Nuevos sistemas de gelificación in situ en preparados oftalmológicos

Concepción Renedo Laguna TFG Nuevos sistemas de gelificación in situ en preparados oftálmicos Facultad de Farmacia Departamento de Farmacia y Tecnología Farmacéutica macFarmacéutica UNIVERSIDAD DE SEVILLA FACULTAD DE FARMACIA TRABAJO FIN DE GRADO DOBLE GRADO DE FARMACIA Y ÓPTICA Y OPTOMETRÍA NUEVOS SISTEMAS DE GELIFICACIÓN IN SITU EN PREPARADOS OFTÁLMICOS Concepción Renedo Laguna Sevilla, julio del 2018 Departamento de Farmacia y Tecnología Farmacéutica Tutor: José Ignacio Pérez Martínez Revisión Bibliográfica 1 RESUMEN: La administración de principios activos mediante la vía tópica ocular supone una disminución considerable de su biodisponibilidad (drenaje naso lacrimal, mecanismos de defensa del ojo como el parpadeo y paso a circulación sistémica), que se traduce en un efecto terapéutico escaso y corto. Actualmente, se están estudiando como nueva alternativa para la vía tópica ocular los sistemas de gelificación in situ. Son sistemas de liberación de fármaco que están en fase líquida antes de su administración en el ojo, y que se transforman en gel tras la instilación. Este mecanismo depende de diferentes parámetros como la temperatura, presencia de iones o alteración del pH. Estos sistemas se basan en la utilización de polímeros llamados “estímulo sensible” o “polímeros inteligentes”, dependientes de las condiciones fisicoquímicas del entorno. La gelificación implica un aumento de la viscosidad y, por lo tanto, un aumento de la resistencia al drenaje naso lacrimal. Esto los convierte en sistemas de liberación controlada que consiguen prolongar la acción local del principio activo. En comparación con los sistemas de liberación convencionales presentan las siguientes ventajas: menor frecuencia de la administración de dosis y mayor adherencia terapéutica por parte del paciente. Este trabajo fin de grado consiste en una revisión bibliográfica detallada de los principales polímeros utilizados en estos sistemas. Se ha recopilado información acerca de las concentraciones optimas de cada polímero. Asimismo, se ha observado como varios autores prefieren la asociación de diferentes materiales poliméricos con el fin de mejorar sus propiedades reológicas y como este efecto sinérgico se traduce en diferentes preparados comerciales. Para su realización se han consultado varios artículos obtenidos de bases de datos científicas, capítulos de libros y páginas webs de instituciones oficiales como la Agencia Española de Medicamentos y Productos Sanitarios. PALABRAS CLAVE: gelificación in situ, polímeros, ocular, colirio, liberación controlada 2 ABSTRACT: The administration of drugs through the ocular topical route supposes a considerable reduction of its bioavailability (naso-lacrimal drainage, protection mechanisms of the eye such as blinking and loss towards systemic circulation), which translates into a short therapeutic effect. Currently, in situ gelling systems are being studied as a new alternative for the ocular topical route. They are drug controlled release systems that are in liquid phase before their administration in the eye, and which are transformed into gel after instillation. This mechanism depends on parameters such as temperature, presence of ions or alteration of pH. These systems are based on the use of polymers called "intelligent polymers", depending on the physicochemical conditions of the environment. The gelation involves an increase in viscosity and, therefore, an increase in resistance to naso-lacrimal drainage. This converts them into controlled release systems that prolongs the local action of drugs. Compared with conventional delivery systems, they have the following advantages: lower frequency of dose administration and greater therapeutic adherence by the patient. This final degree project consists of a detailed bibliographic review of the main polymers used in these systems. Information has been gathered about the optimal concentrations of each polymer. Likewise, it has been observed how several authors prefer the association of different polymeric materials in order to improve their rheological properties and how this synergistic effect is translated into different commercial preparations. For its realization, several articles obtained from scientific databases, book chapters and websites of official institutions such as Agencia Española de Medicamentos y Productos Sanitarios have been consulted. KEY WORDS: in situ gelling systems, polymers, ocular delivery, droppable gel, controlled release 3 ÍNDICE 1. INTRODUCCIÓN…………………………………………………………………………………………… 5 1.1. Administración de fármacos por vía tópica oftálmica. Características biofarmacéuticas y farmacocinéticas…........................................................ 5 1.1.1 Factores que modifican la biodisponibilidad en la administración tópica ocular………………………………………………………………………………………………… 5 1.1.2 Penetración Corneal.………………..………………………………………………………… 6 1.1.3 Penetración Conjuntival.……………………………………………………………………… 7 1.1.4 Distribución y eliminación…………………………………………………………………… 8 1.2. Hidrogeles: Nuevas formulaciones oftálmicas por vía tópica…….……………… 8 2. OBJETIVOS DE LA REVISIÓN………………………………………………………………………… 10 3. METODOLOGÍA…………………………………………………………………………………………… 10 4. RESULTADOS Y DISCUSIÓN…………………………………………………………………………. 11 4.1. Gelificación sensible a la presencia de iones…….……………………………………… 11 4.1.1. Goma gellan………………………………………………………………………………………. 11 4.1.2. Alginato de sodio……………………………………………………………………………….. 14 4.2. Gelificación sensible a la temperatura…….………………………………………………… 18 4.2.1. Polímeros naturales y derivados…………………………………………………………. 19 4.2.1.1. Celulosa y derivados……………………………………………………………….. 19 4.2.1.2. Xiloglucan……………………………………………………………………………….. 20 4.2.2. Polímeros sintéticos…………………………………………………………………………….. 20 4.2.2.1. Nisopropilacrilamida……………………………………………………………… 21 4.2.2.2. Poloxamer……………………………………………………………………………….. 21 4.3. Gelificación sensible al pH………………………………………………………………………… 27 4.3.1. Polímeros naturales o semisintéticos…………………………………………………… 27 4.3.1.1. Quitosano………………………………………………………………………………… 27 4.3.1.2. Hidroxipropil goma guar ………………………………………………………… 28 4.3.2. Polímeros sintéticos……………………………………………………………………………. 30 4.3.2.1. Carbómeros……………………………………………………………………………. 30 5. CONCLUSIONES……………….…………………………………………………………………………… 34 6. BIBLIOGRAFÍA………………………………………………………………………………………………. 