ES2221044T3 - Material de colageno laminado y procedimiento para producir el mismo. - Google Patents
Material de colageno laminado y procedimiento para producir el mismo.Info
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Abstract
LA PRESENTE INVENCION SE REFIERE A UN MATERIAL DE COLAGENO QUE COMPRENDE UN LAMINADO EN EL QUE UNA ESTRUCTURA DE CAPAS MULTIPLES A MODO DE TELA NO TEJIDA FIBROSA Y ULTRAFINA SE COLOCA EN EMPAREDADO ENTRE CAPAS DE COLAGENO NO FIBROSAS, UN MATERIAL A MODO DE HILO QUE CONTIENE DICHO MATERIAL DE COLAGENO, SUS PROCEDIMIENTOS DE PRODUCCION, Y UN MATERIAL MEDICO QUE CONTIENE DICHO MATERIAL DE COLAGENO, Y SOBRE TODO UNA MEMBRANA MEDICA ALTERNATIVA FORMADA POR EL CITADO MATERIAL MEDICO. TODOS ELLOS UTILIZAN COLAGENO COMO SU MATERIA PRIMA SIN COMBINAR EL USO DE UN MATERIAL POLIMERICO SINTETICO, POSEEN PROPIEDADES FISICAS HASTA EL PUNTO DE QUE PERMITEN LA SUTURA SIN DEJAR DE MANTENER LAS PROPIEDADES BIOQUIMICAS QUE POSEE POR SI MISMO EL COLAGENO, Y LA MEMBRANA MEDICA ALTERNATIVA PUEDE UTILIZARSE COMO MATERIAL PARA RELLENO EN LAS PARTES QUE FALTAN DE BIOMEMBRANAS TALES COMO EL ENDOCRANEO, EL PERICARDIO, LA PLEURA, EL PERITONEO O LA MEMBRANA SEDOSA, NO PRESENTA PROBLEMAS ETICOS, SU SUMINISTRO ES ESTABLE, CARECE DE RIESGO DE INFECCION, NO PROVOCA DEGENERACION CELULAR, PERMITE EL CONTROL DE LA VELOCIDAD DE DEGRADACION DESPUES DE APLICACION AL ORGANISMO Y TIENE UNA ACCION QUE FOMENTA LA REGENERACION DE LAS BIOMEMBRANAS.
Description
Material de colágeno laminado y procedimiento
para producir el mismo.
La presente invención está relacionada con un
material de colágeno que comprende un laminado en el cual una
estructura multicapa de colágeno, similar a tela no tejida, fibrosa,
ultra fina, es colocada en forma de bocadillo entre capas de
colágeno no fibrosas, con un material tipo hilo que contiene el
citado material de colágeno y con sus procedimientos de obtención,
al igual que con un material de uso médico que contiene el citado
material de colágeno y, particularmente, con una membrana
alternativa de uso médico, compuesta del citado material de uso
médico.
De entre los diversos materiales utilizados como
materiales de uso médico, el colágeno animal presenta una excelente
bioafinidad y compatibilidad histológica, una baja antigenicidad,
tiene la acción de favorecer la diferenciación de células huésped y
el crecimiento, tiene una acción hemostática, y es completamente
descompuesto y absorbido en el organismo. Por consiguiente, el mismo
presenta propiedades que resultan particularmente adecuadas para ser
utilizado como material de uso médico. Actualmente, se han
descubierto diversos tipos de material colágeno animal, que van del
tipo I al XIX, los tipos de colágeno I a V son utilizados a través
de diferentes vías como materiales de uso médico. En particular, el
colágeno de tipo I, el cual resulta útil como matriz extracelular,
es utilizado muy habitualmente. Estos colágenos son extraídos y
purificados a partir del tejido conjuntivo de diversos órganos,
tales como piel, hueso, cartílago, tendón, y vísceras de animales,
tales como vacas, cerdos, pájaros, canguros y similares, mediante
solubilización ácida, solubilización alcalina, solubilización neutra
y solubilización enzimática. El colágeno extraído utilizado
habitualmente es uno que ha sido descompuesto en monómeros y
oligómeros a nivel molecular, y es almacenado en forma de polvo o de
líquido. Dado que estos colágenos extraídos se encuentran en un
estado en el cual las moléculas de colágeno son descompuestas en
monómeros y oligómeros, cuando los mismos entran en contacto con el
agua, los fluidos corporales o la sangre, forman una solución de una
forma extremadamente rápida. Por consiguiente, cuando se utilizan
estos colágenos para moldeado, como materiales de uso médico, los
mismos se utilizan ya sea mediante la cobertura de la superficie de
un material polímero sintético, tal como Nylon o silicona, con
colágeno, para proporcionarle al material un determinado grado de
resistencia durante el procesado, o son utilizados para someter el
producto moldeado del colágeno extraído a tratamiento de
reticulación químico, utilizando un agente reticulador o a un
tratamiento de reticulación físico utilizando radiación, haz
eléctrico, rayos ultravioleta o calor, con vistas a mantener la
forma de los materiales durante un determinado período de tiempo, en
el caso de aplicación al organismo. Además, si bien estos colágenos
extraídos pueden ser utilizados como hilos para tratamiento de uso
médico, mediante la adopción de la forma de un hilo, para su
hilatura se utiliza la hilatura húmeda.
No obstante, en el caso de un material en el cual
el colágeno es combinado con un material polimérico sintético, el
material polimérico sintético permanece en el organismo como un
objeto extraño, dando lugar a susceptibilidades con la ocurrencia de
trastornos tales como granulación e inflamación y este tipo de
material no puede ser aplicado a todas las células y vísceras.
Además, aunque se lleve a cabo un tratamiento de reticulación sobre
materiales de colágeno, dado que apenas se produce incremento en las
propiedades físicas del material de colágeno, y particularmente en
la resistencia a la rotura, no resulta posible procesar este tipo de
material para ser utilizado como material de uso médico que requiere
sutura. Además, cuando se utiliza un agente reticulador, tal como
glutaraldehído o epoxi, no tan solo se convierte en problema la
toxicidad del agente reticulador sobre el organismo, sino que existe
también la desventaja de las propiedades bioquímicas poseídas de
forma inherente por el colágeno, y particularmente, se pierden los
efectos promocionales sobre el crecimiento celular. Además, en el
caso de tratamiento reticulador físico, la velocidad de reticulación
es inestable y es incapaz de proporcionar propiedades físicas
adecuadas para un material de colágeno. Además, ha resultado también
difícil llevar a cabo un tratamiento de reticulación a los efectos
de que pueda ser controlada la velocidad de absorción en el
organismo. Por otro lado, dado que el colágeno hilado no tiene la
suficiente resistencia, el mismo no resulta adecuado para ser
utilizado como sutura.
