María Fernanda Barbosa O. OD ¹,
Natalia Andrea Camargo G. OD²,
Diana V. Rey-Rodriguez PhD. ³

^1-2 Optómetra Universidad El Bosque

³ Docente Investigadora Universidad El Bosque

Resumen:

El estudio de la superficie ocular permite la identificación de los mecanismos de liberación farmacológica a través de lentes de contacto blandos. La incorporación de vehículos poliméricos con características versátiles en el lente de contacto hace posible la administración sostenida y prolongada de medicamentos como antiglaucomatosos, antibióticos y antinflamatorios. Asimismo, las propiedades y las características hidrofílicas e hidrofóbicas del material determinan la estabilidad, distribución y tiempo de liberación del fármaco. Esta revisión destaca aspectos anatómicos y fisiológicos, características de los materiales, modelos de liberación y su aplicación en el tratamiento de patologías oculares.

Palabras claves: Lentes de contacto, drogas, materiales, liberadores de fármacos.

Introducción

En la eficacia de la administración convencional de medicamentos de uso oftálmico intervienen mecanismos fisiológicos de defensa como el parpadeo, drenaje naso lagrimal, degradación metabólica, capacidad de dilución de las lágrimas y reducción de la absorción en la conjuntiva y en el epitelio corneal, lo cual podría reducir la acción del medicamento (1). Asimismo, situaciones relacionadas con incumplimiento y olvido del paciente, dificultad en la administración, riesgo de contaminación, son algunos factores que podrían retrasar la recuperación en los tratamientos farmacológicos (2-3).

Por lo anterior, se ha propuesto lentes de contacto de uso terapéutico para la administración de fármacos de forma controlada y sostenida (1). Actualmente más de 125 millones de personas en el mundo son usuarios de lentes de contacto siendo el mayor uso de tipo correctivo. Sin embargo, desde hace más de cincuenta años se ha identificado la utilidad de los lentes de contacto como vehículo para la liberación de productos farmacológicos a nivel ocular, en donde la biodisponibilidad del fármaco puede aumentar hasta en un 50%, minimizar efectos secundarios sistémicos, reducir la dosis y frecuencia de aplicación, aumentando la eficacia y cumplimiento terapéutico (1).

Los métodos empleados para la administración de fármacos buscan modificar la estructura clásica del material para permitir la liberación controlada del fármaco, estos métodos incluyen encapsulación polimérica o de nano partículas, administración de β-ciclo dextrina e impresión molecular, remojo en solución, escudos de colágeno para la administración de antibióticos, uso de vitamina E como barrera de difusión para mejorar el perfil de liberación de los fármacos, entre los más destacados (3-4).

El propósito de esta revisión fue destacar los métodos empleados para la liberación farmacológica ocular a través del uso de lentes de contacto, asimismo identificar la utilidad terapéutica en enfermedades de la superficie ocular.

Lentes de contacto como terapia farmacológica

Los lentes de contacto se propusieron como método de administración ocular de fármacos con los primeros prototipos de lentes de contacto blandos desde hace casi 50 años (5), pero solo a partir del año 2000 se implementaron metodologías específicas para la carga de fármacos y la liberación controlada (3). En la actualidad cerca del 90% de los fármacos administrados de manera tópica ocular se presentan como soluciones o suspensiones (6). Sin embargo, varios factores influyen en la eficacia de estas formulaciones, entre ellas se encuentran: baja biodisponibilidad, cumplimiento deficiente y limitada permanencia del fármaco en la superficie ocular (1)(7). La baja biodisponibilidad ocular se traduce en concentraciones del fármaco más altas lo que puede generar toxicidad en la córnea. Es por esto que aumenta la necesidad de desarrollar nuevos mecanismos para liberación farmacológica y tratar así afecciones oculares.

Un suministro óptimo de fármacos oculares necesita superar las dificultades que muestran los colirios, teniendo en cuenta que estos deben mantener todos los requisitos respecto a las propiedades físicas, farmacocinética y farmacodinámica. El mecanismo debe ser altamente biocompatible, fácil de administrar, cómodo y en lo posible no generar efectos adversos sobre la visión o las funciones oculares normales como el parpadeo. El diseño de lentes de contacto medicados ha experimentado un enorme avance para el desarrollo de tecnologías que permiten la administración de cantidades suficientes de fármacos sin comprometer las propiedades ópticas y la biocompatibilidad de los lentes de contacto, y la regulación de los patrones de liberación de fármacos durante el tiempo deseado (5).

Los materiales de lentes de contacto son empleados para injertar, encapsular o modificar la estructura clásica para lograr la distribución y liberación farmacológica (4). Aunque en la actualidad los lentes en hidrogel de silicona son los más adaptados debido a los altos niveles de oxigenación corneal, los lentes de hidrogel continúan en el mercado debido a sus propiedades hidrofílicas y comodidad durante el prte.

Película lagrimal como vehículo de liberación

La anatomía para la administración de fármacos oftálmicos es importante ya que el ojo está recubierto con una película lagrimal precorneal, además de un alto índice de refracción que contribuye a mantener una interface entre epitelio y lagrima, la cual mantiene hidratada la córnea y facilita el transporte a través de la misma (9).

Al colocar el lente de contacto la película lagrimal se divide en dos, la película lagrimal pre-lente (PLTF) y la película lagrimal posterior al lente o película lagrimal preocular (POLTF). Esta doble superficie facilita el intercambio lagrimal favoreciendo la oxigenación corneal, lo cual permitiría la liberación sostenida de un medicamento hacia la córnea (9).