36 4 ÍNDICE DE FIGURAS Figura 1. Estructura química de Goma gellan…………………………………………………………… 11 Figura 2. Timoptic XE®……………………………………………………………………………………………… 12 Figura 3. Timolol GFS………………………………………………………………………………………………… 13 Figura 4. Estructura química de Alginato de sodio……………………………………………………. 14 Figura 5. Cartens®……………………………………………………………………………………………………. 15 Figura 6. ArteOptic®………………………………………………………………………………………………... 15 Figura 7. Curvas de disolución de levofloxacino liberado (%CDR) frente al tiempo de las 4 soluciones preparadas (Mahesh et al; 2012)……………………… 17 Figura 8. Estructura química de la celulosa…………………………………………………………….. 19 Figura 9. Estructura química de Xiloglucan…………………………………………………………….. 20 Figura 10. Estructura química de N-isopropilacrilamida…………………………………………. 21 Figura 11. Estructura química de poloxamer………………………………………………………….. 21 Figura 12. Esquema de gelificación formando micelas de poloxamer (Ramya et al; 2013)………………………………………………………………………………………………… 22 Figura 13. Imágenes obtenidas mediante microscopio de escaneo criogénico de electrones, de izquierda a derecha: solución 1 (hidrogel de poloxamer al 18%), solución 2 (hidrogel de poloxamer 18% y 0,1% goma gellan) y solución 3 (hidrogel de poloxamer 18% y 0,3% goma gellan) (Dewan et al., 2017)……… 26 Figura 14. Azasite®………………………………………………………………………………………………… 26 Figura 15. Estructura química de quitosano………………………………………………………….. 27 Figura 16. Estructura química de la goma guar…………………………………………………….. 28 Figura 17. Systane®………………………………………………………………………………………………. 29 Figura 18. Estructura química del carbómero……………………………………………………….. 30 Figura 19. Besivance®…………………………………………………………………………………………… 32 Figura 20. BromSite®……………………………………………………………………………………………. 33 ÍNDICE DE TABLAS Tabla 1. Composición cualitativa de Timoptic XE®………………………………………………………… 12 Tabla 2. Composición cualitativa de Timolol GFS®……………………………………………………….. 13 Tabla 3. Composición de Cartens®………………………………………………………………………………. 15 Tabla 4. Composición cualitativa de ArteOptic®………………………………………………………….. 15 Tabla 5. Porcentaje de liberación de pilocarpina en las 3 formulaciones preparadas (Lin et al; 2004)..…………………………………………………………………………. 16 Tabla 6. Porcentaje de fármaco liberado in vitro en el preparado comercial y la solución F4 (Mahesh et al; 2012)……………………………………………………………... 17 Tabla 7. Comparación del porcentaje de fármaco liberado en los tres tipos de soluciones (Liu et al; 2010)……………………………………………………………………………… 18 Tabla 8. Resultados obtenidos por Dewan et al. 2017…………………………………………………. 25 Tabla 9. Composición cualitativa de Azasite®……………………………………………………………… 26 Tabla 10. Composición cualitativa de Systane® gel drops…………………………………………… 29 Tabla 11. Composición cualitativa de Besivance®………………………………………………………. 32 Tabla 12. Composición cualitativa de BromSite®……………………………………………………….. 33 5 1. INTRODUCCIÓN 1.1. Administración de fármacos por vía tópica oftálmica. Características biofarmacéuticas y farmacocinéticas La administración tópica es la primera línea de tratamiento en la mayoría de los casos pues es la más cómoda para el paciente y la menos invasiva. Sin embargo, esta vía en general conlleva una baja biodisponibilidad ocular cuando se requiere que la sustancia activa llegue al interior del globo ocular. En el campo de la terapéutica ocular, la administración de fármacos por vía tópica supone un desafío. Por un lado, se busca evitar el efecto de drenaje producido por el pestañeo y la secreción lacrimal que resulta en la eliminación del fármaco y por otro, atravesar las barreras de protección del ojo. La realidad es que la anatomía y fisiología ocular limitan la penetración del fármaco, reduciéndolo a un 3-5% de la dosis administrada (Álvarez-Lorenzo y Concheiro-Nine, 2002). 1.1.1. Factores que modifican la biodisponibilidad en la administración tópica ocular La Biodisponibilidad constituye la dosis de fármaco que llega al lugar de acción o biofase. Es importante conocer los factores que pueden modificar la biodisponibilidad de las sustancias administradas por esta vía ya que la eficacia terapéutica de la formulación farmacéutica puede verse comprometida. - La función de protección de la superficie ocular, que impide la entrada de cualquier agente extraño hacia el interior del ojo provoca que la cantidad de fármaco susceptible de atravesar la córnea sea muy inferior a la dosis administrada. Uno de los mecanismos de protección más importantes es el parpadeo. La superficie ocular es continuamente limpiada a través del parpadeo. la frecuencia varía de una persona a otra, pero la media es de 20 parpadeos/ min (Destruel et al; 2017). - La película lagrimal está compuesta por las lágrimas basales que fluyen constantemente y por las lágrimas reflejas que son secretadas en presencia de estímulos. - El lagrimeo reflejo ocasionado por el estímulo de la instilación de la formulación diluye la concentración de la sustancia activa administrada. Puede darse en torno a 30-40 segundos después de la instilación del preparado. El volumen secretado de lágrima depende de la irritación producida durante la administración y varía entre 3 l/min a 0,4 ml/min este proceso fisiológico provoca una disminución de la biodisponibilidad del fármaco (Andrés et al. 2013). 12 proporción molecular 2:1:1. Es un polímero con unidad de repetición tetrasacárida (Liu et al., 2010). Químicamente se trata de un hidrocoloide soluble en agua e insoluble en etanol. Su apariencia en seco es la de un polvo blanco. Cuando se añaden cationes tales como potasio, calcio, magnesio y/o sales de sodio, la dispersión de la goma forma geles reversibles. Anteriormente se utilizaba como aditivo en alimentación (E-418) y actuaba como estabilizador y agente gelificante. A pesar de su origen microbiano resulta ser muy segura y eficaz cuando se utiliza en humanos, por lo que resulta ser un polímero de gelificación in situ muy interesante y se ha estudiado en profundidad debido a su biocompatibilidad y baja citotoxicidad. La solución acuosa de goma gellan presenta baja viscosidad y muestra muy buenas propiedades de flujo. Sin embargo, se convierte en un gel firme y estable cuando entra en contacto con el fluido lagrimal. El mecanismo de gelificación se da por la formación de enlaces entre las hélices del polisacárido cargadas negativamente y los cationes mono y divalentes de la lágrima (Ca+2, K+, Na+). En las condiciones iónicas de las lágrimas se