Nowadays, the cataract surgery is the most often performed surgery worldwide and considering the demographic changes, the incidence of age-related cataract is expected to increase further. In the developing countries, cataract is still the main cause for blindness but as the health system improves, the number of cataract surgeries is steadily increasing. During the surgery, the clouded natural lens is removed and replaced by an artificial intraocular lens (IOL), which consists out of the optical part and small anchors that localize the lens within the eye, named haptic. Although postoperative complications are rare, patients have to apply eye-drops or ointments frequently (every 2 - 4 hours in the first week) due to the very poor bioavailability of topical ophthalmica. This results in low patient compliance, especially among elderly people. Different drug delivery systems (DDS) for the posterior eyeball have been investigated recently, however, none of these DDS reduced the need for additional topical drug instillations. Therefore, a better medical treatment is highly desired for patients, who have undergone a cataract operation. It has been suggested, that the inserted intraocular lenses could be used as a potential vehicle for drug delivery and would release the API directly to the targeted tissues. Furthermore, drug-eluting lenses could maintain sustained drug release. The cataract surgery and intraocular lenses have been steadily improved for almost 70 years and the development of the drug-eluting lenses is the next step in this ongoing evolution. This research project focused on the development of drug-loaded intraocular lenses in order to avoid frequent drug administrations after cataract surgeries and to reduce postoperative complications, such as infections and inflammations. Therefore, extended drug release of antibiotics and steroids was targeted, while it was essential to preserve perfect optical properties of the IOLs. Besides the 100% light transmittance, high refractive indexes were desired as well as the flexibility of IOLs needed to be preserved in order to facilitate lens insertion in a folded manner. In order to resemble common commercialized IOLs, various formulations of hydrophilic, hydrophobic and amphiphilic IOLs were prepared by polymerization of various acrylates and methacrylates. All prepared lenses were characterized and had comparable physical and chemical properties to the marketed IOLs. Hydrophilic lenses were either prepared by bulk-polymerization of solely 2-hydroxyethyl methacrylate (HEMA) or in a mixture with the hydrophobic methyl methacrylate (MMA) (20%, w/w). Hydrophilic IOLs swelled in water and formed hydrogels. Thus, the refractive index of pure poly-HEMA lenses, 1.4200, was improved to 1.4500 with increasing amount of MMA in the composition due to the reduced water uptake (50% - 30%). The drug loading for hydrophilic lenses was achieved by soaking in aqueous drugs solutions and was affected by various factors such as the API solubility, the drug concentration in the soaking media, the soaking time and the lens polymer composition. To increase soaking efficiency, the soaking media was replaced by ethanol, as a low toxic organic solvent. By using ethanol as soaking solvent, increased drug loadings, also for less water-soluble drugs, were achieved. After soaking, ethanol was removed by drying in a vacuum oven, and optical properties of the drug-loaded lenses were preserved perfectly. In a dry state hydrophilic methacrylates were brittle, however, initial lens shape and flexibility were restored and ensured after lens rehydration, due to the plasticizing effect of incorporated water. Therefore, lens rehydration in biocompatible medium should be performed prior to its surgical insertion to the patient. To prepare hydrophilic lenses, loaded with