложившие в качестве оптимального гидрогеля со-полимер гликоль-моно-метакрилата
Hydrogels capable to optimize reparative regeneration and de-livere biologically active components (drugs, cells, growth factors, gene constructs) in the implantation area are attracting increasing attention of developers due to high potential effectiveness of these medical devices and compliance of the approach with well-known medical trend — minimally invasive technologies.
Hydrogels containing gene constructs have become especially relevant for clinical practice in the territory of the Eurasian Customs Union after gen-therapeutic drug and the first gene-activated bone substitute were registered in Russia.
This review describes the main directions in development of gene-activated hydrogels divided into two categories: primitive and optimized ("smart"-hydrogels). In the case hydrogel scaffolds provide passive delivery of gene constructs, while the latter facilitate gene constructs to realize their mechanism of action.
Keywords: hydrogels, gene-activated hydrogels, gene constructs.
и гликоль-ди-метакрилата. К моменту опубликования короткого сообщения в журнале Nature в 1960 году авторы накопили результаты более чем четырех лет исследований, включая применение гидрогелей для заполнения глазницы после энуклеации глаза. Другими потенциальными направлениями использования гидрогелей были названы производство контактных линз и стентов сосудов [4], что, как теперь уже известно, нашло свое подтверждение. В последующем интерес к гидрогелям возрастал по экспоненте — к настоящему времени, основываясь на расчетах S.C. Lee с соавт. (2013), количество опубликованных исследовании превысило 50 тыс. [3].
Гидрогели по природе полимеров, входящих в их состав, классифицируются на природные (на основе хитозана, альгината, гиалуроновой кислоты, фибрина и коллагена) и синтетические (в частности, на основе поли (этиленгликоль) (ПЭГ), поливиниловый спирт (ПВА), поли (пропиленфумарат) (ППФ) и поли (гидрокси-этилметакрилат) [5]). Каждая из групп, как и отдельные варианты материалов, имеют свои особенности, преимущества и ограничения, подробное описание которых
оБЗорЫ
17
представлено в научной литературе [6] и не является предметом настоящего обзора.
Формирование поперечных связей между полимерами гидрогелей может быть обеспечено физическими или химическими факторами, то есть с образованием нековалентных и ковалентных связей, соответственно. В первом случае сшивка полимеров реализуется за счет образования нестойких гидрофобных, водородных и ионных взаимодействий, в связи с чем материалы способны самопроизвольно распадаться на полимеры в водной среде [7, 8], а также подвержены преждевременной биодеградации in vivo за счет действия протеолитических ферментов [9]. Примером гидрогеля, полученного при помощи физических взаимодействий, является аль-гинатный, сшивка которого происходит в присутствии ионов Ca2+ [10]. Химически «сшитые» гидрогели характеризуются постоянной структурой и большей устойчивостью [11, 12]. Такие гидрогели образуются путем образования связей между полимеризующимися мономерами в присутствии «сшивающих» агентов. Например, гидрогель на основе поли-2-гидроксиэтилметакрилата образуется в присутствии диметакрилата этиленгли-коля [13], а полимеры с присоединенными функциональными группами (гидроксильными, аминными гидра-зидными и т. п.) могут быть «сшиты» с использованием глутаральдегида [14].
Другим классификационным основанием может служить наличие или отсутствие в составе гидрогелей каких-либо биологически активных компонентов: по этому признаку гидрогели, по аналогии с остео-пластическими материалами [15], целесообразно разделить на ординарные и активированные. В состав последних могут быть включены элементы, влияющие на эффективность доставки, скорость и динамику высвобождения биологически активных компонентов (лекарственных препаратов [16], живых клеток [17], факторов роста [18], генных конструкций, кодирующих факторы роста [19]) и т. п., что позволяет подразделить активированные гидрогели на простые и оптимизированные (можно обозначить как «smart-гидрогели»).
Ординарные гидрогели рассматриваются в качестве самостоятельных медицинских изделий, способных оптимизировать репаративную регенерацию тканей [20], а активированные — еще и как средства доставки биологически активных компонентов. Более того, специфические биомеханические свойства гидрогелей позволяют их использовать в качестве «чернил» для трехмерной печати, что предопределяет их существенное значение в развитии аддитивных технологий [21].
К настоящему времени изделия на основе гидрогелей уже применяются в офтальмологии: контактные линзы (например, «AirOptix» (Alcon, США)), увлажняющие капли (например, «Оптинол» (Jadran Galenski Laboratorij, Хорватия)); хирургии: раневые покрытия (например, Hydrosorb Gel (Hartmann, Германия), и других областях медицины.