forma una red tridimensional mediante enlaces entre cationes y cargas negativas del polímero y puentes de hidrógeno con el agua presente en la lágrima (Destruel et al; 2017). Algunos estudios aseguran que la gelificación se produce mejor cuando hay mayor concentración de cationes divalentes como Mg+2 y Ca+2 en lágrima. Sin embargo, también se ha comprobado que una alta concentración de sodio en el fluido lagrimal (2,6 g/L) es suficiente para inducir la gelificación (Agrawal et al; 2012). La goma gellan se comercializa como Gelrite®, que es el polisacárido natural deacetilado. Se ha utilizado como excipiente de liberación controlada en el producto comercial Timoptic XE® para el tratamiento del glaucoma (Liu et al., 2010). Debido a la liberación sostenida del fármaco, Timoptic XE® se administra una vez al día mientras que otros preparados anti glaucomatosos deben instilarse como mínimo dos veces al día siendo más tedioso para el paciente. Tabla 1. Composición cualitativa de Timoptic XE® Timoptic XE® Maleato de Timolol Principio activo Goma gellan Vehículo. Polímero de gelificación in situ Trometamina Sistema tampón Manitol Agente osmótico Bromuro de dimetil dodecil-bencil-amonio Conservante Agua para inyectables Vehículo Figura 2. Timoptic XE® 13 Otro preparado comercial parecido al anterior es Timolol GFS®. Al entrar en contacto con la superficie ocular, Timolol GFS® se convierte en un gel. La goma xantano es un polisacárido de alto peso molecular que gelifica en presencia de lisozima (enzima presenta en la lágrima). Se disponen de un amplio número de investigaciones donde se utiliza Gelrite® como vehículo de liberación de fármaco (Carlfors et al; 1998; Krauland et al; 2010; Ameeduzzafar et al; 2017). La discusión se restringirá a los descubrimientos más interesantes. Los dos requisitos más importantes en un gel de formación in situ son la capacidad de gelificación y viscosidad óptima. El objetivo es que el preparado presente una viscosidad óptima para que sea fácil de administrar en forma de gotas y que a la vez entre en transición de fases de líquido a gel rápidamente al interaccionar con los iones de la lágrima. Estas características dependen de la concentración del polímero gelificante. Recientemente se han realizado numerosos estudios para determinar cuál es la concentración adecuada de goma gellan en las preparaciones de gelificación in situ. Uno de ellos es el llevado a cabo por Sun y Zhou en 2018. En su última investigación desarrollan un sistema de liberación controlada de brinzolamida vehiculizada en goma gellan (GG) cuyo objetivo principal es disminuir la frecuencia de las dosis y evitar las reacciones adversas. Sun y Zhou establecen que la concentración óptima del GG debería ser 0,5% p/v. Estos resultados coinciden con los presentados por Dewan y colaboradores en 2017. En los preparados de gelificación in situ en solución con fluido lagrimal la liberación del fármaco ocurre durante más de 12 horas después de su administración debido al mecanismo de liberación controlada. La gelificación promueve la retención del principio activo y aumenta la biodisponibilidad. A mayor Timolol GFS® Maleato de Timolol Principio activo Goma Xantano Vehículo. Polímero de gelificación in situ Trometamina Sistema tampón Ácido bórico Conservante/sistema tampón Manitol Agente osmótico Bromuro de benzododecinio Conservante Polisorbato 80 Demulcente/lubricante Agua para inyectables Vehículo Figura 3. Timolol GFS® Tabla 2. Composición cualitativa de Timolol GFS® 14 concentración de goma gellan, menor resulta ser la velocidad de liberación del fármaco (Sun y Zhou, 2018). El test Draize se utiliza para evaluar en conejos la irritación ocular que se produce al aplicar tanto la solución comercial de brinzolamida como los geles in situ y una solución salina como control. Se demostró que los preparados de gelificación in situ no alteran los tejidos oculares de los conejos y que son menos irritantes que la solución comercial de brinzolamida. Con la solución de brinzolamida la presión intraocular se reduce un 27% durante la primera hora tras la administración, pero rápidamente vuelve a su valor original (21,2mmHg) después de 6 horas. Sin embargo, la presión intraocular en los conejos tratados con preparado de gel in situ de brinzolamida presenta una leve disminución del 18,2% durante la primera hora tras la administración y va incrementándose poco a poco su valor. 6 horas después de su administración la presión intraocular presenta un valor de 18,6 mmHg (Sun y Zhou, 2018). Es decir, los estudios farmacodinámicos muestran que la reducción de la presión intra ocular en los conejos tratados con la solución de gel in situ es mayor que en los conejos tratados con la solución de brinzolamida. 4.1.2. Alginato de Sodio El alginato es un polisacárido natural extraído de las algas Diatomeas. Pertenece a una familia de polímeros lineales y está compuesto por residuos de β-D ácido Manurónico y α-L ácido Glucurónico. Las características de los hidrogeles de alginato como la fuerza mecánica y la porosidad dependen de la composición del gel, tipo de enlace iónico y concentración y viscosidad de la solución. El alginato es altamente hidrofílico, biocompatible y bastante económico por lo que es muy utilizado en sistemas de liberación de fármacos. Se produce la formación de hidrogeles estables en presencia de cationes divalentes a bajas concentraciones. El mecanismo de gelificación se basa en la interacción iónica entre los cationes y el grupo funcional carboxilo cargado negativamente presente en los residuos de ácido glucurónico de las cadenas poliméricas (Lin et al; 2004). En el proceso de gelificación se forma una red tridimensional debido a la preferencia de los iones de calcio por las fracciones de glucurónico. Cuando la concentración de ácido glucurónico en el hidrogel de alginato supera el 65% se ha comprobado que gelifica de forma instantánea y disminuye la velocidad de liberación del fármaco en comparación con otros hidrogeles de alginato donde el contenido en ácido glucurónico sea menor (Agrawal et al; 2012). Figura 4. Estructura química de Alginato de sodio 15 Como ejemplos de preparados comercializados, Cartens® y ArteOptic® son sistemas de gelificación in situ vehiculizados en ácido algínico. El principio activo es clorhidrato de carteolol, una beta bloqueante utilizado en el tratamiento del glaucoma. Debe aplicarse 