two drugs simultaneously, IOLs were soaked in ethanolic dexamethasone solution followed by drying. Further, the rehydration was performed in aqueous drug (sodium salicylate) solution and thereby, the second drug was loaded. By prolonging the rehydration from 1 hour to 5 hours, the sodium salicylate loading was increased slightly from 0.55 ± 0.05% to 0.62 ± 0.01% for pure HEMA lenses and was almost doubled from 0.24 ± 0.01% to 0.40 ± 0.01% for polymers, containing 20% MMA. However, longer soaking/rehydration times decreased the dexamethasone loading from 0.57 ± 0.05% to 0.47 ± 0.01% and from 0.88 ± 0.01% to 0.87 ± 0.01% for both formulations, due to dexamethasone release into the rehydration media. In comparison to IOLs, prepared solely by HEMA, IOLs, containing 20% of the hydrophobic methyl methacrylate, had a slower drug uptake and consequently slower release, caused by a slower drug diffusion, attributed to the lower water content. Furthermore, simultaneous drug release was observed from IOLs; the diffusion driven release of dexamethasone was strongly extended (t80%: 14 days) due to its low water solubility compared to the better soluble sodium salicylate (t80%: 1 day). To avoid the premature drug release during rehydration, lenses were loaded in ethanolic drug solutions, containing diclofenac sodium, dexamethasone or both APIs simultaneously. Drug loadings were close to 2% for both APIs in single- and in dual-loaded lenses. After the ethanol removal, the rehydration was performed within 30 minutes in saturated aqueous drug solutions to avoid drug release, while restoring the flexibility of the lenses. In single-loaded intraocular lenses, diclofenac sodium was released faster (t80%: 72 hours) than dexamethasone (t80%: 16 days), attributed to its higher water solubility. In dual-loaded lenses, diclofenac release rate was comparable to the single-loaded formulation, while dexamethasone release was accelerated. The additional loaded hydrophilic drug increased the osmotic pressure within the lens, causing a higher water uptake, which resulted in more dissolved dexamethasone within the water phase of the hydrogel and thereby a faster drug release. In DSC, there were no melting peaks observed in the dried drug-loaded IOLs, whereas the Tg was decreased, suggesting that drugs were monomolecularly dispersed and had plasticizing properties. Transparency of all lenses was confirmed during and after the drug release. A specific two chamber device was suggested, in order to supply drug-loaded intraocular lenses in a dry state for improved product stability. The dried lens was stored in the first chamber, whereas the second chamber contained the rehydration/loading media. By releasing the IOL into the second chamber, the rehydration was accomplished in the same device and thus, the risk of contaminations was reduced. Therefore, hydrophilic lenses already loaded with poorly soluble drugs could be delivered to the physicians in the dry state, requiring just a short rehydration, accomplished by the same packaging device 30 minutes before the surgery.
Nowadays, hydrophobic acrylates are the most common IOL materials due to their high refractive index (1.4900 – 1.5500) and less frequent postoperative complications. Homopolymers of polymethyl methacrylate (PMMA) and polyphenoxyethyl acrylate (pPOEA) were prepared and characterized as an example of commercially available hydrophobic lenses. In contrast to hydrophilic lenses, sufficient drug loadings for hydrophobic IOLs could not be achieved by soaking in aqueous drug solutions, due to the insufficient water penetration into the lens matrix (< 0.5%). Although, higher drug loadings were achieved with organic solvents, drug release in aqueous medium was very low, due to the low drug diffusion within the lens polymers. When the polymer compositions were