Однако потенциальные показания для применения гидрогелей в клинической практике еще более широки и связаны, в первую очередь, с восстановлением целостности кожных покровов и подкожной жировой клетчатки (после ожогов, для лечения трофических и диабетических язв), тканей опорно-двигательного аппарата (костная пластика, артропластика, восстановление целостности связок, мышц и сухожилий), нервной системы, слизистых оболочек пищеварительного тракта и мочеполовой системы, структур глаза и т. п. При этом, становится очевидно, что гидрогели, в связи с ограниченным естественным потенциалом тканей к восстановлению, не смогут
обеспечить необходимую степень терапевтической эффективности без наличия в своем составе биологически активных компонентов, способных оптимизировать и (или) индуцировать репаративный гистогенез.
Учитывая известные недостатки применения живы клеток и факторов роста в составе медицинских изделий [15], наибольшие перспективы в регенеративной медицине представляют простые и оптимизированные ген-активированые гидрогели.
Простые ген-активированные гидрогели
Отличительной особенностью любых ген-активированных материалов, в том числе изготовленных на основе гидрогелевых матриксов-носителей, является наличие в их составе генных конструкций в виде вирусных или невирусных векторов, несущих последовательности, кодирующие терапевтические белки (факторы роста, транскрипционные факторы). Известно, что основным преимуществом вирусных систем доставки является высокая эффективность трансдукции [22], тогда как невирусные конструкции без каких-либо оптимизирующих влияний характеризуются низким уровнем попадания в клетки in vivo, не превышающим 1-2 % [23]. В этой связи, в создании простых ген-активированных гидрогелей чаще используются вирусные векторы, тогда как оптимизированные содержат невирусные конструкции (главным образом, плазмидной ДНК), для улучшения доставки которых они предназначены.
Большинство исследований, связанных с простыми ген-активированными гидрогелями, находятся за рамками регенеративной медицины и нацелены на разработку противоопухолевых средств. В частности, E. Oh с соавт. (2017) включили в состав гидрогеля на основе желатин-гидроксифенил пропионовой кислоты онколитический аденовирус, несущий гены интерлейкина-1 2 и гранулоцитарно-моноцитарного колониестимулирующего фактора. При этом наибольшая противоопухолевая активность была достигнута в случае добавления в состав еще и дендритных клеток [24].
В регенеративной медицине основными показаниями для разрабатываемых простых ген-активированных гелей являются восстановление целости костей [25] и кожных покровов [26].
Так, K. Komatsu с соав. (2016) сравнили эффективность гидрогелей на основе желатина и ателоколлагена в доставке плазмидной ДНК и оптимизации репа-ративного остеогенеза. Было выявлено, что первый вариант изделия отличается большей эффективностью трансфекции маркерной плазмиды, а также в случае использования плазмидной ДНК, несущей ген BMP-2, приводит к формированию большего объема костного регенерата в модели заживления 3-мм дефектов костей черепа мышей [27].
Среди всех разработок в области ген-активированных гидрогелей наибольший прогресс был достигнут именно в лечении пациентов с повреждениями кожи. Так, компании Cardium Therapeutics (США) и Tissue Repair Company (США) создали ген-активированный гидрогель на основе коллагена и аденовирусной конструкции, несущей ген тромбоцитарного фактора роста-ВВ (PDGF-BB), для лечения пациентов с хроническими язвами кожи, обусловленными диабетической нейропатией. В экспериментальных исследованиях была показана эффективность ген-активированного гидрогеля, а в 1/2а фазе клинических исследований с участием 1 5 пациентов (из которых 12 завершили исследование, 3 отказались от продолжения участия) — безопасность, выполнимость и потенциальная эффективность — у 10 из 12 пациентов
хронические язвы зажили через 3 мес. после однократного применения ген-активированного гидрогеля [28]. Однако по результатам 2б фазы клинических исследований ген-активированный гидрогель не показал терапевтических преимуществ по сравнению с коллагеновым гелем без генных конструкций: заживление наблюдалось у 41% и 45 % пациентов в клинической (n=72) и контрольной группах (n=33), соответственно [29]. Отсутствие влияния генных конструкций могло быть обусловлено выбором неоптимального трансгена, низким уровнем трансфекции при выбранном способе применения изделия, несмотря на аденовирусный вектор, либо иными причинами, включая побочные эффекты вектора.
Другая научная группа в модели заживления кожной раны in vivo сравнивала применение гидрогелей на основе альгината натрия, содержащих либо плазмидную ДНК, несущую ген SDF-1, либо рекомбинантный белок SDF-1. Оказалось, что оба варианта активированных гидрогелей приводили к ускорению репаративного процесса. При этом, в случае применения ген-активированного гидрогеля большая площадь раны заживала к контрольным срокам, однако количество случаев с полным заживлением в обеих группах практически не отличалось, составив около 40 %. Кроме того, авторы выявили, что уже через 24 часа после нанесения изделия на раны 41 % плазмидной ДНК и около 62 % белка высвобождались из структуры матрикса-носителя с последующим снижением скорости высвобождения [30].