1 gota al día en el ojo afectado. Las siguientes tablas muestran su composición. Tabla 3. Composición de Cartens® Cartens® Clorhidrato de carteolol 1,0 g Principio activo Ácido algínico 1,0 g Vehículo. Polímero de gelificación in situ. Cloruro de sodio 0,124 g Agente isotonizante Fosfato de sodio diácido dihidrato 0,790 g Sistema tampón. Cloruro de benzalconio 0,010g Conservante Solución de hidróxido de sodio al 10% p/v Ajuste de pH Agua purificada Vehículo ArteOptic® Hidrocloruro de carteolol Principio activo Ácido algínico Vehículo. Polímero de gelificación in situ Cloruro de benzalconio Conservante Dihidrogenofosfato de sodio dihidrato Sistema tampón Fosfato de sodio dodecahidrato Sistema tampón Hidróxido de sodio Ajuste de pH Cloruro de sodio Agente isotonizante Agua purificada Vehículo Figura 5. Cartens® Figura 6. Arteoptic® Tabla 4. Composición cualitativa de ArteOptic® 16 Se han realizado numerosos estudios sobre el alginato de sodio en el campo de la liberación ocular de fármacos, obteniéndose conclusiones bastante interesantes. Por ejemplo, el sistema de gelificación in situ de alginato al 2% con alto contenido en glucurónico parece ser un excelente vehículo para la liberación prolongada de pilocarpina. Concentraciones menores al 2% no formaban un gel estable y firme in situ (Lin et al; 2004). Para estudiar su eficacia en combinación con otros polímeros, Lin et al. prepararon una solución de Pluronic® al 14% y alginato al 0,1% y compararon las propiedades reológicas tanto de la mezcla como de las soluciones de Pluronic® al 14% y alginato al 2% por separado. En cuanto a la velocidad de liberación de fármaco, la mezcla presenta mejores resultados que las soluciones simples. Tabla 5. Porcentaje de liberación de pilocarpina en las 3 formulaciones preparadas (Lin et al; 2004) Formulaciones % de pilocarpina liberada 2% de alginato de sodio 77% tras 15 min 100% tras 90 min 14% Pluronic® 21% tras 15 min 100% tras 4 h 0,1% alginato de sodio / 14% Pluronic® 12% tras 15 min 90% tras 6 h Estos resultados muestran que el sistema de combinación de polímeros retiene mejor la pilocarpina que las soluciones individuales. También se han utilizado promotores de viscosidad como la hidroxipropilmetil celulosa (HPMC) para mejorar las características de gelificación del alginato como vehículo de levofloxacino, un antibacteriano de amplio espectro (Mahesh et al; 2012). Se prepararon 4 soluciones con una concentración de HPMC del 1% y 0,25%, 0,5%, 0,75% y 1% de alginato de sodio. Como era de esperar, se observó que, a mayor concentración de alginato, mayor era la viscosidad de la solución. En la figura 1 se muestran los estudios de liberación de fármaco in vitro para las formulaciones ensayadas. Como puede observarse, la solución que contenía el 1% de alginato (F4) tenía el mejor perfil de liberación de fármaco pues lo retenía durante 8 horas (Mahesh et al; 2012). 17 Figura 7. Curvas de disolución de levofloxacino liberado (%CDR) frente al tiempo de las 4 soluciones preparadas Además, Mahesh et al compararon la formulación 4 que era la que mejor características presentaba con un preparado comercial convencional para comprobar que realmente se trataba de un sistema novedoso. El perfil de liberación de fármaco de ambas se muestra en la siguiente tabla: Tabla 6. Porcentaje de fármaco liberado in vitro en el preparado comercial y la solución F4 (Mahesh et al; 2012) Preparado comercial convencional Solución F4 (1% alginato/1% HPMC) 60 min. Tras administración 41,69% fármaco liberado 33,98% fármaco liberado 180 min tras administración 99,35% fármaco liberado 51,16% fármaco liberado Observando los valores presentados en la tabla, se concluye que la solución compuesta por 1% de HPMC y 1% de alginato de sodio presenta el comportamiento adecuado para ser utilizado como vehículo en un sistema de gelificación in situ de liberación prolongada de levofloxacino en vía tópica ocular. Es interesante señalas como en 2010 Liu y colaboradores diseñaron una formulación compuesta por Gelrite® y alginato de sodio (0,2% y 0,6% respectivamente). Además, prepararon dos soluciones de ambos polímeros por separado y establecieron que la concentración óptima de 18 Gelrite® como vehículo de un sistema de gelificación in situ era 0,3% (coincidiendo con el estudio llevado a cabo por Dewan et al; 2017) y que la de alginato era 1,4%. Evaluaron las propiedades reológicas, la liberación de fármaco in vitro y la cinética del fármaco in vivo de las tres soluciones. Todas las soluciones de Gelrite® presentan mayor viscosidad que las de alginato. La viscosidad de la solución polimérica puede ser incrementada con la combinación de las dos soluciones individuales. Con la combinación de ambas se consigue una firmeza del gel similar, pero con menor concentración de ambos polímeros y con mayor viscosidad, que disminuye la pérdida del fármaco durante la instilación. En la tabla 4 se resumen los aspectos más significativos del estudio. Tabla 7. Comparación del porcentaje de fármaco liberado en los tres tipos de soluciones (Liu et al; 2010) Solución del alginato 1,4% Solución de Gelrite® 0,3% Solución 0,2% Gelrite®/ 0,6% alginato Tras 1 hora 73,6% de fármaco liberado 47,2% de fármaco liberado 29,8% de fármaco liberado Tras 6 horas 95,1% de fármaco liberado 94,6% de fármaco liberado 87,8% de fármaco liberado Tras este estudio queda demostrado que la mezcla de polímeros presenta el mejor perfil de liberación prolongada del fármaco. Aunque las condiciones in vitro pueden ser diferentes a las fisiológicas en el propio ojo, no cabe duda de que el sistema Gelrite®/alginato tiene la habilidad de retener el fármaco y que puede ser usado como sistema de gelificación in situ para liberación de principio activos en el ojo. 4.2. Gelificación sensible a la temperatura Estos sistemas de gelificación in situ responden a un cambio en la temperatura como estímulo. La temperatura a la cual se produce la transición de líquido a gel se conoce como temperatura de gelificación (TG). Cuando la temperatura es menor de la TG, se favorece la formación de puentes de hidrogeno entre los grupos hidrofílicos de la superficie polimérica y las moléculas de agua, de esta forma se promueve la disolución de las cadenas del polímero y el sistema permanece en forma de solución. Cuando la temperatura es más alta que la TG, los puentes de hidrógeno se ven alterados y como consecuencia aumentan las interacciones hidrofóbicas facilitando la transición entre las fases liquida a gel. Cabe destacar el creciente interés de la comunidad científica por estos sistemas sensibles a la temperatura durante la última década. Soluciones poliméricas capaces de gelificar a una 19 temperatura cercana a la fisiológica que, además, liberan el fármaco de forma controlada supone un gran avance para la industria farmacéutica. 