La película lagrimal humana contiene aproximadamente 6–7 μL de líquido para formar un espesor de 7-10 μm. Después de la inserción de un lente de contacto, El PLTF, tiene exposición directa al aire, mientras que el POLTF se encuentra entre la córnea y el segmento posterior del lente de contacto. El fármaco en el lente de contacto es liberado tanto en el PLTF como en el POLTF (10).

La concentración liberada en el POLTF llega a la córnea y el movimiento constante del lente con el parpadeo puede mejorar el transporte radial. El fármaco liberado dentro de la córnea se distribuye hasta el segmento anterior para el tratamiento de afecciones oculares a través de la ruta corneal. Inversamente, el fármaco liberado desde el lente de contacto al PLTF se absorbe predominantemente en la conjuntiva, ingresando en el segmento posterior y la circulación sistémica, o se drena a través de los canalículos (10).

Un lente de contacto con un principio activo libera principalmente el fármaco en la película lagrimal posterior al lente. Dado que la rotación de esta película ocurre lentamente, se pueden alcanzar mayores niveles de fármaco, lo que promueve la penetración en la córnea. La cantidad liberada hacia la capa exterior de la película lagrimal (pre-lente) es de aproximadamente 5 veces menor, debido a los períodos secos de la cara anterior del lente de contacto durante el intervalo de parpadeo (11).

Los lentes de contacto pueden mejorar la biodisponibilidad ocular hasta en un 50%. En algunos casos, una mejor liberación del medicamento administrado puede incluso permitir disminuir la dosis requerida para lograr el efecto terapéutico deseado. La liberación sostenida de dosis más bajas también debería contribuir a reducir la absorción sistémica y, por lo tanto, los efectos adversos (12).

Modelos de liberación farmacológica en L.C

Los modelos presentados por Li y Chauhan indican que las absorciones del fármaco por el lente de contacto son 35 veces más efectivas que los colirios (13). Asimismo, señalan que un lente de contacto impregnado con el fármaco, no puede liberarse durante un período de tiempo prolongado. Liberar demasiado medicamento en periodos cortos de tiempo puede generar toxicidad, y un tratamiento podría requerir más de un solo lente de contacto por día. Por lo tanto, si se prolonga la duración de la liberación de un agente terapéutico farmacológico sobre un lente de contacto contribuiría a reducir la toxicidad (8). Asimismo, Hillman et al. Sugieren que la liberación farmacológica a través del lente de contacto es 33 veces más eficiente que la presentación en colirios (13).

Vitamina Lipofilica

Varios estudios han demostrado que la carga de vitamina E lipofílica en lentes de contacto de hidrogel e hidrogel de silicona ha sido beneficiosa en la administración de fármacos oculares. Se ha demostrado que los lentes en silicona impregnados con Vitamina E, exhiben un mejor tiempo de duración para la liberación de medicamentos como timolol, fluconazol y dexametasona, al parecer se cree que la vitamina E lipofílica forma agregados lipídicos muy pequeños, que fácilmente podrían distribuirse en el material del lente de contacto mejorando la retención de los fármacos. La vitamina A también ha sido evaluada in vitro encontrando que en general las cargas lipofílicas, mejoran la administración ocular del fármaco a través de lentes de contacto de diferentes materiales (14).

Antiglaucomatosos

Se ha empleado lentes de contacto para la liberación de latanoprost como tratamiento de glaucoma. Se ha encapsulando el ácido lactico-co-glicolico en methafilcon mediante polimerización con luz ultravioleta. Los análisis identificaron una rápida liberación, seguido de una liberación sostenida durante un mes siendo seguro en cultivos celulares y estudios en animales (1).

Antibióticos

Ciprofloxacina ha sido inoculada en lentes de contacto a través de fluorocarbono en el material, se ha exhibido actividad antimicrobiana contra pseudomona aeruginosa in vivo e in vitro, sin observar fototoxicidad en las células epiteliales corneales humanas (15).

Antiinflamatorios

A través de nano partículas se ha evaluado la liberación de antinflamatorios como la dexametasona y la prednisolona. A diferencia de fármacos hidrofílicos como el timolol, los fármacos hidrofóbicos como los antiinflamatorios son más difíciles de liberar en materiales de lentes de contacto hidrofílicos como el HEMA. Se ha demostrado una liberación continua y una mayor biodisponibilidad de la dexametasona administrada a través de lentes de contacto con relación al uso de gotas oculares (16). Asimismo, con la prednisolona se ha identificado invitro un 10,8% de liberación acumulada durante 24 horas, esta liberación prolongada se atribuye a la dificultad de romper las nano partículas en la matriz del lente como barrera de difusión (17). Sin embargo, se ha indicado que a medida que se incorporan estas nano partículas al material, la transparencia del lente de contacto se reduce, lo cual podría intervenir en la calidad visual del usuario. Antimicóticos

La natamicina es un medicamento indicado para la queratitis micótica, pero su efectividad depende de la administración frecuente en intervalos de una o dos horas durante una semana. La natamicina administrada a través de lentes de contacto sigue siendo un desafío debido a la baja solubilidad que tiene con el agua, se ha descrito la liberación del fármaco encapsulado en nano partículas poliméricas de Poli (D, L – lactida)- dextrano (NP Dex b-PLA) en diferentes materiales hidrofílicas e hidrofóbicas. Se identificó una mejor liberación del fármaco en materiales de DMAA (Di-metilmetaacrilato) (18).

Conclusiones

Las nano partículas y la vitamina lipofílica han sido frecuentemente utilizadas como vehículo de encapsulación que facilita la permanencia y liberación de fármacos empleados para el tratamiento de glaucoma y de infecciones oculares. Se requieren más estudios para comprender las diferencias entre los materiales de lentes de contacto hidrofílicos e hidrofóbicos y la eficacia en el mecanismo de liberación farmacológica.

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