Por otro lado, si bien resulta necesario cerrar
mediante resuturación un endocráneo, pericardio, pleura, peritoneo o
membrana serosa abiertos, cuando se cierra una herida quirúrgica
después de realizar cirugía sobre el cerebro o sobre diversas
vísceras para el tratamiento de diversas enfermedades o
traumatismos, existen muchos casos en los cuales, en la membrana se
forma una parte desaparecida, que evita el que una herida quirúrgica
se cierre completamente, debido a la formación de una parte
reducida, en función de la longitud de la superficie o de la
membrana que está siendo parcialmente separada. Si la parte
desaparecida se deja si corregir, las vísceras tales como el
cerebro, el corazón, el pulmón y el intestino pueden herniarse desde
el área donde la membrana ha desaparecido, ocasionándose un
trastorno grave, o el agua o el aire pueden escaparse de las
vísceras o del área que rodea las vísceras, evitado que la herida
quirúrgica cicatrice. Además, teniendo en cuenta que la víscera
puede adherirse a los tejidos del entorno, el tejido puede resultar
perjudicado, evitándose con ello la obtención de una prognosis
favorable. Como consecuencia, endocráneo humano liofilizado,
extraído de cadáveres, o película porosa elástica de
politetrafluoroetileno (EPTFE) (Tissue Goretex, marca comercial),
malla de polipropileno, lámina de Teflon o lámina de Dacron y
similares son utilizadas como membranas de uso médicos alternativas,
las cuales pueden ser utilizadas como materiales de relleno para
estas partes desaparecidas. Además, se esta desarrollando
actualmente un copolímero de ácido láctico y de
\varepsilon-caprolactona (50:50). Además, como
último recurso se acude a procedimientos que conllevan la
utilización de la propia fascia lata del paciente o del propio
pericardio, piel o músculo y similares del paciente.
No obstante, en lo que concierne a la utilización
de endocráneo humano, la adherencia se produce entre el endocráneo
humano relleno y el tejido parenquimatoso del cerebro. No tan solo
conlleva esto el riesgo de provocar ataques epilépticos después de
practicada la cirugía, sino que existe también el problema de
obtener especimenes a partir de cadáveres humanos, al igual que el
problema del suministro resulta ser extremadamente limitado. Más
recientemente, se ha informado acerca de la aparición de la
enfermedad de Creutzfeldt-Jacob (CJD) en pacientes
que habían recibido trasplantes de endocráneo (J. Neurosurgery,
21(2):167-170, 1993). En Japón, el endocráneo
humano no se utiliza en la actualidad. Además, dado que los
materiales de tipo EPTFE y similares no se descomponen en el
organismo sino que permanecen en forma de objetos extraños, los
mismos provocan fácilmente infecciones o, cuando son puestos en
contacto con el tejido humano, acaban provocando la degeneración
grasa de las células del tejido y similares, y se sabe que provocan
frecuentemente complicaciones post-operatorias. Los
copolímeros de ácido láctico y de
\varepsilon-caprolactona son degradables en el
organismo.
Si bien los mismos se descomponen gradualmente
una vez aplicados al organismo, se requiere un largo período de
tiempo, de alrededor de aproximadamente dos años, antes de que los
mismos se descompongan completamente y sean absorbidos. Por
consiguiente, los mismos permanecen en el organismo durante un corto
período de tiempo en forma de objetos extraños, provocan inflamación
en el tejido durante el proceso de degradación y forman granulomas.
Dado que este copolímero utiliza como monómero la forma (L) del
ácido láctico, el ácido láctico puede cristalizar en el copolímero
provocando inflamación. Además, tanto el EPTFE como el copolímero de
ácido láctico y \varepsilon-caprolactona no
presentan la acción de favorecer la regeneración de las
biomembranas. Además, los procedimientos que utilizan la propia
fascia lata y similares del paciente, representan una carga
significativa tanto para el paciente como para el de uso médico.
Si bien en el pasado se han utilizado materiales
tales como el EPTFE mencionado anteriormente, malla de polipropileno
(Marlex), endocráneo secado humano y pericardio ovino tratado con
glutaraldehído (GA), como material de relleno para el pericardio, el
EPTFE y el pericardio humano secado presentan las desventajas
descritas anteriormente. Además, la malla de polipropileno provoca
una fuerte adherencia entre ella misma y el corazón. Dado que el
pericardio bovino tratado con GA permanece en el organismo sin ser
absorbido o descompuesto, el mismo provoca el deterioro debido a la
deposición mineral y se han observado también complicaciones debidas
a neumonía intersticial provocada por una reacción inmune al
pericardio bovino.
Además, si bien el ácido poliglicólico, la tela
no tejida y el pericardio bovino se han utilizado como materiales de
relleno para pleura y para auto-sutura, para reducir
la pérdida de aire procedente del punto quirúrgico después de la
realización de cirugía de pulmón, el ácido poliglicólico provoca una
fuerte adherencia y, dado que el mismo no es transparente, resulta
difícil de utilizar para auto-sutura. Además, el
pericardio bovino presenta las desventajas ya mencionadas con
anterioridad.
Por esas razones, ha surgido la necesidad de
desarrollar un material de colágeno que utilice colágeno como
materia prima, sin combinar la utilización de un material polimérico
sintético, posea propiedades físicas hasta el extremo de que permita
la sutura, conservando todavía las propiedades bioquímicas poseídas
por el colágeno de manera inherente y que conserve su forma durante
un determinado período de tiempo, incluso después de la aplicación
al organismo; su procedimiento de producción; y un material médico
sobre el que se basa, entre cuyos ejemplos se incluyen un tubo
neural periférico, espina artificial, esófago artificial, tráquea
artificial, vaso sanguíneo artificial, válvula artificial o
membranas de uso médico alternativas, tales como endocráneo
artificial, ligamentos artificiales, tendones artificiales, suturas
quirúrgicas, materiales de relleno quirúrgicos, reforzamiento
quirúrgico, materiales protectores de heridas, piel artificial y
córnea artificial. En particular, ha surgido una gran necesidad, en
el campo de los arreglos clínicos, de desarrollar diversos tipos de
materiales de uso médico que puedan ser utilizados como membranas de
uso médicos alternativas, los cuales no presenten problemas de tipo
ético, sean un suministro estable, eviten la adherencia de las
heridas quirúrgicas subsiguientes a la aplicación de cirugía al
organismo, no presenten riesgo de infección, no provoquen la
degeneración el tejido, permitan el control de la velicidad de
degradación después de la aplicación y desarrollen una acción que
favorezca la regeneración de las biomembranas, especialmente el
endocráneo, el pericardio, la pleura, el peritoneo o la membrana
serosa.
