7.35.3.2 Formulaciones poliméricas
El HEMA (Fig. 6) se fabrica polimerizando el monómero de 2-hidroxietil metacrilato con un reticulante como el dimetacrilato de etilenglicol (EGDMA) (Fig. 6). La mayor parte del comportamiento hidrofílico del HEMA se debe a la presencia del grupo hidroxilo (OH) en el extremo del monómero. En este lugar del polímero resultante, se produce un enlace de hidrógeno con las moléculas de agua, lo que hace que éstas sean atraídas hacia la matriz del polímero. El resultado es que las lentes de contacto fabricadas con pHEMA contienen aproximadamente un 40% de agua en estado totalmente hidratado.
Fig. 6. Algunos de los monómeros utilizados en los materiales de lentes de hidrogel convencionales. HEMA, metacrilato de hidroxietilo; NVP, N-vinilpirrolidona; MMA, metacrilato de metilo; Maa, ácido metacrílico; EGDMA, dimetacrilato de etilenglicol; GMA, metacrilato de glicerilo; DMA, N,N-dimetilacrilamida.
Adaptado de Maldonado-Codina, M.; Efron, N. In Contact Lens Practice, 2nd ed.; Efron, N., Ed.; Butterworth-Heinemann/Elsevier: Maryland Heights, MO, 2010; p 75.
Las lentes fabricadas con pHEMA se distribuyeron por primera vez en Europa Occidental en 1962, pero las ventas fueron decepcionantes. En 1965, la National Patent Development Corporation (NPDC) compró a los checos la licencia de los derechos americanos de la tecnología. Posteriormente se vendió a Bausch & Lomb, que en aquella época fabricaba equipos oftálmicos y lentes para gafas. Bausch & Lomb perfeccionó considerablemente el proceso de fundición por rotación de Wichterle y finalmente obtuvo la aprobación de la Administración de Alimentos y Medicamentos (FDA) para sus lentes pHEMA en 1971. Esta vez, las lentes se hicieron rápidamente muy populares: tanto los profesionales como los pacientes disfrutaron de las ventajas de una mayor comodidad, un menor tiempo de adaptación y unos procedimientos de adaptación más sencillos. Con el tiempo, cada vez más empresas desarrollaron sus propias lentes pHEMA; sin embargo, pronto quedó claro que estas lentes no estaban exentas de problemas. La mayoría de estos problemas se derivaban del hecho de que las lentes provocaban hipoxia, pero también eran comunes otros problemas relacionados con la toxicidad de la solución y la espoliación de las lentes.
Los fabricantes de lentes de contacto, por tanto, tenían dos posibles vías a seguir para aumentar la transmisibilidad de oxígeno de las lentes: desarrollar lentes «hiperfinas» o desarrollar materiales con mayor contenido de agua. Fabricar lentes más finas era una tarea relativamente sencilla para los diseñadores de lentes y se lanzaron varias lentes de este tipo, por ejemplo, la lente fina Hydrocurve (Soft Lenses, Inc.) en 1977 y, posteriormente, la serie O3 (Bausch & Lomb). Estas lentes tenían un grosor de entre 0,035 y 0,06 mm, lo que suponía menos de la mitad del grosor de las lentes de pHEMA originales de Bausch & Lomb.
El desarrollo de materiales con un mayor EWC condujo al desarrollo exitoso de copolímeros de HEMA. Una de las primeras copolimerizaciones exitosas fue con N-vinil pirrolidona (NVP) (Fig. 6). La fracción amida (N-C=O) es muy polar y dos moléculas de agua pueden unirse a ella mediante enlaces de hidrógeno. Los copolímeros a base de NVP pierden el tacto resbaladizo del pHEMA y, en consecuencia, pueden resultar bastante gomosos. Estos copolímeros también tienden a tener tasas de evaporación de agua relativamente altas, lo que puede considerarse un problema para la estabilidad y la comodidad de las lentes. Esto se debe a que el grupo amida no retiene el agua con tanta fuerza como un grupo hidroxilo. Además, estos polímeros son significativamente más sensibles a la temperatura que los materiales basados en pHEMA; es decir, sus parámetros tienden a cambiar con el aumento o la disminución de la temperatura. Esto es importante cuando se saca una lente de su envase (a temperatura ambiente de, por ejemplo, 20°C) y se introduce en el ojo (~33°C); es decir, los parámetros de la lente pueden cambiar en el ojo.
Las lentes a base de NVP también se han asociado a un aumento de las reacciones tóxicas en el epitelio corneal -observadas como manchas en la superficie de la córnea, que se observan clínicamente con la ayuda de un colorante de fluoresceína16- y a una disminución del confort cuando se utilizan junto con soluciones que contienen niveles más altos de polihexanida.17,18 Esto no significa que las soluciones a base de polihexanida no puedan utilizarse con lentes que contengan NVP, sino que debe tenerse en cuenta la interacción si aparece cualquier mancha corneal significativa o síntomas de incomodidad, que por lo general pueden tratarse simplemente cambiando la solución por otra que contenga un nivel más bajo de polihexanida o que no contenga polihexanida.