4.2.1. Polímeros Naturales y derivados En la naturaleza existen varios polímeros con capacidad de gelificar in situ. Éstos han sido utilizados solos o en combinación para diseñar sistemas novedosos de liberación de fármacos. 4.2.1.1. Celulosa y derivados La celulosa es un polisacárido insoluble en agua que consiste en una cadena lineal con cientos de unidades de β (1-4) D-glucosa unidas. Se encuentra en los tejidos de sostén de las plantas. Los derivados de la celulosa consisten en la alquilación del polímero natural y muestran propiedades de gelificación in situ a bajas concentraciones (1-10%) (Sultana et al; 2006). Los derivados de celulosa más utilizados son: Metil Celulosa (MC) y Hidroxipropilmetil celulosa (HPMC). Ambos gelifican a altas temperaturas: entre 40-50°C y 75-90°C respectivamente (Bermúdez et al; 2012). Para que puedan utilizarse en la vía ocular, es necesario disminuir dicha temperatura de gelificación mediante modificaciones de la estructura. Bhowmik y colaboradores dan solución a este problema mediante la adición de Cloruro sódico (5-7%). Esta sal disminuye la temperatura de gelificación de MC a 32-34°C. El mismo efecto se consigue con la adición de otras sales como cloruro potásico (8-9%) o sodio bicarbonato (5%) que reducen la temperatura de gelificación por debajo de 37°C (Bhowmik et al; 2011). Sin embargo, aunque con la adición de sales se consiga el objetivo, pueden alterar la osmolaridad de la solución y alterar el epitelio corneal. Por ello, no se suelen emplear los derivados de la celulosa único polímero sensible a la temperatura en sistemas de gelificación in situ, sino que se utilizan como promotores de la viscosidad en combinación con otros polímeros. Tal es el caso, como se vio en el apartado anterior, de la formulación de levofloxacino compuesta por 1% de HPMC y 1% de alginato de sodio que presentaba mejores propiedades reológicas tanto por aumento de la viscosidad como la liberación sostenida de levofloxacino que las soluciones de ambos polímeros por separado (Mahesh et al; 2012). Figura 8. Estructura química de la celulosa 20 El incremento de la viscosidad reforzará el efecto terapéutico prolongando el tiempo de permanencia en la córnea del fármaco en la estructura del gel. Se debe determinar el rango de viscosidad adecuado para combatir el drenaje del gel en la superficie ocular. La retención de fármaco se produce cuando la viscosidad alcanza un valor crítico de 10 mPa. Las formulaciones con viscosidad aproximada de 100mPa son las que mejor perfil reológico presentan (Agrawal et al; 2012). 4.2.1.2. Xiloglucan Xiloglucan es un polímero natural procedente de las semillas del tamarindo. Su esqueleto está compuesto por residuos de β-(1-4)-glucosa con cadenas laterales de β-(1-2)-galactoxilosa. El xiloglucan sólo es termosensible cuando se elimina más del 35% de los residuos de galactosa mediante una β-galactosidasa procedente de un hongo (Bermúdez et al; 2012). Si este porcentaje aumenta de 35% a 58%, la temperatura de gelificación del xiloglucan desciende de 40°C a 5°C (Klouda y Mikos, 2008). Figura 9. Estructura química de Xiloglucan Se compara un preparado de xiloglucan al 1,5% con otro preparado de poloxamer 407 para estudiar el perfil de liberación de hidrocloruro de pilocarpina. Se obtuvieron resultados muy parecidos en ambas soluciones, probando que el xiloglucan podría utilizarse como vehículo de fármacos para liberación controlada ocular (Miyazaki et al; 2001). Esto resulta ser un hallazgo bastante interesante pues xiloglucan es un polímero natural que podría utilizarse como potencial sustituto de los polímeros sintéticos como el poloxamer 407 y además a una concentración mucho más baja. 4.2.2. Polímeros sintéticos Un gran número de polímeros termosensibles han sido fabricados en la industria. Sin embargo, la discusión se limitará a los utilizados en sistemas de liberación de fármacos a nivel ocular. 21 4.2.2.1. N-isopropilacrilamida La solución acuosa del polímero N-isopropilacrilamida sufre una transición termosensible a gel aproximadamente a 32°C (Bermúdez et al; 2012). Figura 10. Estructura química de N-isopropilacrilamida Por debajo de 32°C presenta un comportamiento hidrofílico pues se forman puentes de hidrógeno entre las cadenas poliméricas y el agua y se produce la disolución del polímero. Por encima de 33°C tiene un comportamiento hidrofóbico pues al aumentar la temperatura dichas interacciones se colapsan produciéndose un reordenamiento de las cadenas poliméricas y se forma el gel (Agrawal et al; 2012). Se pueden incluir otros monómeros como ácido acrílico o acrilamida para obtener una temperatura de gelificación cercana al valor corporal (Bermúdez et al; 2012). Otra combinación sería la de N-isopropilacrilamida con quitosano (sensible al pH) para vehiculizar un preparado de timolol maleato para el tratamiento del glaucoma. Cao (2007) determinó que la temperatura de gelificación dela mezcla de polímeros era 32°C. Los estudios de cinética de liberación de fármaco in vitro demostraron que dicha solución polimérica era un potencial sistema de gelificación in situ pues era capaz de reducir la presión intra ocular durante 12 h, casi el doble de tiempo que el colirio convencional (Cao et al; 2007). 