Como resultado de una seria investigación
dirigida a solucionar los problemas mencionados anteriormente, los
inventores de la presente invención averiguaron que un material de
colágeno que comprende un laminado en el cual una estructura
multicapa de colágeno, similar a tela no tejida, fibrosa, ultrafina,
colocada en forma de bocadillo entre capas de colágeno no fibrosas,
presenta excelentes propiedades como material de uso médico, al
igual que propiedades físicas que permiten la sutura, conduciendo
por todo ello a completar la presente invención. Es decir, la
presente invención está relacionada con un material de colágeno que
comprende un laminado en el cual una estructura multicapa de
colágeno, de tela no tejida, fibrosa, ultrafina, es ubicada en forma
de bocadillo entre capas de colágeno no fibrosas. Además, la
presente invención está relacionada con un procedimiento de
producción del material de colágeno mencionado anteriormente, el
cual comprende la congelación de una capa de solución de colágeno,
la liofilización para formar una capa de colágeno fibrosa fina, la
compresión, la repetición de un procedimiento que comprende la
inmersión en una solución de colágeno y el secado al aire; seguido
del sometimiento a tratamiento de reticulación. Además, la presente
invención está relacionada con un material de tipo hilo que contiene
un material de colágeno que comprende un laminado, en el cual una
estructura multicapa de colágeno, similar a tela no tejida, fibrosa,
ultrafina, es ubicada en forma de bocadillo entre capas de colágeno
no fibrosas y un procedimiento de producción del material de tipo
hilo mencionado anteriormente, que comprende el hilado húmedo de una
solución de colágeno para obtener hilos de colágeno; la congelación
de los hilos de colágeno; la liofilización,: la compresión de los
hilos de colágeno; la repetición del procedimiento que comprende la
inmersión en solución de colágeno y el secado con aire; seguido del
sometimiento a tratamiento de reticulación. Además, la presente
invención está relacionada con un material de uso médico que
contiene un material de colágeno que comprende un laminado, en el
cual una estructura multicapa de colágeno, similar a tela no tejida,
ultrafina, fibrosa, es ubicada en forma de bocadillo entre capas de
colágeno no fibrosas, una membrana de uso médico alterativa
compuesta por el citado material de uso médico y, particularmente,
una membrana de uso médico alternativa que tiene una capa de gel de
gelatina reticulado o una capa de ácido hialurónico sobre una o
sobre ambas caras.
La Figura 1 muestra la estructura del material de
colágeno de la presente invención.
Las Figuras 2 a 5 son micrográficas electrónicas
que muestran la forma de cada una de las fibras del material de
colágeno de la presente invención.
La Figura 1 ilustra la estructura del material de
colágeno de la presente invención. En este material de colágeno, las
fibras ultrafinas 15, compuestas de diversas moléculas de colágeno y
que tienen un diámetro de aproximadamente 5 nm, se utilizan como
unidad básica para formar las fibras finas 14 que tienen un diámetro
de aproximadamente 50 nm y estas forman las fibras estrechas 13a y
13b, que tienen un diámetro de aproximadamente 2 \mum. Tal como se
muestra en los dibujos, estas fibras estrechas 13a y 13b forman las
fibras 12, que tienen un diámetro de aproximadamente 6 \mum,
mediante solapamiento alternativo como pliegue y trama y estas se
solapan en la dirección coaxial para formar las fibras de placa 11,
que tienen un diámetro de aproximadamente 20-50
\mum. Estas fibras de placa 11 forman la estructura multicapa de
colágeno, similar a tela no tejida, ultrafina, fibrosa 10 y las
capas de colágeno no fibrosas 20a y 20b, en las cuales son
dispersadas las moléculas de colágeno en forma de monómeros y
oligómeros, se encuentran presentes sobre su parte exterior. Además,
las moléculas de colágeno son también incorporadas entre las fibras
de placa de la estructura multicapa similar a tela no tejida. La
Figura 2 es una micrografía electrónica de una sección transversal
del material de colágeno de la presente invención. La figura 3
indica una fibra 12, formada por solapamiento alternativo de fibras
estrechas 13a y 13b. La Figura 4 indica fibras ultrafinas y la fibra
fina 14, la cual se forma mediante la utilización de las fibras
ultrafinas 15 como unidad básica. La Figura 5 indica la fibra
ultrafina 15.
Entre los ejemplos de colágenos que pueden ser
utilizados como materia prima para el material de colágeno compuesto
de un laminado en el cual una estructura multicapa de colágeno,
similar a tela no tejida, ultrafina, fibrosa, colocada en forma de
bocadillo entre capas de colágeno no fibrosas, se incluyen diversos
tipos de colágeno utilizados en el estado de la técnica, y
preferiblemente, de colágeno solubilizado neutro, colágeno
solubilizado ácido, colágeno solubilizado alcalino, o colágeno
solubilizado enzimático. De entre estas, resulta particularmente
preferido el colágeno solubilizado enzimático, dado que el mismo
conlleva el tratamiento de colágeno insoluble con enzima (por
ejemplo, pepsina tripsina, quimotripsina, papaina y pronasa),
provocando el que la parte telopéptida fuertemente antígena en las
moléculas de colágeno sea extraída, dando lugar a un descenso en la
antigenicidad. No existen restricciones particulares sobre el origen
este colágeno y, en general, el colágeno de tipo I o las mezclas de
colágeno de tipo I y de tipo III pueden ser utilizadas, pudiéndose
obtener mediante extracción y purificación a partir de la piel, el
hueso, el cartílago, el tendón, las vísceras y similares de animales
tales como vacas, cerdos, conejos, ovejas, canguros, pájaros y
peces, etc.