Несколько большее количество исследований находятся на ранних стадиях и сфокусированы на оценке эффективности доставки маркерных генных конструкций различными гидрогелями.
В частности, показано, что альгинатный гидрогель способен обепечить доставку лентивирусных векторов [31], а также плазмидной ДНК [32,33].
В целом, основываясь на опубликованных результатах научных исследований, можно с уверенностью утверждать, что большинство биосовместимых, нетоксичных гидрогелей, не оказывающих негативные влияния на нуклеиновые кислоты, способны выполнять функцию матрикса-носителя для генных конструкций. При этом гидрогель, осуществляющий пассивную доставку биологически активных компонентов, может также иметь оптимизирующий репаративную регенерацию потенциал, что усиливает общий терапевтический эффект изделия. Однако простые ген-активированные гели не оказывают существенного влияния на биологическую активность генных конструкций, что ограничивает эффективность их применения, особенно в случае плазмидной ДНК.
В этой связи, в попытке защитить генные конструкции от разрушающего действия протеолитических ферментов, обеспечить контролируемую кинетику их высвобождения, увеличить эффективность доставки в клетки и повысить уровень продукции белка, кодируемого трансгеном, разрабатываются различные методы оптимизации гидрогелей.
Оптимизированные ген-активированные гели
Фундаментальными основами разработки оптимизированных ген-активированных гидрогелей служат данные о механизме действия генных конструкций, который к настоящему времени в полной мере не детализирован. Однако имеющихся сведений, характеризующих основные этапы процесса, оказалось достаточно для формирования основных направлений оптимизации ген-активированных гидрогелей.
Последовательность событий, происходящих с генными конструкциями после имплантации любого
ген-активированного материала, в целом, стереотипна. На первом этапе происходит высвобождение генных конструкций из структуры матрикса-носителя. При этом биологически активные молекулы подвергаются влиянию условий микроокружения, в том числе воздействию протеолитических ферментов, раневого экссудата с пониженным значением рН. Затем осуществляется проникновение генной конструкции через цитоплаз-матическую мембрану в клетки реципиентного ложа посредством эндоцитоза. При этом в первую очередь мишенями являются те, что находятся в непосредственном контакте с матриксом-носителем. На третьем этапе сформированные эндосомы, содержащие генные конструкции, транспортируются к ядру клетки через сеть микротрубочек [33, 34]. После этого происходит дегрануляция эндосом с транслокацией молекул в ядро. Предполагается, что кариолемма является одним из наиболее значительных барьеров для доставки молекул ДНК [35]. Затем осуществляется транскрипция и трансляция с продукцией белка, кодируемого трансгеном. Время полужизни мРНК трансгена влияет на уровень продукции терапевтического белка.
Для каждого из указанных этапов предложены различные методы оптимизации, направленные на: модулирование кинетики высвобождения генных конструкций из структуры гидрогеля; защиту от преждевременного разрушения; повышение эффективности трансфекции (на любом из этапов от преодоления плазмолеммы до продукции терапевтического белка).
Модулирование кинетики высвобождения
генных конструкций
Для разных показаний и условий применения ген-активированных гидрогелей требуется различная динамика высвобождения генных конструкций из структуры гидрогеля, что может быть особенно важно для сложных изделий, содержащих генные конструкции, кодирующие различные белки, потребность в которых меняется в зависимости от стадий репаративного процесса [36]. Однако на современном этапе развития этого подхода основные успехи связаны лишь с пролонгацией высвобождения генных конструкций, на которую влияют химические и биомеханические свойства гидрогелей, скорость их биодеградации, сила взаимодействия генных конструкций [37], в том числе заключенных или связанных со вспомогательными комплексами (микровезикулы, катионные белки, наночастицы и др.) с элементами гидрогеля и т. п.
одним из способов задать необходимую кинетику высвобождения генных конструкций служит использование чувствительных к внешним воздействиям гидрогелей [38]. К стимулам, под воздействием которых гидрогели могут изменять свои свойства относятся температура, рН, ультразвук, электрический ток, изменение концентрации определенных веществ. Так был создан глюкозо-чувствительный гидрогель, способный контролируемо освобождать инсулин в ответ на изменение уровня глюкозы [39].