modified to improve the drug diffusion, the optical quality of lenses decreased extremely. Therefore, external drug delivery systems were investigated and lenses were either coated at the lateral surface of the optical part or at the haptic. Different coating patterns were examined. When the coating was applied on the lateral surface of the IOLs, the required foldability of IOLs could be preserved and the optical parts in the center of the intraocular lenses remained untreated. Therefore, 100% light transmittance was ensured. The PLGA was used as a biodegradable polymer for dexamethasone coatings and zero-order release kinetics for various drug loadings were successfully achieved. Furthermore, the two coating areas were divided and could be tuned for different drugs completely independently. Therefore, applied coatings were adjusted with respect to the drug solubility, the drug loading, the PLGA and the coating level in order to obtain release patterns with the desired performances. Hence, minocycline, as a model antibiotic drug was released within one week and dexamethasone as a glucocorticoid was eluted within one month, from a single IOL formulation. The coating adhesion on the hydrophobic intraocular lenses was good and after the completed PLGA degradation, these lenses had identical properties as the non-coated lenses.
Amphiphilic lenses combined the advantages of hydrophilic and hydrophobic lenses. While hydrophilic lenses could be loaded by soaking methods, hydrophobic lenses presented a higher refractive index, the drug release was more extended and foldability was provided, also in the dry state. Therefore, three different lens polymers were prepared, containing hydrophilic (hydroxyethyl methacrylate, hydroxybutyl methacrylate, and hydroxyethyl acrylate) and hydrophobic (butyl methacrylate, ethyl acrylate, isobutyl methacrylate and phenoxyethyl acrylate) monomers in different ratios. The drug loading by soaking in ethanolic dexamethasone solution was evaluated and the drug release was strongly extended (t80%: 190 – 240 days), due to limited water content within the polymer matrix (2.03 ± 0.34% - 4.57 ± 0.36%) and drug-polymer interactions. Dexamethasone precipitated within some lens polymers leading to decreased light transmittance. Therefore, a lens polymer composition was optimized and the ratio of monomers was tuned in order to improve the drug loadings, release patterns, the refractive index and the flexibility of intraocular lenses. In order to ensure 100% light transmittance for IOLs which became turbid when drugs were incorporated into the polymer matrix, lenses were only loaded within the lateral rim, therefore the core of the IOL remained unloaded, and thus clear. Polymer rods were soaked for limited time periods, hence soaking media could only diffuse into the outer rim. After the solvent evaporation, the polymer rods were sliced and IOLs were drilled out. During the release study, perfect optical properties were guaranteed in the center of the IOLs, whereas the outer rim of the IOLs became turbid, attributed to the drug precipitation. Although due to the smaller amount of polymer which was drug-loaded, the total loading decreased, the extended drug release was demonstrated. For potent drugs (e.g. dexamethasone) these lateral drug loadings were sufficient to achieve therapeutic effects. In conclusion, intraocular lenses were loaded with drugs and extended release patterns were achieved. For the different polymer compositions of intraocular lenses, diverse loading approaches were required. Hydrophilic and amphiphilic polymers could be successfully loaded by soaking, while hydrophobic acrylates required drug coatings on the lens surfaces, due to the low water content, followed by insufficient drug diffusion within the lenses. Furthermore, a specific two chamber