Cuando el material de colágeno de la presente
invención, que tiene una estructura fibrosa ultrafina tal como se ha
descrito anteriormente, es comparado con un material compuesto
únicamente de colágeno no fibroso que tiene una estructura amorfa en
la cual las moléculas de colágeno están dispersas en estado de
monómeros y oligómeros utilizados en el pasado como diversos tipos
de materiales de uso médico, si bien el primero de ellos conserva la
acción sobre el organismo poseída de forma inherente por el
colágeno, en comparación con el último, no tan solo presenta
excelentes propiedades físicas, y particularmente una excelente
resistencia a la rotura, sino que la velocidad de absorción en el
organismo es resulta también prolongada de forma adecuada. Además,
un material en forma de hilo que contiene el material de colágeno de
la presente invención se encuentra en forma de material de hilo de
colágeno que comprende un laminado en el cual una estructura
multicapa de colágeno, similar a tela no tejida, ultrafina, fibrosa,
es ubicada en forma de bocadillo entre capas de colágeno no
fibrosas, en varios tipos de materiales de uso médico. Entre los
ejemplos de formas de materiales de uso médico se incluyen
membranas, tubos, bolsas y agregados. Un ejemplo particular de
aplicación de este material de uso médico es una membrana de uso
médico alternativa y, más específicamente, un ejemplo preferido es
una membrana de uso médico alternativa que tiene una capa de gel de
gelatina reticulada o una capa de ácido hialurónico, sobre una o
sobre ambas caras. En este caso, el espesor está preferiblemente
comprendido entre 0,1-5 mm.
La capa de gel de gelatina que es capaz de estar
presente sobre la superficie de la membrana de uso médico
alternativa de la presente invención actúa como una capa que evita
la adherencia, para evitar la extensión de las células procedentes
del tejido corporal de los alrededores hacia puntos en los cuales se
requiere evitar la adherencia, debido a la acción de la gelatina que
imparte adherencia celular y crecimiento. Además, el ácido
hialurónico tiene el efecto de mejorar la estabilidad del colágeno,
al igual que el efecto de evitar la adherencia. En la membrana de
uso médico alternativa de la presente invención, dado que resulta
necesario que la capa de gelatina o la capa de ácido hialurónico se
mantengan sin ser desgrasadas o absorbidas durante un período de
aproximadamente 3-4 semanas después de su aplicación
al organismo, esta capa de gel de gelatina o la capa de ácido
hialurónico es tratada mediante
reticulación.
reticulación.
Con vistas a obtener el material de colágeno de
la presente invención, que comprende un laminado en el cual una
estructura multicapa de colágeno, similar a tela no tejida,
ultrafina, fibrosa, es ubicada en forma de bocadillo entre capas de
colágeno no fibrosas, se prepara una solución de colágeno en ácido
clorhídrico 1N (pH aproximadamente 3), después de la extracción y
purificación, tal como se ha descrito anteriormente (la
concentración de colágeno esta comprendida entre aproximadamente el
0,5-3% en peso, y particularmente preferiblemente en
torno al 1% en peso), y se forma una capa de solución de colágeno en
ácido clorhídrico en un recipiente, tal como un plato de Petri, a
los efectos de que la capa líquida tenga un espesor uniforme
arbitrario, utilizando cualquier procedimiento rutinario, tal como
el vertido. Si bien el espesor de la capa de solución de colágeno en
ácido clorhídrico es determinado según la aplicación del material de
colágeno de la presente invención, en el caso de utilización, por
ejemplo, como membrana de uso médico alternativa en forma de
endocráneo, el espesor está preferiblemente comprendido entre 1 y 5
cm, resultando particularmente preferido un espesor de entre
1-3 cm. Esta es después congelada preferiblemente
entre aproximadamente -10 y -196ºC, y preferiblemente a
aproximadamente -20ºC, durante un período de al menos
aproximadamente 6 horas, preferiblemente aproximadamente
6-48 horas, siendo particularmente preferido un
período de congelación de aproximadamente 24 horas. Como resultado
de la congelación, se forman finas pieza de hielo entre las
moléculas de colágeno dispersadas en la solución de ácido
clorhídrico y se produce la separación de capas en la solución de
colágeno en ácido clorhídrico, dando lugar a la formación de fibras,
debido a la reordenación de las moléculas de colágeno. Si el tiempo
de congelación es inferior a las 6 horas, dado que la solución de
colágeno en ácido clorhídrico no se ha congelado adecuadamente,
existe una formación insuficiente de la mencionada solución de
colágeno en ácido clorhídrico congelada, lo cual evita la obtención
de las propiedades físicas adecuadas. Seguidamente, la solución de
colágeno en ácido clorhídrico congelada mencionada anteriormente es
liofilizada al vacío, preferiblemente a entre aproximadamente -40 y
-80ºC y particularmente preferiblemente a aproximadamente -80ºC,
preferiblemente durante un período de aproximadamente
24-48 horas, resultando particularmente preferido un
período de aproximadamente 48 horas. Como resultado de la
liofilización, conjuntamente con las piezas finas de hielo entre las
moléculas de colágeno que se vaporizan, las fibras ultrafinas
compuestas de moléculas de colágeno sirven como unidades básicas
para obtener una capa de colágeno similar a tela no tejida compuesta
por fibras finas, fibras estrechas, fibras y fibras de placas, tal
como se ha descrito anteriormente.
Seguidamente, la capa de colágeno similar a tela
no tejida obtenida de la forma descrita anteriormente es objeto de
compresión hasta obtener un grosor uniforme, utilizando un aparato
de presión. Como resultado de la compresión, se controla el tiempo
residual del material de tipo colágeno de la presente invención en
el organismo. Por ejemplo, en el aso de utilizarse una solución al
1% en peso de colágeno en ácido clorhídrico, la compresión se lleva
a cabo durante un período de 15 segundos, a una presión de, por
ejemplo, 200 kg/cm^{2}, en una banda de relación de compresión
comprendida entre 30 y 60. Seguidamente, la capa de colágeno
comprimida es sumergida en una solución de colágeno en ácido
clorhídrico y secada al aire. El paso de inmersión y secado al aire
se repite entre 5 y 20 veces. La solución de colágeno en ácido
clorhídrico utilizada aquí es una solución de colágeno no fibroso
que contiene entre aproximadamente el 0,5 y el 3% en peso, y
particularmente alrededor del 2% en peso de colágeno extraído y
purificado en ácido clorhídrico aproximadamente 1N, en el cual se
dispersan las moléculas de colágeno es estado de monómeros y
oligómeros y, como resultado de la inmersión de la capa de colágeno
comprimida en esta solución de colágeno, las moléculas de colágeno
dispersadas en la solución de colágeno son incorporadas entre las
fibras de las placas y la capa de colágeno similar a tela no tejida.