Другим способом является варьирование химическим составом гидрогеля с изменением соотношения его компонентов и биомеханических свойств. В частности, и.Д. Wieland с соавт. (2007) разработали гидрогель на основе акрил-модифицированной гиалуроновой кислоты и полиэтиленгликоля (ПЭГ), изменение соотношения которых влияло на содержание воды и скорость биодеградации гидрогеля. При этом все варианты гидрогелевых матриксов были совместимы с плаз-мидной ДНК. За счет снижения концентрации ПЭГ
и пропорционального увеличения второго компонента авторам удалось увеличить скорость высвобождения плазмидной ДНК с 20 % до 80 % от суммарной концентрации в течение периода в 7 сут. Добавление гиалуро-нидазы в состав гидрогеля также увеличивало скорость высвобождения генных конструкций, а при объединении плазмидной ДНК с полиэтиленимином лишь 14 % таких комплексов покидали структуру гидрогеля, независимо от наличия в его составе гиалуронидазы [40].
Таким образом, изменение физико-химических свойств гидрогеля, генных конструкций и силы взаимодействия между ними обеспечивает модулирование кинетики высвобождения генных конструкций. Однако в данном направлении сделаны лишь первые шаги и требуются дополнительные исследования, направленные на разработку способов более тонкой и контролируемой регуляции процесса.
Защита генных конструкций в гидрогеле
Любой гидрогель, не оказывающий негативного влияния на генные конструкции, в некоторой степени защищает молекулы от воздействия факторов микроокружения, по сравнению с введением генных конструкций в водном растворе. Однако защита носит пассивный характер — в составе простых гидрогелей не предусмотрены специальные элементы защиты молекул нуклеиновых кислот. Однако такая защита может быть обеспечена любым из следующих вариантов: использование чувствительных к негативным внешним воздействиям гидрогелей (рН-чувствительных), использование вспомогательных компонентов для формирования защитных комплексов с генными конструкциями (псевдовезикулы, микрокапсулы, нанокомплексы) и т. п.
так, восприимчивые к рН гели содержат группы слабой кислоты или слабого основания, способные к ионизации при изменении кислотности внешнего раствора. Наиболее часто используемыми ионными полимерами для изготовления рН-чувствительных гидрогелей являются пополиакриламид, полимета-крилат, полидиэтиламиноэтилметакрилат и полиди-метиламиноэтилметакрилат. Будучи незаряженными, эти материалы находятся в сжатом состоянии, ионизация же вызывает их набухание (абсорбцию воды) из-за электростатического отталкивания одноименно заряженных звеньев и «распирающего» осмотического давления противоионов. Гидрогели с кислотными группами набухают в щелочной среде и сжимаются в кислой, где ионизация подавлена, а если содержат основные группы, то, напротив, набухают в кислой среде и сжимаются при повышении рН [41]. В частности, С. Ни с соат. (2009) синтезировали гидрогель, состоящий из со-полимера поли(1\1-изопропилакриламида), акриловой кислоты и поли(в-капролактона), спосмобный связывать комплексы плазмидной ДНК с гепарин-полиэтиленеми-ном. Было показан, что гидрогель абсорбировал воду и высвобождал генные конструкции при повышенных значениях рН, что объясняется наличием карбоксильных групповых фрагментов акриловой кислоты. такой эффект можно расценивать в качестве защитного от кислой среды операционной раны, характерной для ранних фаз воспалительного процесса [42].
ОЛ. Ы с соавт. (2016) использовали другой способ протективного воздействия на плазмидную ДНК — наночастицы из хитозана, помещенные в хитозановый гидрогель. В специальном эксперименте было показано, что молекулы плазмидной ДНК в комплексе с наночасти-цами хитозана защищены от действия нуклеаз [43].
Повышение эффективности трансфекции
генными конструкциями
Наиболее активно развивающимся направлением в создании оптимизированных гидрогелей является повышение эффективности доставки генных конструкций в клетки. Отчасти, это обусловлено тем, что ряд технологий в данной области, связанных с модификацией вектора, универсальны и востребованы не только для создания ген-активированных материалов, но и для генной терапии в целом. Основные способы повышения эффективности трансфекции можно разделить на относящиеся к собственно гидрогелевому матриксу-носи-телю (изменение физико-химических, биомеханических свойств для оптимизации заселения матрикса клетками реципиентного ложа после имплантации] и вектору (химические способы усиления трансфекции].
Оптимизация гидрогелевого матрикса-носителя. Известно, что компоненты ген-активированного гидрогеля действуют локально. В этой связи, основными клетками-акцепторами генных конструкций являются те, которые мигрировали в имплантированное изделие, а также их дочерние клетки. При этом в ряде работ показано, что эффективность трансфекции снижается по мере увеличения жесткости гидрогеля [44, 45]. M. Christopher с соавт. (2014] предположили, что увеличение прочности гидрогеля часто ведет к уменьшению размеров его пор, что создает физические ограничения для заселения матрикса клетками и препятствует диффузии питательных веществ [46], что, в свою очередь, снижает пролиферацию и распределение клеток по всей структуре гидрогеля [45].