device was suggested, to improve lens long-term stability and to avoid a premature drug release. Since drug-loaded lenses should be supplied in dry conditions to improve stability and to avoid a premature drug release, a specific two chamber device was suggested. The drug-loaded hydrophilic IOLs were stored in dry state and rehydration in a sterile environment was possible within 30 minutes. Foldability of amphiphilic and hydrophobic lenses was ensured also for unhydrated lenses. Dual loaded IOLs, presented the desired release patterns for both drugs simultaneously, thus the frequent drug administration after cataract could be avoided. Therefore, drug-eluting intraocular lenses are very promising devices for ocular drug delivery!
In der heutigen Zeit ist die Kataraktoperation die am häufigsten durchgeführte Operation weltweit und angesichts des demographischen Wandels wird die Zahl der an altersbedingten Katarakt (Grauer Star) leidenden Menschen in Zukunft weiter zunehmen. In Entwicklungsländern ist Katarakt immer noch der häufigste Erblindungsgrund. Da sich das Gesundheitssystem aber auch in diesen Regionen der Welt verbessert, wird die Anzahl der Kataraktoperationen in den nächsten Jahren noch zusätzlich ansteigen. Während dieser Operation wird die getrübte, natürliche Linse entfernt und durch eine künstliche Intraokularlinse (IOL) ersetzt. Diese besteht aus dem optischen Teil und kleinen Ankern, welche die Linse im inneren des Auges fixieren und Haptik genannt werden. Obwohl postoperative Komplikationen selten sind, müssen Patienten Augentropfen oder Augensalben anwenden. Wegen der sehr schlechten Bioverfügbarkeit von topisch angewendeten Arzneimitteln am Auge, muss die Wirkstoffapplikation in den ersten Tagen sehr häufig (alle 2 bis 4 Stunden in der ersten Woche) erfolgen. Dies führt, insbesondere bei älteren Menschen, zu einer geringen Compliance. Es wurden unterschiedliche Wirkstoff-Freisetzungs-Systeme für den hinteren Teil des Auges entwickelt, aber keine dieser Arzneiformen reduzierte die Notwendigkeit einer zusätzlich okularen, topischen Arzneiform. Daher ist eine bessere medizinische Versorgung für Patienten, die sich einer Kataraktoperation unterziehen, sehr erwünscht. Seit einigen Jahren wird die implantierte Intraokularlinse als potentieller Träger für Arzneimittel gesehen, mit der die Wirkstoffe direkt am Zielgewebe freigesetzt werden könnten. Darüber hinaus besteht bei wirkstoffabgebenden Intraokularlinsen die Möglichkeit eine kontinuierliche Arzneimittelfreisetzung zu gewährleisten. Die Kataraktchirurgie und die Intraokularlinsen wurden seit fast 70 Jahren kontinuierlich verbessert. In diesem fortlaufendem Prozess ist die Entwicklung von wirkstofffreisetzenden Linsen nun einer der nächsten Schritte. Dieses Forschungsprojekt fokussierte sich auf die Entwicklung von wirkstoffbeladenen Intraokularlinsen, welche die häufigen Medikationen nach Kataraktoperationen vermeiden und postoperative Komplikationen, wie Infektionen und Entzündungen reduzieren sollten. Voraussetzungen dafür waren eine verlängerte Wirkstofffreisetzung von Antibiotika und Steroiden sowie die Erhaltung perfekter optischer Eigenschaften der intraokularen Linsen. Neben einer Lichtdurchlässigkeit von 100% war ein hoher Brechungsindex erwünscht. Außerdem musste die Flexibilität der IOLs erhalten bleiben, um die Implantierung der Linsen im gefalteten Zustand zu ermöglichen. Um handelsübliche IOLs herzustellen, wurden verschiedene Formulierungen von hydrophilen, hydrophoben und amphiphilen Materialien durch Polymerisation von verschiedenen Acrylaten und Methacrylaten hergestellt. Alle hergestellten Linsen wurden charakterisiert und hatten ähnliche physikalische und chemische Eigenschaften wie die vermarkteten IOLs. Die hydrophilen Linsen wurden entweder durch Polymerisation von reinem 