El metilmetacrilato (MMA) es el material con el que se fabrican originalmente las lentes de contacto rígidas, es decir, el PMMA (Fig. 6). Cuando el MMA y el NVP se copolimerizan, se obtiene un material completamente nuevo con características muy diferentes a los copolímeros HEMA/NVP (también conocidos como HEMA/VP). Dependiendo de su composición, las lentes de contacto fabricadas con copolímeros MMA/VP pueden contener entre un 60 y un 85% de agua. El MMA es muy hidrofóbico pero es útil en los hidrogeles para lentes blandas ya que da a los polímeros resultantes una mayor resistencia mecánica.
Otro monómero hidrofílico que se ha utilizado con mucho éxito en los hidrogeles para lentes de contacto es el MAA (Fig. 6). Cuando se añade a una formulación de polímero para lentes blandas, da lugar a una lente blanda con grupos ionizados (cargados negativamente) dentro de la matriz de polímero, lo que permite que la lente absorba más agua. Cuanto mayor sea la cantidad de MAA, mayor será el EWC del polímero resultante. Las cantidades de MAA en la región del 1,5-2,5% aumentarán el contenido de agua de un material HEMA en el rango de contenido medio de agua del 50-60%, permitiendo así que la permeabilidad al oxígeno aumente significativamente.
Una vez que las lentes de HEMA/MAA han sido fabricadas, necesitan ser ionizadas (es decir, se elimina el átomo de hidrógeno en el grupo carboxilo). La conversión del grupo carboxilo (CO2H) en la forma ionizada más hidrofílica (el anión carboxilato, CO2-) produce un aumento del contenido de agua. Esto se suele conseguir lavando las lentes en una solución de bicarbonato sódico o en una solución salina tamponada y se denomina «expansión de la matriz». Lamentablemente, el uso de MAA para aumentar el contenido de agua de un polímero también tiene sus desventajas. Entre ellas se encuentran las siguientes:
Una lente extremadamente sensible a los cambios de tonicidad.19 Los iones Na+ presentes en la solución salina tienen el efecto de «blindar» los aniones carboxilato. En las soluciones hipotónicas (por ejemplo, el agua pura), como estos iones de apantallamiento están presentes en un grado mucho menor, se producirá una mayor repulsión de la cadena, lo que aumenta el hinchamiento de la red y, en consecuencia, el CEE del material. En soluciones hipertónicas, se produce la situación inversa y la red del material se contrae, lo que hace que su CEE disminuya.
Una lente sensible al pH.20 Si el pH de la solución en la que se sumerge la lente disminuye (es decir, la concentración de iones de hidrógeno aumenta), los aniones carboxilato están más blindados y la red se expande menos. Esto provocará una disminución del CEE de la lente.
Un nivel muy significativo de acumulación de proteínas tanto en la superficie de la lente como dentro de la matriz de la misma.21,22 Sin embargo, es la actividad biológica de las proteínas depositadas, como la lisozima, la que se considera más relevante en cuestiones de biocompatibilidad como la conjuntivitis papilar relacionada con las lentes de contacto y la comodidad; es decir, se piensa que la proteína que permanece activa (en lugar de desnaturalizarse) es biocompatible. Se ha comprobado que la proteína depositada en las lentes de HEMA/MAA se desnaturaliza en un grado significativamente menor en comparación con otros materiales de lentes.23
Instabilidad dimensional cuando la lente se desinfecta con calor.
El metacrilato de glicerilo (GMA) es más hidrófilo que el HEMA debido a que el monómero contiene dos grupos hidroxilos (Fig. 6). Este monómero se ha utilizado en materiales para lentes de contacto de dos maneras principales. El primer método ha utilizado GMA en combinación con MMA para producir materiales que tienen contenidos de agua en el rango de 30-42%. Se cree que estos materiales son más rígidos y resistentes que los hidrogeles de pHEMA, pero su permeabilidad al oxígeno no es ideal para su uso en el ojo.
El segundo método ha consistido en utilizar GMA en combinación con HEMA para producir un material de lente de contacto con alto contenido en agua y no iónico (se ha conseguido hasta un ~70%). Se dice que estas lentes de contacto son «biomiméticas», es decir, se afirma que mejoran la biocompatibilidad imitando las propiedades hidrofílicas de la mucina. Los fabricantes también sugieren que estas lentes muestran una baja tasa de deshidratación y una rápida tasa de rehidratación, es decir, que tienen buenos ‘ratios de equilibrio de agua’. Además, se cree que los materiales son relativamente resistentes a los depósitos y parecen ser relativamente insensibles a los cambios de pH en el rango de pH 6-10. Un ejemplo de este tipo de lentes es el material hioxifilcon A utilizado en las lentes Clear 1 Day fabricadas por Clearlab. Otro ejemplo de lente «biomimética» es la lente Proclear (Coopervision), que contiene fosforilcolina (PC) y HEMA. Se dice que la PC imita la química natural de las membranas celulares.