Так, A. Jaclyn с соавт. (2012] создавали микропоры в гидрогеле на основе ПЭГ с использованием желатиновых микросфер. В условиях in vivo гель обеспечивал повышенный уровень экспрессии маркерного трансгена, доставленного лентивирусом, в течение 6 нед. исследования, в то время как гидрогель без макропор имел меньший уровень экспрессии. Кроме того, при использовании лентивируса, несущего нуклеотидную последовательность сосудистого эндотелиального фактора роста (VEGF) наблюдалась повышенная васкуляри-зация по сравнению с контролем, а вновь образованные сосуды определялись во всем объеме гидрогеля, начиная с 4 нед. [47].
Аналогичное влияние микропор продемонстрировали и другие авторы при использовании ген-активированного гидрогеля на основе гиалоурановой кислоты и полиплек-сов с плазмидной ДНК, несущей ген VEGF. Вплоть до 6 нед. исследования гидрогели с порами в 60 и 1 00 мкм обеспечивали статистически значимо больший уровень ангиогенеза, по сравнению с гидрогелем без пор. При этом на сроках в 1 и 3 нед. не было разницы между обоими вариантами пористых гидрогелей, тогда как к 6 нед. большее количество сосудов определялось в группе с гидрогелем, имеющим поры в 60 мкм [48].
таким образом, корректное изменение структуры гидрогелевого матрикса-носителя, прежде всего в виде формирования многочисленных пор оптимального диаметра, увеличивает доставку генных конструкций за счет прироста количества клеток-акцепторов.
Модификация вектора. Этот подход особенно актуален для невирусных систем доставки, однако известны прецеденты его использования и в случае вирусных векторов [49]. Наиболее распространенными являются способы, направленные на преодоление отрицательно заряженной плазмидной ДНК фосфолипидных мембран клеток, поверхность которых заряжена положительно, в сочетании с защитой от внутриклеточных нуклеаз.
С этой целью предложены многочисленные варианты связывания плазмидной ДНК с положительно заряженными веществами (катионные белки [50], макромолекулы и наночастицы других полимеров [51]), а также упаковки молекул в липосомы, микровезикулы и т. п. [52]. Катионные полимеры представляют собой положительно заряженные высокомолекулярные вещества, которые взаимодействуют с отрицательно заряженным фосфатом в основной цепи ДНК посредством электростатических взаимодействий, что приводит к образованию полиплексов [53]. Одним из преимуществ полиплексов является их способность «лизировать» эндосомы, то есть обеспечивать быстрое высвобождение генных конструкций в цитоплазму клеток. Предполагается, что действие полимеров приводит к буферизации эндо-сом [54], АТФаза начинает активно переносить протоны из цитозоля в везикулы. Повышенная концентрация ионов вызывает осмотическое набухание и физический разрыв эндосомальной мембраны, в результате чего полиплексы выделяются в цитозоль [55]. однако многие из катионных полимеров токсичны и склонны к агрегации. Так, Y. Lei с соавт. (2010) использовали полиплексы для доставки плазмидной ДНК в составе гидрогеля на основе ПЭГ. Однако использование катионных полимеров не увенчались успехом из-за агрегации и инактивации внутри гидрогеля. Уровень трансфекции не отличался от контроля, однако продолжительность экспрессии возросла, возможно, за счет способности полиплексов защищать плазмидную ДНК от нуклеаз [56].
При изготовлении ген-активированного гидрогеля вспомогательные вещества, которые используются для формирования комплексов с плазмидной ДНК, могут также вступать во взаимодействие и с полимерами гелевого матрикса-носителя [40], что накладывает определенные ограничения на спектр применимых для усиления трансфекции веществ. В этой связи, ряд авторов, главным образом, сфокусированных на разработке гидрогелей для костной пластики, используют для увеличения уровня доставки плазмидной ДНК нано-и микрочастицы частицы фосфатов кальция [57, 58]. В частности, F. Wegman с соатв. (2014) исследовали применение ген-активированного гидрогеля на основе альгината натрия с частицами бифазного фосфата кальция (80 % гидроксиапатит, 20 % р-трикальция фосфата) размерами 100-200 мкм, формирующими
ЛИТЕРАТУРА:
1. Tu Y., Chen N., Li C., et al. Advances in Injectable Self-healing Biomedical Hydrogels ET. AL. Advances in Injectable Self-healing Biomedical Hydrogels. Acta. Biomater. 2019; 19: 457-9.
2. Narayanaswamy R., Torchilin V.P. Hydrogels and Their Applications in Targeted Drug Delivery. Molecules 2019; 24(3): 603.
3. Cheon L., Sang, I., Keun K., et al. Hydrogels for Delivery of Bioactive Agents: A Historical Perspective. Adv. Drug Deliv. Rev. 2013; 65(1): 17-20
4. Wichterle O., Lim D. Hydrophilic gels for biological use. Nature 1960; 185: 117-8.
5. John A.H., Rui C., Theun van Veen., et al. Hydrogels for tissue engineering and regenerative medicine. J. Mater. Chem. B 2014; 2: 5319-8.