2-Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) oder in einer Mischung mit dem hydrophoben Methylmethacrylat (MMA) (20%, w/w) hergestellt. Die hydrophilen IOLs quollen in Wasser und bildeten Hydrogele. Durch Zugabe von Methylmethacrylate war die Quellung der Linsen geringer (30% anstatt 50%) und der Brechungsindex konnte im Vergleich zu reinen PolyHEMA-Linsen von 1.4200 auf 1.4500 verbessert werden. Hydrophile Linsen wurden in wässrigen Wirkstofflösungen gelagert und dadurch mit Wirkstoffen beladen. Die Arzneimittelbeladungen wurden durch verschiedene Faktoren, wie die Löslichkeit des Wirkstoffes, die Arzneistoffkonzentration im Beladungsmedium, die Einweichzeit und die Polymerzusammensetzung der Linsen modifiziert. Um die Effizienz der Beladung zu erhöhen, wurde das Einweichmedium durch Ethanol als ein organisches Lösungsmittel ersetzt. Durch die Verwendung des Ethanols als Tränklösung wurden erhöhte Wirkstoffbeladungen, auch für weniger wasserlösliche Wirkstoffe, erzielt. Das Ethanol wurde nach der Beladung in einen Vakuumofen entfernt, während die optischen Eigenschaften der wirkstoffbeladenen Linsen erhalten werden konnten. Hydrophile Methacrylate waren spröde, wurden aber im gequollenen Zustand aufgrund der weichmachenden Wirkung des eingesaugten Wassers faltbar. Daher wurde bei trockenen Linsen eine Rehydratisierung durchgeführt, um die Flexibilität und die ursprüngliche Linsenform wiederherzustellen. Um hydrophile Linsen herzustellen, die gleichzeitig mit zwei Wirkstoffen beladen waren, wurden die IOLs in ethanolischer Dexamethasonlösung getränkt und anschließend getrocknet. Die Rehydratation wurde in wässriger Wirkstoff (Natriumsalicylat)-Lösung durchgeführt und der zweite Wirkstoff diffundierte währen diesem Prozess in die Linsen. Durch die Verlängerung der Rehydratation von einer auf fünf Stunden wurde die Natriumsalicylatbeladung für reine HEMA-Linsen von 0,55 ± 0,05% auf 0,62 ± 0,01% leicht erhöht und bei Linsen, die 20% Methylacrylate enthielten, von 0,24 ± 0,01% auf 0,40 ± 0,01% fast verdoppelt. Die längeren Einweich-/Rehydratisierungszeiten verringerten jedoch die Dexamethasonbeladung von 0,57 ± 0,05% auf 0,47 ± 0,01% und von 0,88 ± 0,01% auf 0,87 ± 0,01% für beide Formulierungen, da Dexamethason bereits in dem Rehydratationsmedien freigesetzt wurde. Linsen, die 20% des hydrophoben Methylmethacrylats enthielten, hatten eine langsamere Arzneimittelaufnahme und eine langsamere Freisetzung, bedingt durch eine langsamere Wirkstoffdiffusion, die auf den niedrigeren Wassergehalt zurückzuführen war. Die IOLs gaben gleichzeitig Natriumsalicylat und Dexamethason ab und aufgrund der geringen Löslichkeit des Dexamethasons war die diffusionsgetriebene Freisetzung im Vergleich zum sehr löslichen Natriumsalicylat (t80%: 1 Tag) stark verlängert (t80%: 14 Tage). Um eine vorzeitige Wirkstofffreisetzung während der Rehydratisierung zu vermeiden, wurden die Linsen in ethanolische Arzneistofflösungen beladen, die Diclofenac-Natrium, Dexamethason oder beide Wirkstoffe gleichzeitig enthielten. Die Wirkstoffbeladungen betrugen sowohl in einfach beladenen Linsen, als auch in den Linsen, die mit beiden Wirkstoffen beladen waren, jeweils ca. 2%. Nach der Entfernung des Ethanols wurde die Rehydratisierung in gesättigten Wirkstofflösungen durchgeführt, um eine vorzeitige Wirkstofffreisetzung zu vermeiden. Innerhalb von 30 Minuten wurde die Flexibilität der Linsen wiederhergestellt. In einfach beladenen Intraokularlinsen wurde Diclofenac-Natrium schneller freigesetzt (t80%: 72 Stunden) als Dexamethason (t80%: 16 Tage), was auf die höhere Löslichkeit zurückzuführen war. In Linsen, die mit beiden Wirkstoffen beladen wurden, war die Freisetzung des Diclofenacs ähnlich, aber die Dexamethasonfreisetzung war schneller, bedingt durch das Diclofenac. Der zusätzlich eingelagerte hydrophile Wirkstoff erhöhte den