Como resultado, se demuestran efectos ancla, los cuales, además de
proporcionar resistencia, incrementan la estabilidad en agua. Si
bien resulta adecuado el repetir el paso de inmersión y de secado
con aire durante 5-20 veces, el número de
repeticiones puede ser determinado de manera adecuada dentro de la
banda según la aplicación del material de colágeno de la presente
invención. Seguidamente, la capa de colágeno sumergida secada al
aire es sometida a tratamiento de reticulación para obtener el
material de colágeno de la presente invención, que comprende un
laminado en el cual una estructura multicapa de colágeno, similar a
tela no tejida, ultrafina, fibrosa, es ubicada en forma de bocadillo
entre capas de colágeno no fibrosas. Como resultado de la
realización del tratamiento de reticulación, un material de uso
médico que contiene el material de colágeno de la presente invención
puede ser ajustado con vistas a permanecer durante un período de
tiempo deseado, después de su aplicación al organismo. Resulta
preferible llevar a cabo reticulación por deshidratación térmica
para facilitar el control del grado de reticulación y eliminar el
efecto del agente reticulante sobre el organismo. Con vistas a
llevar a cabo la reticulación por deshidratación térmica, la capa de
colágeno sumergida y secada al aire obtenida anteriormente es
calentada al vacío, preferiblemente entre aproximadamente 105 y
150ºC, y particularmente preferiblemente a aproximadamente 140ºC,
preferiblemente durante un período de 6-48 horas y
particularmente preferiblemente durante aproximadamente 24 horas. Si
se calienta a temperaturas por debajo de 105ºC, no tiene lugar una
reacción de reticulación suficiente. Si se calienta a temperaturas
por encima de los 150ºC, el colágeno termina por desnaturalizarse.
Seguidamente, el material de colágeno de la presente invención,
obtenido según el procedimiento mencionado anteriormente, puede ser
esterilizado, según resulte necesario, mediante tratamiento con
óxido de etileno, irradiación ultravioleta o irradiación de rayos
gamma. El material de colágeno de la presente invención producido
según la manera descrita anteriormente tiene, en estado seco, una
tensión de apoyo de punto único de al menos aproximadamente 23 N y
particularmente de 45 N o superior, una tensión de resistencia a la
rotura de al menos aproximadamente 170 N y particularmente de 230 N
o superior y, en estado húmedo, una tensión de apoyo de punto único
de al menos 2 N particularmente 6 N o superior y una tensión de
resistencia a la rotura de al menos 12 N y particularmente de 23 N o
superior (en el caso de un material de colágeno que tenga una
gravedad específica de 0,74 g/cm^{3} y un grosor de 1 mm). Dado
que este material de colágeno tiene una resistencia superior a la de
los materiales colágeno del estado de la técnica, puede ser
procesado en diversos tipos de materiales de uso médico y puede ser
también objeto de sutura. Además, el mismo conserva las propiedades
inherentes del colágeno como material de uso médico.
Dado que el material de colágeno de la presente
invención tiene una excelente resistencia, el mismo puede ser
también utilizado como sutura quirúrgica. Un material de tipo hilo
que contiene el material de colágeno de la presente invención puede
ser preparado de la forma descrita seguidamente. Se prepara una
solución de ácido clorhídrico aproximadamente 1N (pH de
aproximadamente 3) de colágeno extraído y purificado (la
concentración de colágeno está preferiblemente comprendida entre
aproximadamente el 0,5 y el 3% en peso, y resulta particularmente
preferida una concentración de aproximadamente el 1% en peso), y la
misma es aplicada mediante rociado a un baño de coagulación
procedente de una boquilla con una abertura comprendida entre
preferiblemente 50 y 300 \mum, y resultando particularmente
preferida una concentración de aproximadamente 100 \mum, para
llevar a cabo el hilado húmedo. El hilo de colágeno resultante es
congelado y liofilizado bajo las mismas condiciones que las
descritas anteriormente, para formar un hilo de colágeno.
Seguidamente, el hilo de colágeno comprimido es sumergido en una
solución de colágeno con ácido clorhídrico (aproximadamente del 2%
en peso, en ácido clorhídrico 1N) y secada al aire. Este paso es
repetido entre 5 y 20 veces. Seguidamente, el hilo de colágeno
sumergido y secado al aire es sometido a un tratamiento de
reticulación en las mismas condiciones que las descritas
anteriormente, para obtener un material tipo hilo que contiene el
material de colágeno de la presente invención.
En el caso de procesado del material de colágeno
de la presente invención, preparado de la forma descrita
anteriormente, en una membrana de uso médico alternativa que tiene
una capa de gel de gelatina reticulada o una capa de ácido
hialurónico sobre una o ambas caras, en el caso de una capa de gel
de gelatina, la capa de gel de gelatina se forma mediante la
utilización de una solución de gelatina acuosa de preferiblemente
aproximadamente entre el 2 y el 70% en peso, resultando
particularmente preferida una solución de aproximadamente el 60% en
peso. No obstante, en el caso de utilizarse una solución de gelatina
acuosa de aproximadamente el 60% en peso, la capa de gel de gelatina
se forma hasta un grosor de preferiblemente entre 0,1 y 5 mm,
resultando particularmente preferido un grosor de aproximadamente 1
mm, cuando está húmeda, o preferiblemente entre 0,06 y 3 mm,
resultando particularmente preferido un grosor de aproximadamente
0,6 mm, en condiciones de sequedad. Si bien puede obtenerse la capa
de gel de gelatina a través de un procedimiento tal como el
revestimiento o la inmersión, por ejemplo, la solución de gelatina
acuosa puede ser vertida en un recipiente tal como un plato de Petri
hasta lograr el grosor requerido, y el material de colágeno de la
presente invención obtenido de la forma descrita anteriormente puede
ser colocado sobre la superficie del mismo y dejado en reposo para
permitir la gelificación de la gelatina. En el caso de formarse una
capa de gel de gelatina sobre ambas caras, se lleva a cabo también
un procedimiento similar sobre la otra cara, para formar la capa de
gel de gelatina sobre ambas caras.