4.2.2.2. Poloxamer También conocidos como polímeros tribloque o Pluronic®. Figura 11. Estructura química de poloxamer Estos polímeros están formados por dos cadenas laterales hidrófilas de óxido de etileno y una cadena central hidrofóbica de óxido de propileno. Se trata de un polímero anfifílico donde el 28 Desarrollan una nueva formulación compuesta por quitosano al 0,5% y Carbopol® al 0,4% (el Carbopol® es un polímero de ácido acrílico, su gelificación es dependiente del pH) para vehiculizar maleato de timolol (Gupta y Vyas, 2010). Dicha formulación permanece líquida a temperatura ambiente al pH formulado (6,0), mientras que al pH del fluido lagrimal (7,4) gelifica rápidamente. Se compara el perfil de liberación del fármaco de la nueva formulación con otra de Carbopol® al 0,4% p/p. El desarrollo de este sistema de gelificación in situ para vehiculizar maleato de timolol supone un adelanto tecnológico muy interesante debido a que, en soluciones acuosas convencionales donde el fármaco pasa a circulación sistémica, este principio activo causa reacciones adversas muy importantes en el sistema cardíaco, respiratorio y nervioso central, en especial en pacientes con factores de riesgo. Gracias a la nueva formulación, al aumentar la biodisponibilidad y tiempo de permanencia del fármaco en el lugar de acción y se requiere menos frecuencia de administración, se disminuye considerablemente el paso a circulación sistémica y, por tanto, los efectos adversos. 4.3.1.2. Hidroxipropil goma guar La goma guar es un polisacárido compuesto por una larga cadena de residuos de 1,4-β-Dmanosa con cadenas laterales de 1,6-α-D-galactosa. La proporción manosa-galactosa es de 1,5:1 a 2:1. Se obtiene de las semillas de Cyamopsis tetragonolobus que es una leguminosa (Thombare et al; 2016). En su estudio, Bhowmik y colaboradores desarrollan una formulación de gelificación in situ vehiculizada en poloxamer 407 (16%), goma guar y goma xantano en proporción 7:3. Al combinar los tres tipos de polímeros consiguen reducir la concentración de poloxamer 407 de 18% a 16%, sin comprometer la capacidad de gelificación, y aumentar el tiempo de permanencia en córnea de fármaco. (Dewan y colaboradores en 2015 obtienen los mismos resultados al combinar poloxamer 407 con metilcelulosa tal como se vio en apartados anteriores). Los estudios in vivo e in vitro indicaron que la formulación que incluye los tres polímeros presentaba Figura 16. Estructura química de la goma guar 29 mejor capacidad de retención que poloxamer 407 solo y que la nueva formulación era una mejor alternativa a las gotas convencionales (Bhowmik et al; 2013). La hidroxipropil goma guar (HPG) es un derivado de la goma guar preparado a través de una alquilación irreversible con óxido de propileno. HPG presenta mejores propiedades de solubilidad que la goma guar, por lo que se utiliza como agente gelificante versátil para gran variedad de aplicaciones (Kono et al; 2015). Se trata de un agente espesante que gelifica de forma instantánea en medio prácticamente ácido. Wang y colaboradores clasifican los valores de viscosidad obtenidos en función del pH: de PH=8,5-12 presenta alta viscosidad. De pH= 7-8 y pH= 12,5-13 presenta viscosidad media. De pH=13,5-14 presenta baja viscosidad (Wang et al; 2016). Un preparado comercial que presenta hidroxipropil goma guar es “Systane® gel drops”. Esta formulación contiene polietilenglicol 400 y propilenglicol como demulcentes y lubricantes para combatir los síntomas del ojo seco. El hidroxipropil goma guar forma un gel parcialmente reticulado con borato para prolongar la retención de los agentes demulcentes en el ojo. De este modo se protege y lubrica la superficie ocular. Systane® Gel drops Polietilenglicol 400 Demulcente /lubricante Propilenglicol Demulcente /lubricante Hidroxipropil goma guar Vehículo. Agente gelificante Sorbitol Isotonizante/humectante Edetato de sodio Antioxidante Ácido bórico Conservante/ regulación del pH Aminometilpropanol (AMP) Ajuste de pH Polyquad® conservante Agua purificada Vehículo Cloruro de sodio Agente isotonizante Hidróxido de sodio/ ácido clorhídrico Ajuste de pH Tabla 10. Composición cualitativa de Systane® Gel drops Figura 17. Systane® 30 4.3.2. Polímeros sintéticos 4.3.2.1. Carbómeros Los carbómeros son polímeros de alto peso molecular compuestos por Poli-acido acrílico. Su nombre comercial es Carbopol®. La solución acuosa de estos polímeros entra en transición a fase de gel cuando el pKa es superior a 5,5. Carbopol® están disponibles en una amplia variedad de pesos moleculares, con cadenas laterales lineales o ramificadas. Presenta excelentes propiedades como mucoadhesivo y se ha estudiado en profundidad para sistemas de liberación prolongada. Carbopol® 934 es el polímero más estudiado. Está compuesto por un 62% de grupos carboxílicos formados por repetición de unidades de ácido acrílico. Figura 18. Estructura química del carbómero Una alta biadhesión caracteriza a estos polímeros causada por la atracción electrostática entre las cargas positivas del ácido siálico del mucus y las cargas negativas de los grupos carboxílicos de las cadenas poliméricas. La presencia de grupos carboxílicos en la superficie de Carbopol® induce irritaciones oculares cuando es utilizado a altas concentraciones. Para evitar este problema, se han investigado varias combinaciones de Carbopol® con otros polímeros. Por ejemplo, se intenta combinar Carbopol® 974P con poloxamer 407 y poloxamer 188 para desarrollar un sistema de liberación prolongada de azitromicina (Cao F. et al; 2010). El propósito del estudio es desarrollar un sistema de gelificación in situ termosensible y además mucoadhesivo. La azitromicina es hidrofóbica y moderadamente soluble en agua a pH neutro. Para desarrollar un gel in situ de azitromicina al 1% p/p, la solubilidad de ésta debe ser como mínimo 10mg/mL (Cao F. et al; 2010). La baja solubilidad de la azitromicina se soluciona al añadir Carbopol® y formar el complejo azitromicina-Carbopol®. El Carbopol® otorga a la formulación una fuerza de muco-adhesión adecuada. Dicho complejo es formado por las interacciones entre los grupos carboxilo de Carbopol® y los grupos amino de azitromicina. 