6. Bhatnagar D., Aneel K., Marcia S., et al. Biomineralization on enzy-matically cross-linked gelatin hydrogels in the absence of dexamethasone. Journal of Materials Chemistry B 2015; 3(26): 5210-9
7. Campoccia D.R., Doherty P., Radice M., et al. Semisynthetic resorbable materials from hyaluronan esterification. Biomaterials 1998; 19(23): 2101-7.
8. Prestwich G.D., Marecak D., Marecek J., et al. Controlled chemical modification of hyaluronic acid: synthesis, applications, and biodegradation of hydrazide derivatives. J. Control Release 1998; 53(3): 93-99
9. Lee K., Mooney D. Hydrogels for tissue engineering. Chemistry Review 1998; 53(1): 93-97.
10. Grant G.T., Morris E., Rees D., et al. Biological interactions between polysaccharides and divalent cations — egg-box model. FEBS. Lett. 1993; 32: 195-8
11. Tang X., Bruce J. Chemical cross-linking for protein-protein interaction studies. Methods Mol. Biol. 2009; 492: 283-3.
комплексы с плазмидной ДНК, несущей ген BMP-2. Изделие обеспечивало репаративный остеогенез, однако наибольший эффект был достигнут в сочетании с внесением в гидрогель мультипотентных мезенхималь-ных стромальных клеток костного мозга [59]. Некоторые авторы использовали наночастицы гидроксиапатита даже для формирования комплексов с лентивирусами в гидрогеле [60].
таким образом, варианты оптимизированных ген-активированных гидрогелей многочисленны. В данном разделе были представлены лишь основные технологические подходы, спектр которых в значительной степени шире. Кроме того, своеобразную альтернативу оптимизированным ген-активированным гидрогелям создают комбинированные генно-клеточные изделия, в которых в качестве биологически активных компонентов применяются трансдуцированные клетки [61, 62].
заключение
таким образом, ген-активированные материалы на основе гидрогелей занимают прочное место в разработках инновационных медицинских изделий для лечения пациентов в рамках регенеративной медицины. К сожалению, лишь один ген-активированный гидрогель из категории простых был доведен до стадии клинических исследований, где не показал эффективности. Однако другие варианты простых ген-активированных гидрогелей демонстрируют потенциальную эффективность, а наибольшие перспективы открывают оптимизированные варианты гидрогелей, усиливающие биологический эффект генных конструкций, в том числе наиболее безопасных — невирусных. Кроме того, наличие зарегистрированных на территории Российской Федерации генно-терапевтического лекарственного препарата («Неоваскулген», ПАО «Институт Стволовых Клеток Человека», Россия) [64] и первого ген-активированного остеопластического материала («Гистографт», ООО «Гистографт», Россия) формирует предпосылки для успешной разработки и внедрения в клиническую практику ген-активированного изделия на основе гидрогеля.
Благодарности
Работа выполнена за счет средств граната Российского научного фонда по контракту № 18-75-10085 от08.08.2018 года.
12. Watanabe T., Ohtsuka A., Murase N., et al. NMR studies on water and polymer diffusion in dextran gels. Influence of potassium ions on microstructure formation and gelation mechanism. Magnetic Resonance In Medicine 1996; 35(5): 697-5.
13. Hennink W.E., Van Nostrum C.F. Novel crosslinking methods to design hydrogels. Advanced Drug Delivery Reviews 2011; 64: 223-6.
14. Nayak S.E., Lyon L. Soft nanotechnology with soft nanoparticles. Angewandte. Chemie. International Edition 2005; 44(47): 7686-8.
15. Deev R.V., Drobyshev A., Bozo I., et al. Ordinary and activated bone grafts: applied classification and the main features. BioMed. Research International 2015; 19.
16. Li J., Mooney D.J. Designing hydrogels for controlled drug delivery. Nat. Rev. Mater. 2016; 1: 1-17.
17. Esmaiel J. Hydrogels for Cell Delivery. Gels 2018; 4(3): 58.
18. Silva A.A., Richard C., Bessodes M., et al. Growth Factor Delivery Approaches in Hydrogels. Biomacromolecules 2009; 10: 9-18.
19. Jin H.L. Injectable hydrogels delivering therapeutic agents for disease treatment and tissue engineering. Biomater. Res. 2018; 22: 27.
20. Xin B., Mingzhu G., Sahla S., et al. Bioactive hydrogels for bone regeneration. Bioact. Mater. 2018; 3(4): 401-17.
21. Luo Y., Wei X., Huang P. 3D bioprinting of hydrogel-based biomi-metic microenvironments. J. Biomed. Mater. Res. B. Appl. Biomater. 2018; 13: 34-40.