Seguidamente, el material de colágeno sobre el
cual se ha formado la capa de gel de gelatina, en una o ambas caras,
obtenido de esta forma, es sometido a un segundo tratamiento de
reticulación. Como resultado de llevar a cabo este tratamiento de
reticulación, se controla la velocidad de degradación y de absorción
de la capa de gel de gelatina. Para el procedimiento de
reticulación, resulta preferible la reticulación por deshidratación
térmica, por las mismas razones que las descritas anteriormente. Con
vistas a lograr que la capa de gel de gelatina permanezca por
espacio de entre aproximadamente 3 y 4 semanas después de la
aplicación al organismo, el material de colágeno sobre el cual se ha
formado la capa de gel de gelatina mencionada anteriormente es
sometido a un tratamiento de reticulación por deshidratación térmica
en vacío, preferiblemente a una temperatura comprendida entre
aproximadamente 105 y 150ºC, resultando particularmente preferida
una temperatura de aproximadamente 140ºC, durante un perdido de
preferiblemente aproximadamente entre 6 y 48 horas, resultando
particularmente preferido un perdido de aproximadamente 24 horas. Si
la temperatura se sitúa por debajo de aproximadamente 105ºC, la
reacción de reticulación no se desarrolla de manera adecuada y si la
temperatura excede de 150ºC, el colágeno termina por
desnaturalizarse.
La capa de gel de gelatina reticulada formada de
esta forma tiene por función evitar que la parte de colágeno de la
presente membrana de uso médico alternativa se adhiera al tejido
circundante, hasta que cada una de las biomembranas se haya
regenerado, y la capa de gel de gelatina permanece sin degradarse o
absorberse durante un período aproximado de entre 3 y 4 semanas,
hasta que se biomembrana se extiende y regenera a partir de los
alrededores de la parte desaparecida y rellena la parte desaparecida
de la membrana.
En el caso de preparación de una capa de ácido
hialurónico, se forma una solución de hialuronato sódico acuoso, a
través de un procedimiento tal como revestimiento o inmersión sobre
una o sobre ambas caras del material de colágeno de la presente
invención, obtenido de la forma descrita anteriormente, mediante la
utilización de una solución de hialuronato sódico acuosa con una
concentración comprendida preferiblemente entre aproximadamente 0,5
y 2,0 mg/ml y, preferiblemente, de aproximadamente 1,0 mg/ml,
después de lo cual esta capa de solución acuosa es secada al aire
para formar una capa de ácido hialurónico. La capa de solución
acuosa de ácido hialurónico se forma hasta alcanzar un grosor de
preferiblemente entre aproximadamente 0,5 y 4,0 mm, resultando
particularmente preferido un grosor de aproximadamente 2 mm en
estado húmedo, o preferiblemente entre aproximadamente 0,1 y 2,0 mm,
resultando particularmente preferido un grosor de aproximadamente
1,0 mm en estado seco (en el caso de una solución acuosa de
aproximadamente 1,0 mg/ml), con la finalidad de que la capa de ácido
hialurónico sea capaz de permanecer sin ser degradada o absorbida
durante un período aproximado de entre 3 y 4 semanas, hasta que la
biomembrana se extienda y sea regenerada desde los alrededores de la
parte desaparecida de la membrana que tiene que ser reparada y
rellene la parte desaparecida de la membrana. Con vistas a fijar el
ácido hialurónico sobre la superficie del material de colágeno y
formar la capa de ácido hialurónico, se lleva a cabo un segundo
tratamiento de reticulación. No obstante, en el caso del ácido
hialurónico, resulta preferible llevar a cabo el tratamiento de
reticulación con carbodiimida soluble en agua (WSC). En este caso,
resulta preferible mezclar previamente la WSC con la solución acuosa
de hialuronato sódico y aplicarla al material de colágeno con
hialuronato sódico, para reticular los grupos carboxilo del colágeno
con los grupos amino del ácido hialurónico. La concentración de WSC
contenida en la solución acuosa de hialuronato sódico esta
preferiblemente comprendida entre aproximadamente 5 y 20 mg/ml,
estando comprendida la concentración más preferida entre
aproximadamente 8 y 15 mg/ml. Se prepara una solución acuosa que
contiene el hialuronato sódico y la WSC, se agita bien y se reviste
sobre uno o ambos lados de un material de colágeno, preferiblemente
hasta alcanzar un grosor de aproximadamente 1 mm, seguido de secado
con aire para formar la capa de ácido hialurónico.
El material de colágeno de la presente invención,
preparado de la forma descrita anteriormente, presenta propiedades
físicas superiores y, en particular, una superior resistencia a la
rotura, en comparación con los materiales de colágeno del estado de
la técnica y puede ser procesado en forma de diversos materiales de
uso médico utilizando únicamente el material de colágeno sin
laminación para materiales poliméricos sintéticos y similares, y
puede ser utilizado también como sutura. Además, en el caso de
aplicar el material de colágeno de la presente invención al
organismo, el mismo resulta capaz de conservar su forma durante un
período aproximado de entre 3 y 8 semanas sin disolución inmediata.
Por estas razones, mediante el procesado del material de colágeno de
la presente invención en forma de membrana, tubo, bolsa o agregado,
según la particular aplicación de que se trate, el mismo puede ser
utilizado para diversos tipos de materiales de uso médico. Por
ejemplo, el mismo puede ser utilizado como tubo neural periférico,
médula espinal artificial, esófago artificial, traquea artificial,
vaso sanguíneo artificial, válvula artificial, membrana de uso
médico alternativa artificial, tal como endocráneo alternativo,
ligamento artificial, tendón artificial, sutura quirúrgica, material
de relleno quirúrgico, reforzamiento quirúrgico, material protector
de heridas, piel artificial, córnea artificial y puede acelerar la
recuperación y la regeneración del tejido corporal lesionado.
Alternativamente, el mismo puede ser también
utilizado como estíptico a la presión o como medio tridimensional en
cultivos celulares.