osmotischen Druck innerhalb der Linse. Das hatte zur Folge, dass mehr Wasser in die Linse diffundierte und gleichzeitig mehr Dexamethason in der Wasserphase des Hydrogels gelöst vorlag. Dies führte zu einer schnelleren Freisetzung. In den getrockneten arzneistoffbeladenen IOLs wurden in der DSC keine Schmelzpeaks beobachtet. Die Glasübergangstemperatur war jedoch geringer, womit bewiesen werden konnte, dass die Wirkstoffe monomolekular dispers verteilt vorlagen und Eigenschaften eines Weichmachers hatten. Alle Linsen waren während und nach der Arzneimittelfreisetzung transparent. Eine spezielle Zweikammervorrichtung wurde vorgestellt, um arzneimittelbeladene Intraokularlinsen im trockenen Zustand ausliefern zu können. Die Stabilität der Linsen sollte dadurch verbessert werden. Die getrocknete Linse wurde in der ersten Kammer aufbewahrt, während in der zweiten Kammer das Rehydratisierungs-/Beladungsmedium vorzufinden war. In dem die IOLs von der ersten in die zweite Kammer gegeben wurde, konnte die Rehydratisierung in der gleichen Vorrichtung durchgeführt und Kontaminationen somit effektiv vermieden werden. So könnten hydrophile Linsen im Voraus durch organische Lösungsmittel mit schlecht wasserlöslichen Wirkstoffen beladen werden und Ärzte müssten die Rehydratisierung nur 30 Minuten vor der Operation starten. Heutzutage sind hydrophobe Acrylate aufgrund ihres hohen Brechungsindexes (1.4900 - 1.5500) und der weniger häufigen postoperativen Komplikationen die am häufigsten verwendeten IOL-Materialien. Als hydrophobe Linsen wurden Polymere aus reinem Polymethylmethacrylat (PMMA) und Polyphenoxyethyl acrylat (pPOEA) hergestellt und charakterisiert. Im Gegensatz zu hydrophilen Linsen konnten diese Linsen nicht durch Lagerung in wässrigen Wirkstofflösungen beladen werden, da sie nur einen sehr geringen Wassergehalt in der Linsenmatrix (< 0,5%) aufwiesen. Höhere Wirkstoffbeladungen wurden mit organischen Lösungsmitteln erreicht. Die Wirkstoffe wurden aber nicht zufriedenstellend freigesetzt, was auf die geringe Wirkstoffdiffusion in den Linsenpolymeren zurückzuführen war. Wenn die Polymerzusammensetzungen modifiziert wurden, um die Wirkstoffdiffusion zu verbessern, nahm die optische Qualität der Linsen extrem ab. Aus diesem Grund wurden externe Systeme untersucht und die Linsen entweder an der seitlichen Oberfläche des optischen Teils oder an der Haptik beschichtet. Es wurden drei unterschiedliche Beschichtungsmuster untersucht. Durch die Beschichtung von nur zwei Bereichen an der lateralen Oberfläche der IOLs konnte die Faltbarkeit von den flexiblen IOLs erhalten werden. Da nur die äußeren Bereiche der Linsen beschichtet wurden, blieben die optischen Teile in der Mitte der Intraokularlinsen unbehandelt und eine 100%-ige Lichtdurchlässigkeit wurde sichergestellt. PLGA als ein biologisch abbaubares Polymer wurde für die Dexamethasonbeschichtungen verwendet und eine Freisetzungskinetik nullter Ordnung für die verschiedenen Wirkstoffbeladungen erfolgreich gewährleistet. Außerdem konnten die beiden Beschichtungsbereiche unterteilt und völlig unabhängig voneinander auf verschiedene Wirkstoffe abgestimmt werden. Daher wurden aufgetragene Beschichtungen in Bezug auf den Wirkstoff, das PLGA, die Arzneimittelbeladung und die Menge der Beschichtung eingestellt, um Freisetzungsprofile mit den gewünschten Charakteristika zu erhalten. Die Freisetzung von Minocyclin als Antibiotikum wurde auf circa eine Woche eingestellt, während Dexamethason als Glucocorticoid über einen Monat gleichmäßig abgegeben wurde. Die Beschichtungsadhäsion an hydrophoben Linsen war gut und nach dem PLGA-Abbau hatten diese Linsen identische Eigenschaften wie die Linsen, die nicht beschichtet waren. Amphiphile Linsen kombinierten die Vorteile von hydrophilen und hydrophoben Linsen. Während hydrophile Linsen durch Lagerung in