22. Kenneth L. Viral Vectors in Gene Therapy. Diseases 2018; 6(2): 42.
23. Григорян A.C., Шевченко К.Г. Возможные молекулярные механизмы функционирования плазмидных конструкций, содержащих ген
VEGF. Клеточная трансплантология и тканевая инженерия 2011; 6(3): 24-8
24. Oh E., Oh J.E., Hong J., et al. Optimized biodegradable polymeric reservoir-mediated local and sustained co-delivery of dendritic cells and oncolytic adenovirus co-expressing IL-12 and GM-CSF for cancer immunotherapy. J. Control Release 2017; 259: 115-27.
25. Sepantafar M., Maheronnaghsh R., Mohammadi H. Engineered Hydrogels in Cancer Therapy and Diagnosis. Trends Biotechnol. 2017; 35(11): 1074-87.
26. Gianluca T., Arianna De Mori., Antero Oliveira., et al. Composite Hydrogels for Bone Regeneration. Materials (Basel) 2016; 9(4): 267.
27. Komatsu K., Shibata T., Shimada A., et al. Cationized gelatin hydrogels mixed with plasmid DNA induce stronger and more sustained gene expression than atelocollagen at calvarial bone defects in vivo. J. Biomater. Sci. Polym. Ed. 2016; 27(5): 419-30.
28. Mulder G., Tallis A.J., Marshall V.T., et al. Treatment of nonhealing diabetic foot ulcers with a platelet-derived growth factor gene-activated matrix (GAM501): results of a phase 1/2 trial. Wound Repair Regen. 2009; 17(6): 772-9.
29. Blume P., Driver V.R., Tallis A.J., et al. Formulated collagen gel accelerates healing rate immediately after application in patients with diabetic neuropathic foot ulcers. Wound Repair Regen. 2011; 19(3): 302-8.
30. Rabbany S.Y., Pastore J., Yamamoto M., et al. Continuous delivery of stromal cell-derived factor-1 from alginate scaffolds accelerates wound healing. Cell Transplant 2010; 19(4): 399-408.
31. Stilhano R.S., Madrigal J.L., Wong K., et al. Injectable alginate hydro-gel for enhanced spatiotemporal control of lentivector delivery in murine skeletal muscle. J. Control Release 2016; 10: 237:42-9.
32. Wegman F., Bijenhof A., Schuijff L., et al. Osteogenic differentiation as a result of BMP-2 plasmid DNA based gene therapy in vitro and in vivo. Eur. Cell Mater. 2011; 15(21): 230-42.
33. Kong H.J., Kim E.S., Huang Y.C., et al. Design of biodegradable hydro-gel for the local and sustained delivery of angiogenic plasmid DNA. Pharm Res. 2008; 25(5):1230-8.
34. Vaughan E.E., DeGiulio J., Dean D. Intracellular trafficking of plasmids for gene therapy: Mechanisms of cytoplasmic movement and nuclear import. Curr. Gene Ther. 2006; 6: 671-81.
35. Mesika A., Kiss V., Brumfeld V., et al. Enhanced intracellular mobility and nuclear accumulation of DNA plasmids associated with a karyophilic protein. Hum. Gene Ther. 2005; 16: 200-208.
36. Haiqing Bai., Gillian M., Schiralli Lester., et al. Cytoplasmic transport and nuclear import of plasmid DNA. Biosci. Rep. 2017; 37(6): 15-30.
37. Li Z., Guan J. Thermosensitive hydrogels for drug delivery. Expert Opinion on Drug Delivery 2011; 8(8): 991-1007.
38. Mastronardi E., Foster A., Zhang X., et al. Smart materials based on DNA aptamers: Taking aptasensing to the next level. Sensors 2014; 14: 3156-71.
39. Soppimath K., Aminabhavi T., Dave A., et al. Stimulus-responsive "smart" hydrogels as novel drug delivery systems. Drug Dev. Ind. Pharm 2002; 28(8): 957-74.
40. Wieland J.A., Houchin-Ray T.L., Shea L.D. Non-viral vector delivery from PEG-hyaluronic acid hydrogels. J. Control Release 2007; 120(3): 233-41.
41. Klumb L.A., Horbett T. Design of insulin delivery devices based on glucose sensitive membranes. J. Control. Release 1992; 18: 59-80.
42. Hu C.H., Zhang X., Zhang L., et al. Temperature- and pH-sensitive hydrogels to immobilize heparin-modified pei/DNA complexes for sustained gene delivery. J. Mater. Chem. 2009; 19: 8982-9.
43. Li D.D., Pan J.F., Ji Q.X., et al. Characterization and cytocompat-ibility of thermosensitive hydrogel embedded with chitosan nanoparticles for delivery of bone morphogenetic protein-2 plasmid DNA. J. Mater Sci. Mater. Med. 2016; 27(8): 134-8.