Además, una membrana de uso médico alternativa
que comprende el material de uso médico de la presente invención,
obtenida de la forma descrita anteriormente, puede ser utilizada
para evitar la adherencia de las vísceras y tejido circundante, en
partes de la membrana desaparecidas mediante el relleno de las
partes desaparecidas después de diversos tipos de cirugía. En la
membrana de uso médico alternativa de la presente invención, se
utiliza una membrana de uso médico alternativa de la presente
invención, en la cual se forma una capa de gel de gelatina o una
capa de ácido hialurónico sobre una o sobre ambas caras, a los
efectos de que la capa de gel de gelatina reticulada o la capa de
ácido hialurónico reticulada se encuentren en posición frontal en
relación con la cara que entra en contacto con el tejido
circundante, para lo cual resulta necesario evitar la adherencia. En
el caso de utilizarse la presente membrana de uso médico alternativa
como membrana de uso médico alternativa del pericardio, se utiliza
una membrana alternativa en la cual se forma una capa de gel de
gelatina o una capa de ácido hialurónico sobre ambas caras, a los
efectos de que la capa de gel de gelatina o la capa de ácido
hialurónico se encuentre en posición frontal en relación con las
caras que entran en contacto con el tejido circundante, mientras que
en el caso de utilizarse la presente membrana de uso médico
alternativa como membrana alternativa de la pleura, el peritoneo o
la membrana serosa, se utiliza una membrana alternativa en la cual
se forma la capa de gel de gelatina o la capa de ácido hialurónico
sobre una cara, a los efectos de que el gel de gelatina o la capa de
ácido hialurónico se encuentre en posición frontal en relación con
la cara que entra en contacto con el tejido circundante. En el caso
de utilizarse una membrana de uso médico alternativa del endocráneo,
puede utilizarse una membrana de uso médico alternativa en la cual
se forma una capa de gel de gelatina o una capa de ácido hialurónico
sobre una o ambas caras. En el caso de utilizarse una membrana
alternativa en la cual se forme una capa de gel de gelatina o una
capa de ácido hialurónico sobre una cara, la membrana se utiliza a
los efectos de que la capa de gel de gelatina o la capa de ácido
hialurónico se encuentre en posición frontal en relación con la cara
que entra en contacto con el tejido del parenquimo cerebral. Además,
este material de membrana alternativa puede ser también utilizado
como refuerzo para la sutura de vasos sanguíneos, tracto digestivo,
tráquea, uretra, vejiga urinaria, membrana serosa o membrana
periodontal.
La membrana de uso médico alternativa de la
presente invención que se utiliza como material para rellenado de
partes desaparecidas de biomembranas de la forma descrita
anteriormente, puede ser utilizada como membrana alternativa del
endocráneo, pericardio, pleura, peritoneo o membrana serosa. Cuando
la presente membrana alternativa es aplicada a una herida
quirúrgica, si bien las biomembranas tales como el endocráneo, el
pericardio, la pleura, el peritoneo o la membrana serosa que
permanecen alrededor de la herida quirúrgica se extienden y
regeneran a partir del punto en contacto con la presente membrana
alternativa, mediante la utilización de la parte de colágeno de la
presente membrana alternativa como asidero para regeneración, se
evita la adherencia en puntos en los cuales el tejido corporal entra
en contacto con la capa de gel de gelatina o con la capa de ácido
hialurónico para evitar la invasión celular y la extensión, a los
efectos de que, en última instancia, la parte desaparecida sea
rellenada por la membrana regenerada, después de lo cual la presente
membrana alternativa es eliminada completamente, como consecuencia
de un resultado de degradación y de absorción por el organismo.
Tal y como se ha descrito anteriormente, si bien
el material de colágeno de la presente invención, al igual que un
material de uso médico que contiene el colágeno natural de la
presente invención, y particularmente una membrana de uso médico
alternativa, tienen una resistencia a la rotura que es superior a la
de los materiales de colágeno convencionales y materiales de uso
médicos en los cuales están contenidos, existen casos en los cuales
se requiere incluso una resistencia más elevada. Por consiguiente,
el material de colágeno de la presente invención y un material de
uso médico que contiene el material de colágeno de la presente
invención pueden tener, cuando resulte necesario, una malla
intermedia similar a una lámina, compuesta de un material
biodegradable, absorbible, en el interior. Entre los ejemplos de
materiales biodegradables absorbibles se incluyen el ácido
poliglicólico, el ácido poliláctico, el copolímero de ácido
glicólico y el ácido láctico, la polidioxanona, el copolímero de
ácido glicólico y carbonato de trimetileno, o una mezcla de ácido
poliglicólico y de ácido poliláctico. Las mallas intermedias
similares a láminas compuestas por estos materiales se encuentran en
forma de lámina malla, tela tejida, tela no tejida o lámina que
contiene agujeros efectuados con punzón que tienen un diámetro de,
por ejemplo, entre aproximadamente 50 y 2000 \mum. Si bien su
espesor está comprendido, por ejemplo, entre aproximadamente 100 y
2000 \mum, el diámetro del agujero y el espesor de la malla
intermedia pueden ser adecuadamente modificados según cual sea su
aplicación específica.
Con vistas a preparar un material de colágeno que
tenga una malla intermedia similar a una lámina compuesta de un
material absorbible, biodegradable, en el interior, una malla
intermedia similar a una lamina parecida a la descrita anteriormente
es sumergida en una solución de colágeno y ácido clorhídrico, cuando
se forma la estructura multicapa de colágeno similar a tela no
tejida, fibrosa, ultrafina, después de lo cual, la capa de solución
de colágeno y ácido clorhídrico es sometida a los siguientes pasos,
tales como congelación y liofilización .
Se proporciona a continuación una explicación de
la presente invención, a través de sus ejemplos.
Se preparó una solución de ácido clorhídrico 1N
con un 1% de colágeno en peso utilizando colágeno de piel de cerdo,
la solución fue vertida en un plato de Petri para preparar capas de
solución de colágeno que tenían un espesor de 6, 12 y 18 mm,
respectivamente. Las capas fueron después congeladas durante un
período de 24 horas a -80ºC. Seguidamente, las capas fueron
comprimidas en caliente, durante un período de 15 segundos, a
temperatura ambiente y una presión de 200 kg/cm^{2}, utilizando
una prensa, para obtener que tienen un grosor de aproximadamente
0,2; 0,3 y 0,5 mm, respectivamente. Se preparó una solución acuosa
de ácido clorhídrico 1N con el 2% en peso de colágeno, utilizando el
colágeno mencionado anteriormente como materia prima, y las capas de
colágeno comprimidas obtenidas anteriormente fueron sumergidas en la
solución de colágeno y secadas al aire. El paso de inmersión y
secado con aire fue repetido entre 5 y 10 veces, después de lo cual
las capas sumergidas y secadas con aire fueron sometidas a un
tratamiento de reticulación térmica en vacío, a 140ºC durante un
período de 24 horas, para obtener los materiales de colágeno de la
presente invención.