Wirkstofflösungen beladen werden konnten, wiesen hydrophobe Linsen einen höheren Brechungsindex auf, die Arzneimittelfreisetzung war verlängert und die Faltbarkeit war auch im trockenen Zustand gegeben. Daher wurden drei verschiedene Linsenpolymere hergestellt, die hydrophile (Hydroxyethyl methacrylat, Hydroxybutyl methacrylat und Hydroxyethyl acrylat) und hydrophobe (Butyl methacrylat, Ethyl acrylat, Isobutyl methacrylat und Phenoxyethyl acrylat) Monomere in verschiedenen Verhältnissen enthielten. Die Wirkstoffbeladung wurde durch das Einweichen in ethanolischer Dexamethasonlösung durchgeführt und die dadurch erhaltenen Linsen wurden untersucht. Die Freisetzung (t80%: 190 - 240 Tage) war aufgrund des begrenzten Wassergehalts innerhalb der Polymermatrix (2,03 ± 0,34% - 4,57 ± 0,36%) und der Wechselwirkungen zwischen Wirkstoff und Polymer stark verlängert. Dexamethason fiel innerhalb einiger Linsenpolymere aus und die Licht-Durchlässigkeit nahm ab. Daher wurde eine Optimierung der Linsenpolymerzusammensetzung durchgeführt und das Verhältnis der Monomere wurde so eingestellt, dass die Arzneimittelbeladung, die Freisetzungsprofile, der Brechungsindex und die Flexibilität der Intraokularlinsen verbessert wurden. Um eine 100%-ige Lichtdurchlässigkeit für Linsen sicherzustellen, die trübe wurden, wenn Wirkstoffe in die Polymermatrix eingearbeitet waren, wurden die Linsen nur an den Seiten beladen, sodass der Kern der IOL ungeladen blieb. Dafür wurden Polymerstäbe für begrenzte Zeiträume getränkt, sodass das Tränkmedium nur in den äußeren Rand diffundierte. Nach der Verdampfung des Lösemittels wurden die Polymerstäbe geschnitten und die IOLs ausgefräst. Aus diesem Grund konnten in den Freisetzungsstudien perfekte optische Eigenschaften in der Mitte der IOLs garantiert werden, während der äußere Rand der IOLs trüb wurde. Dies war durch den Arzneistoff bedingt, welcher dort innerhalb der Linsen ausfiel. Aufgrund der geringeren Menge an Polymer, die mit Arzneimittel beladen war, nahm die Gesamtbeladung ab. Es wurde jedoch eine verlängerte Arzneimittelfreisetzung gewährleistet. Für potente Arzneimittel (z. B. Dexamethason) sind diese lateralen Wirkstoffbeladungen vielversprechend. Für Linsen, die ihre optischen Eigenschaften unter arzneimittelbeladenen Bedingungen änderten, wurden eine ausreichende Arzneimittelbeladung erzielt und eine 100%-ige Lichtdurchlässigkeit sichergestellt. Zusammenfassend kann gesagt werden, dass die Intraokularlinsen mit Wirkstoffen beladen und eine verlängerte Wirkstofffreisetzung erreicht werden konnte. Für die verschiedenen Polymere, die für Intraokularlinsen genutzt werden, mussten verschiedene Beladungsmethoden angewendet werden. Während die Wirkstoffe in die Linsenmatrix von hydrophilen und amphiphilen Linsen direkt eingearbeitet werden konnten, mussten hydrophobe Acrylate aufgrund des geringen Wassergehalts externe Freisetzungs-Systeme erhalten. Grund dafür ist, dass die Wirkstoffe wegen des geringen Wassergehaltes nur unzureichende aus den Polymeren heraus diffundierten. Da wirkstoffbeladene Linsen unter trockenen Bedingungen abgegeben werden sollten, um die Stabilität zu verbessern und um eine vorzeitige Freisetzung zu vermeiden, wurde eine spezielle Zweikammervorrichtung entwickelt. In diesem Gefäß konnten getrocknete hydrophile IOLs gelagert werden. Die Rehydratisierung war innerhalb von 30 Minuten in einer sterilen Umgebung möglich. Die Faltbarkeit der amphiphilen und hydrophoben Linsen wurde auch für die trockenen Linsen gewährleistet. Die IOLs, die mit zwei Wirkstoffen beladen waren, zeigten die gewünschten simultanen Freisetzungsprofile für beide Arzneistoffe. Damit könnte die häufige Arzneimittelverabreichung nach den Kataraktoperationen vermieden werden. Daher sind Wirkstofffreisetzende Intraokularlinsen vielversprechende Systeme für die Anwendung am Auge.