44. Gojgini S., Tokatlian T., Segura T. Utilizing cellmatrix interactions to modulate gene transfer to stem cells inside hyaluronic acid hydrogels. Mol. Pharm. 2011; 8(5): 1582.
45. Yourek G., Xin X., Reilly G., et al. Infiltration of mesenchymal stem cells into PEGDA hydrogel. Biomed. Mater. Eng. 2014; 24(5): 1803-15.
46. Determan M., Soenke S., Thiyagarajan P., et al. Synthesis and characterization of temperature and pH responsive pentablock copolymers. Macromolecules 2004; 46(18): 6933-46.
47. Madl C.M., Keeney M., Li X. Co-release of cells and polymeric nanoparticles from sacrificial microfibers enhances nonviral gene delivery inside 3d hydrogels. Tissue Eng. Part. C. Methods 2014; 20(10): 798-805.
48. Shepard J.A., Virani F., Goodman A., et al. Hydrogel macroporosity and the prolongation of transgene expression and the enhancement of angio-genesis. Biomaterials 2012; 33: 741.
49. Tokatlian T., Cam C., Segura T. Non-viral DNA delivery from porous hyaluronic acid hydrogels in mice. Biomaterials 2014; 35(2): 825-35.
50. Shin S., Shea L.D. Lentivirus immobilization to nanoparticles for enhanced and localized delivery from hydrogels. Mol. Ther. 2010; 18(4): 700-6.
51. Zhang Y., Zhou Z., Zhu X., et al. A smart gene delivery platform: Cationic oligomer. Eur. J. Pharm Sci. 2017; 105: 33-40.
52. Rafieei A., Riazi-Rad F., Alimohammadian M.H., et al. Hydrogel nanoparticle encapsulated plasmid as a suitable gene delivery system. Tsitol. Genet. 2015; 49(2):16-20.
53. Mashal M., Attia N., Soto-Sánchez C., et al. Non-viral vectors based on cationic niosomes as efficient gene delivery vehicles to central nervous system cells into the brain. Int. J. Pharm. 2018; 552(2): 48-55.
54. Pack D.W., Hoffman A., Pun S., et al. Design and development of polymers for gene delivery. Nat. Rev. Drug. Discov. 2005; 4: 581-93.
55. Akinc A., Thomas M., Klibanov A., et al. Exploring polyethylenimine-mediated DNA transfection and the proton sponge hypothesis. J. Gene. Med. 2005; 7: 657-63.
56. Sonawane N.D., Szoka F., Verkman A. Chloride accumulation and swelling in endosomes enhances DNA transfer by polyamine-DNA polyplexes. J. Biol. Chem. 2003; 278: 44826-31.
57. Lei Y., Rahim M., Ng Q., et al. Hyaluronic acid and fibrin hydrogels with concentrated DNA/pEi polyplexes for local gene delivery. Journal of Controlled Release 2011; 153(3): 255-61.
58. Umebayashi M., Sumita Y., Kawai Y., et al. Gene-Activated Matrix Comprised of Atelocollagen and Plasmid DNA Encoding BMP4 or Runx2 Promotes Rat Cranial Bone Augmentation. Biores. Open Access 2015; 4(1): 164-74.
59. Gonzalez-Fernandez T., Tierney E.G., Cunniffe G.M., et al. Gene Delivery of TGF-ß3 and BMP2 in an MSC-Laden Alginate Hydrogel for Articular Cartilage and Endochondral Bone Tissue Engineering. Tissue Eng. Part A 2016; 22(9-10): 776-87.
60. Wegman F., Geuze R.E. van der Helm Y.J., et al. Gene delivery of bone morphogenetic protein-2 plasmid DNA promotes bone formation in a large animal model. J. Tissue Eng. Regen. Med. 2014; 8(10): 763-70.
61. Shin S., Shea L.D. Lentivirus immobilization to nanoparticles for enhanced and localized delivery from hydrogels. Mol. Ther. 2010; 18(4): 700-6.
62. Balmayor E.R., van Griensven M. Gene therapy for bone engineering. Front Bioeng. Biotechnol. 2015; 3: 9.
63. Sonnet C., Simpson C.L., Olabisi R.M., et al. Rapid healing of femoral defects in rats with low dose sustained BMP2 expression from PEGDA hydrogel microspheres. J. Orthop. Res. 2013; 31: 1597-604.
64. Червяков Ю.В., Староверов И.Н., Власенко О.Н., Бозо И.Я., Исаев А.А., Деев Р.В. Пятилетние результаты лечения больных хронической ишемией нижних конечностей с использованием генной терапии. Ангиология и сосудистая хирургия 2016; 22(4): 38-45.
Поступила: 12.02.2019