31 La adición de Carbopol® 974p al sistema de polímeros de poloxamer disminuyó suavemente la temperatura de gelificación. Esto puede explicarse mediante la interacción entre los polímeros. Se forma una red tridimensional por formación de puentes de hidrogeno entre los grupos carboxílicos de carbopol y los grupos éter de poloxamer, que provocará la gelificación a baja temperatura. Se elige la solución con las siguientes concentraciones: 21% p/p de poloxamer 407, 5% p/p de poloxamer 188 y 0,3% de Carbopol® 974 debido a que presenta una óptima temperatura de gelificación (34,07°C) y buen comportamiento reológico (Cao F. et al; 2010). Según los estudios de liberación de fármaco in vivo, esta formulación libera el 27% de azitromicina en 2 horas, el 74% después de 8 horas y casi el 90% tras 24 horas (Cao F. et al; 2010). Este resultado indica que la estructura del gel funciona como una barrera de contención, conforme aumenta la concentración de los polímeros, para la liberación del fármaco. Este fenómeno puede ser explicado por la disminución del número de canales de agua en la estructura del polímero y el incremento de viscosidad de la red tridimensional del gel. Cuanto mayor sea la viscosidad, menos distancia hay entre las cadenas de polímero, formándose más enlaces entre ellas lo que conduce a una disminución en la velocidad de liberación del fármaco. Este efecto se ve incrementado por la mucoadhesión de la formulación, que permite la unión a la capa mucosa de la lágrima o los tejidos de la superficie ocular durante un tiempo elevado, aumentando el tiempo de permanencia en córnea de la azitromicina y mejorando su biodisponibilidad. Cao y colaboradores concluyen que con la administración de la formulación de gelificación in situ al 1% de azitromicina dos veces al día, será suficiente para que el poder antibacteriano sea eficaz. Otra posible combinación sería Carbopol® con Metilcelulosa. Esta combinación presentará gelificación sensible a la temperatura y gelificación dependiente del pH. Es decir, la viscosidad de la misma aumentará cuando haya un incremento de la temperatura o del valor del pH al instilarse en el saco conjuntival. Por otro lado, el Carbopol® es un polímero bioadhesivo con tendencia a adherirse a la mucina de la capa lagrimal del ojo, prolongando el tempo de retención del fármaco. Sultana y colaboradores llegan a la conclusión que la formulación con comportamiento reológico más adecuado de las 6 preparadas, es la constituida por 0,3 % de Carbopol® 934 y 1,5 % de Metilcelulosa. Dicha formulación libera un 98% de fármaco en 12 horas (Sultana et al; 2006) 32 Se demostró que esta formulación era efectiva en el tratamiento de la conjuntivitis debido a su alta viscosidad que ocasiona entre otros factores un largo tiempo de permanencia del fármaco en la superficie corneal y mejor miscibilidad con el fluido lacrimal comparado con las soluciones tradicionales. Esta alta viscosidad resulta en un aumento de la biodisponibilidad (Sultana et al; 2006). Ambos estudios reflejan que la concentración adecuada de Carbopol® como vehículo de sistemas de gelificación in situ a nivel ocular es 0,3% p/p, incluso en combinaciones con polímeros diferentes. Existen varios preparados comerciales que están vehiculizados por Carbopol® combinado con poloxamer 407. Por ejemplo, Besivance® contiene besifloxacino, un antibiótico que pertenece al grupo de las fluoroquinolonas para tratar la conjuntivitis bacteriana y otras infecciones oculares. Se muestra su composición en la tabla 11. Por otro lado, también se puede encontrar BromSite® que está compuesto por bromfenaco sódico, un inhibidor de la ciclooxigenasa2. Se utiliza en el tratamiento de la inflamación ocular. Se muestra su composición en la tabla 12. Besivance® Hidrocloruro de besifloxacino Principio activo Carbopol Vehículo. Gelificación in situ Poloxamer 407 Vehículo. Gelificación in situ Manitol humectante Edetato de sodio Sinergia con cloruro de benzalconio: antioxidante Cloruro sódico Agente isotonizante Hidróxido de sodio Ajuste de pH Cloruro de benzalconio conservante Agua purificada Vehículo Tabla 11. Composición cualitativa de Besivance® Figura 19. Besivance® 33 Actualmente se encuentran en la tercera fase de ensayos clínicos: DexaSite®, AzaSite Xtra® y AzaSite plus®. DexaSite contiene dexametasona y se utilizaría para episodios inflamatorios dolorosos en el ojo. AzaSite Xtra® consistiría en subir la dosis de azitromicina a 2%, mientras que AzaSite plus® presentaría la combinación de azitromicina al 1% con dexametasona al 0,1%. La incorporación de antinflamatorio esteroídico al antibiótico pretende tratar cuadros donde exista infección acompañada de inflamación. las tres formulaciones contienen poloxamer 407 y Carbopol®. Esto prueba que el laboratorio InSite Vision apuesta por la tecnología de gelificación in situ como sistema de liberación por vía tópica ocular. BromSite® Bromfenaco sódico Principio activo Carbopol Vehículo. Gelificación in situ Poloxamer 407 Vehículo. Gelificación in situ Ácido bórico /borato sódico Mezcla tampón/ conservante Ácido cítrico anhidro Mezcla tampón/ conservante Citrato de sodio trihidratado Mezcla tampón/ conservante Edetato de sodio Sinergia con cloruro de benzalconio: antioxidante Hidróxido de sodio Ajuste de pH Cloruro de benzalconio conservante Agua purificada Vehículo Tabla 12. Composición cualitativa de BromSite® Figura 20. BromSite® 34 5. CONCLUSIONES 1. Los sistemas de gelificación in situ para la administración ocular de fármacos han estado en el punto de mira de la investigación científica durante las dos últimas décadas, mejorando el tratamiento de enfermedades del segmento anterior del ojo mediante una administración fácil, segura y reproducible. La proliferación de estudios sobre el tema señala su potencial para la vía tópica ocular. Se trata de una nueva tecnología cuyo modus operandi es tan sencillo como el utilizado para las preparaciones oftálmicas convencionales y relativamente barato por lo que está orientado hacia la industria. Sin embargo, ha sido de gran dificultad encontrar preparados comerciales que gelifiquen al entrar en contacto con el ojo, sólo se han hallado 8 formulaciones comercializadas de las cuales solo 2 están comercializadas en España (Systane® Gel drops y Arteoptic®) y 3 que se encuentran en la tercera fase de los ensayos clínicos (DexaSite®, AzaSite Xtra® y AzaSite plus®). 2. La utilización de estos sistemas incrementa la biodisponibilidad ocular del principio activo disminuyendo el aclaramiento precorneal provocado por el drenaje naso lacrimal y el parpadeo. Asimismo, aumenta el tiempo de permanencia del fármaco en la córnea y por tanto su eficacia terapéutica, disminuyendo el paso a circulación sistémica y reacciones adversas generales debido al incremento que la gelificación provoca en la viscosidad de los preparados oftálmicos. Esta nueva tecnología permitirá reducir la frecuencia de la administración, que se traducirá en un mayor confort y aceptación por parte del paciente, mejorando su adherencia al tratamiento que es fundamental para que sea un éxito. 3. La mayoría de los estudios incluidos en esta revisión hacen especial hincapié en definir la concentración óptima de polímero que sea suficiente para que gelifique en medio fisiológico pero, por otro lado, sin resultar tan viscoso que pueda provocar molestias en el paciente como visión borrosa o bordes de párpados pegados. 