Se midieron la tensión de apoyo de punto único y
la resistencia a la rotura en los estados húmedo y seco, para los
materiales de colágeno de la presente invención, preparados
anteriormente, según los procedimientos descritos más adelante.
Se prepararon pequeñas piezas de prueba que
medían 15 x 40 mm. Se aplicó tensión de manera uniforme a una
velocidad ISO B (5 mm/min) en la dirección axial de las piezas de
prueba, utilizando un calibrador en contrafase digital (calibrador
Aikoh Engineering CPU), en un baño temperatura y humedad constantes,
a 25ºC y humedad del 50%, según el procedimiento descrito más
adelante, y se determinó la tensión máxima a la cual se rompe la
membrana, tanto en el estado seco como en el húmedo (hidratado
después de 1 minuto, en solución salina fisiológica a 37ºC o
hidratado durante un período de 24 horas en solución salina
fisiológica, a temperatura ambiente).
Un hilo (prolina 4-0 o dexon 2)
fue objeto de sutura y anclado en un punto situado a 5 mmm del
interior, a partir del centro de la terminación de cada una de las
piezas de prueba, mientras se le aplicaba tensión en el otro extremo
mediante fijación uniforme por medio de un clip.
Se aplicó tensión a ambos extremos de cada una de
las piezas de prueba mediante fijación uniforme de ambos extremos
con clips.
Los resultados se muestran en la tabla que sigue
a continuación.
\vskip1.000000\baselineskip
Según los resultados indicados anteriormente, los
materiales de colágeno de la presente invención demostraron poseer
unas excelentes propiedades, las cuales eran capaces de resistir la
sutura.
Teniendo en cuenta que el material de colágeno de
la presente invención, que comprende un laminado en el cual una
estructura multicapa de colágeno, similar a tela no tejida, fibrosa,
ultrafina, ubicada entre capas de colágeno no fibrosas, tiene
propiedades físicas que permiten la sutura, a pesar de que el mismo
conserva las propiedades bioquímicas poseídas por el colágeno de
forma inherente, puede ser utilizado ampliamente para diversos tipos
de materiales de uso médico. Además, la membrana de uso médico
alternativa de la presente invención no presenta problemas éticos,
puede ser proporcionada como suministro estable y utilizada como
sutura en una herida quirúrgica, como material que rellena las
partes desaparecidas de una biomembrana o como material que evita la
adherencia. Además, si bien muestra efectos que evitan la
adherencia, dado que permanece durante un determinado período de
tiempo una vez aplicada la sutura, hasta que la membrana se regenera
y es posteriormente degradada y absorbida gradualmente, no provoca
inflamación ni efectos similares como resultado de permanecer en el
tejido corporal durante un largo período de tiempo, permitiendo por
todo ello que pueda ser utilizada con seguridad.
Claims (15)
1. Material de colágeno que comprende un laminado
en el cual una estructura multicapa de colágeno, similar a tela no
tejida, fibrosa, ultrafina, es ubicada en forma de bocadillo entre
capas de colágeno no fibrosas.
2. Material de colágeno según la reivindicación
1, en el cual una estructura multicapa de colágeno, similar a tela
no tejida, fibrosa, ultrafina, se forma a partir de fibras de placa
de colágeno.
3. Material de colágeno según cualquiera de las
reivindicaciones 1 ó 2, que tiene una malla intermedia en forma de
lámina, compuesta de un material biodegradable, absorbible en el
interior.
4. Procedimiento de producción de un material de
colágeno según la reivindicación 1, que consiste el congelado de una
capa de solución de colágeno; la liofilización para formar una capa
de colágeno fibrosa fina; la compresión; la repetición de un
procedimiento que comprende la inmersión en una solución de colágeno
y el secado con aire; seguido del sometimiento a un tratamiento de
reticulación.
5. Procedimiento según la reivindicación 4, en el
cual dicho tratamiento de reticulación es un tratamiento de
reticulación térmico.
6. Material en forma de hilo que contiene un
material de colágeno que comprende un laminado en el cual una
estructura multicapa de colágeno, similar a tela no tejida, fibrosa,
ultrafina, es ubicada en forma de bocadillo entre capas de colágeno
no fibrosas.
7. Procedimiento de producción de un material en
forma de hilo según la reivindicación 6, que comprende la obtención
de hilos de colágeno mediante hilado en fase húmeda de una solución
de colágeno; la congelación de los hilos de colágeno; la
liofilización; la compresión de los hilos de colágeno; la repetición
de un procedimiento que consiste en la inmersión en una solución de
colágeno y el secado en aire; seguido de sometimiento a tratamiento
de reticulación.
8. Material médico que contiene un material de
colágeno que comprende un laminado en el cual una estructura
multicapa de colágeno, similar a tela no tejida, fibrosa, ultrafina,
es ubicada en forma de bocadillo entre capas de colágeno no
fibrosas.
9. Material médico según la reivindicación 8, que
tiene una malla intermedia de tipo lámina compuesta por un material
biodegradable, absorbible en el interior.
10. Membrana médica alternativa, compuesta por un
material de uso médico según cualquiera de las reivindicaciones 8 ó
9.
11. Membrana médica alternativa según la
reivindicación 10, que tiene una capa de gel de gelatina reticulado
o una capa de ácido hialurónico sobre una o ambas caras.
12. Material de colágeno como el indicado en la
reivindicación 1 que tiene, en estado seco, una tensión de apoyo en
punto único de al menos 23 N y una tensión de resistencia a la
rotura de al menos 170 N y, en estado húmedo, una tensión de apoyo
en punto único de al menos 2 N y una tensión de resistencia a la
rotura de al menos 12 N (en el caso de un grosor de 1 mm).
13. Material médico que tiene una malla
intermedia de tipo lámina compuesta por un material biodegradable,
absorbible en el interior de una estructura multicapa de colágeno,
similar a una tela no tejida, fibrosa, ultrafina.
14. Membrana médica alternativa, que comprende un
material médico como el indicado en la reivindicación 13.
15. Membrana médica alternativa como la indicada
en la reivindicación 14, que tiene una capa de gel de gelatina
reticulado o una capa de ácido hialurónico sobre una o sobre ambas
caras.
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