4. Es interesante señalar, que en muchas ocasiones se estudian formulaciones que utilizan como base combinaciones de varios polímeros ya que presentan mejores propiedades reológicas y de liberación de fármaco. De esta manera, se consigue reducir la concentración de cada polímero en la mezcla, lo que evita posibles reacciones adversas como irritaciones en la superficie ocular. La industria farmacéutica fructifica dicha sinergia, en algunos de los preparados comercializados como son AzaSite®, BromSite® y Besivance® más los tres que se encuentran en fase 3 de ensayos clínicos, que están aún por comercializar y tienen como base la combinación de Carbopol® con poloxamer 407. 5. Al hilo de la investigación que se ha llevado a cabo, un hallazgo bastante interesante ha sido el xiloglucan, que al ser un polímero natural podría utilizarse como potencial sustituto 35 de polímeros sintéticos. Esta teoría la avala que se ha demostrado que gelifica a concentraciones mucho menores que el poloxamer 407. Sin embargo, tras una búsqueda exhaustiva, no se han encontrado más estudios que avalen su utilización en vía oftálmica como sistema de gelificación in situ. Se considera que podría ser una futura línea de investigación debido a sus propiedades. 6. Es factible pensar que los sistemas de gelificación in situ suponen una revolución para la industria farmacéutica pues aúnan los beneficios de las soluciones liquidas y los geles, beneficiando al paciente. Sin duda su campo de investigación es amplio y muy prometedor. 36 7. BIBLIOGRAFÍA - Abraham S, Furtado S, Bharath S, Basavaraj BV, Deveswaran R, Madhavan V. Sustained ophthalmic delivery of ofloxacin from an ion-activated in situ gelling system. Pak. J. Pharm. Sci. 2009; 22: 175–179. - Achouri D, Alhanout K, Piccerelle P, Andrieu V. Recent advances in ocular drug delivery. Drug Dev. Ind. Pharm. 2012; 39: 1599-1617. - Agencia Española del Medicamento y Productos Sanitarios. CIMA: Centro de Información Online de Medicamentos de la AEMPS [en línea]. [Consultado en mayo de 2018]. Disponible en: https://www.aemps.gob.es/cima/publico/home.html - Agrawal AK, Das M, Jain S. In situ gel systems as Smart carriers for sustained ocular drug delivery. Expert Opin. Drug Deliv. 2012; 9(4): 383-402. - Álvarez Lorenzo C, Concheiro Nine A. Hidrogeles y polímeros sensibles a estímulos. Una herramienta eficaz en la terapéutica ocular. Sociedad española de oftalmología. 2002; 1:5-6. - Ameeduzzafar, Imam, Bukhari, Ali. Preparation and evaluation of novel chitosan: gelrite ocular system containing besifloxacin for topical treatment of bacterial conjunctivitis: scintigraphy, ocular irritation and retention assessment. Artif. cells, nanomed. biotechnol. 2017; 46(5):959-967. - Andrés Guerreo V, Molina Martines I, Herrero Vanrell R Formulaciones oftálmicas y nuevos vehículos en el tratamiento médico hipotensor y neuroprotector del glaucoma. En: García Sánchez J, Coordinador. Diagnóstico y tratamiento del glaucoma de ángulo abierto. 1ª edición. Madrid: Sociedad española de oftalmología; 2013. 335-347. - Bhowmik M, Bain MK, Ghosh LK. Effect of salts on gelation and drug release profiles of methylcellulose-based ophthalmic thermo-reversible in situ gels. Pharm Dev Technol 2011; 16:1-7. - Bhowmik M, Kumari P, Gunjan S, Bain MK, Bhowmick B, Mollick MR et al. Effect of xanthan gum and guar gum on in situ gelling ophthalmic drug delivery system based on poloxamer-407. Int. J. Biol. Macromol. 2013; 62:117-123. - Cao Y, Zhang C, Shen W, Cheng Z, Yu LL, Ping Q. Poly (N-isopropylacrylamide)-quitosano as thermosensitive in situ gel-forming system for ocular drug delivery. J Control Release 2007; 120: 186-94. - Cao F, Zhang X, Ping Q. New method for ophthalmic delivery of azithromycin by poloxamer/carbopol-based in situ gelling system. Drug Delivery. 2010; 17 (7): 500-507. - Carlfors J, Edsman K, Petersson R, Jörnving K. Rheological evaluation of Gelrite® in situ gels for ophthalmic use. Eur. J. Pharm. Sci. 1998; 6 (2): 113-119. 37 - Destruel PL, Zeng N, Maury M, Mignet N, Boudy V. In vitro and in vivo evaluation of in situ gelling systems for sustained topical ophthalmic delivery: state of the art and beyond. Drug Discov Today. 2017; 22(4): 638-651. - Dewan M, Sarkar G, Bhowmik M, Das B, Chattoapadhyay AK, Rana D, Chattopadhyay D. Effect of methyl cellulose on gelation behavior and drug release from poloxamer based ophthalmic formulations. Int. J. Biol. Macromol. 2015; 72: 706-710. - Dewan M, Sarkar G, Bhowmik M, Das B, Chattoapadhyay AK, Rana D, Chattopadhyay D. Effect of gellan gum on the thermogelation property and drug reléase profile of Poloxamer 407 based ophthalmic formulation. Int. J. Biol. Macromol. 2017; 102: 258265. - Gupta S, Vyas SP. In situ Gelling System for Ocular Delivery of Timolol Maleate. Sci Pharm. 2010; 78: 959-976. - Hamalainen KM, Kananen K, Auriola S, Kontturi K, Urtti A. Characterization of paracellular and aqueous penetration routes in cornea, conjunctiva and sclera. Invest Opthtalmol Vis Sci. 1998; 38: 627-634. - Hillery AM, Lloyd A W, Swarbrick J. Drug Delivery and Targeting. 1ª edición. Londres: Taylor &Francis; 2001. - InSiteVision [en línea]. [Consultado en mayo de 2018]. Disponible en: http://www.insitevision.com/Pipeline_Products.html - Järvinen K, Järvinen T, Urtii A. Ocular absorption following topical delivery. Adv. Drug Deliv. Rev. 1995; 16: 3-19. - Klouda L, Mikos AG. Thermoresponsive hydrogels in biomedical applications. Eur J Pharm Sci. 2008; 68: 34–45. - Kono H, Hara H, Hashimoto H y Shimizu Y. Nonionic gelation agents prepared from hydroxypropyl guar gum. Carbohyd Polym. 2015; 117: 636-643. - Krauland AH, Leitner VM, Bernkop SA. Improvement in the in situ gelling properties of deacetylatedgellan gum by the immobilization of thiol groups. J PharmSci. 2003; 92: 1234-1241. - Lin HR, Sung KC, Vong WJ. In situ gelling of alginate/pluronic solutions for ophthalmic delivery of pilocarpine. Biomacromolecules 2004; 5: 2358-2365 - Liu Y, Liu J, Zhang X, Zhang R, Huang Y, Wu C. In situ gelling Gelrite/Alginate Formulations as Vehicles for Ophtalmic Drug Delivery. PharmSciTech. 2010; II (2):610-620 - Mahesh NS, Manjula BP. Study of an alginate/HPMC based in situ gelling ophthalmic delivery system for levofloxacin hydrochloride. Int J Pharm Pharm Sci. 2012; vol 4 (3): 655-658