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UNIVERSIDAD NACIONAL AUTÓNOMA DE MEXICO 
POSGRADO EN CIENCIAS E INGENIERÍA DE MATERIALES 
 
 
 
“Manufactura aditiva de andamios de 
policaprolactona/hidroxiapatita para regeneración ósea” 
 
 
 
 
TESIS 
QUE PARA OPTAR POR EL GRADO DE: 
DOCTORA EN CIENCIAS E INGENIERÍA DE MATERIALES 
 
 
PRESENTA: 
KARLA KARINA GÓMEZ LIZÁRRAGA 
 
 
 
TUTOR PRINCIPAL 
María Cristina Piña Barba 
Instituto de Investigaciones en Materiales 
 
 
MIEMBROS DEL COMITÉ TUTOR 
Carlos Escobedo 
Queen’s University 
David Garciadiego Cázares 
Instituto Nacional de Rehabilitación 
 
Ciudad Universitaria, Cd. Mx. Noviembre 2017 
 
UNAM – Dirección General de Bibliotecas 
Tesis Digitales 
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reproducción, edición o modificación, será perseguido y sancionado por el 
respectivo titular de los Derechos de Autor. 
 
 
 
 
 
JURADO ASIGNADO 
 
PRESIDENTE Dra. Susana Patricia Miranda Castro 
PRIMER VOCAL Dra. María Cristina Piña Barba 
SEGUNDO VOCAL Dr. Leopoldo Ruiz Huerta 
TERCER VOCAL Dr. Abel Moreno Cárcamo 
SECRETARIO Dr. Marco Antonio Álvarez Pérez 
 
 
 
 
 
 
COMITÉ TUTORAL 
 
 
Tutor Principal: Dra. María Cristina Piña Barba 
Dr. Carlos Escobedo 
Dr. David Garciadiego Cázares 
 
 
 
 
 
 
 
 
SUSTENTANTE 
 
Karla Karina Gómez Lizárraga 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
We all have an unsuspected reserve of strength inside that emerges 
when life puts us to the test. 
 
 
Isabel Allende 
 
 
 
 
 
 
 
 
DEDICATORIAS 
 
 
 
DEDICATORIAS 
A mis padres Josefina y Carlos por darme siempre su apoyo incondicional, por hacerme 
sentir que es posible obtener lo que te propones con el trabajo del día a día. A mis hermanos 
Laura y Sergio por siempre creer en mí, echarme porras en todos los proyectos en los que 
me he involucrado en mi vida. A todos y cada uno de ustedes por darme su apoyo en mis 
momentos de alegría y tristeza, por su cariño y apapachos, muchas gracias. ¡Los quiero 
mucho! 
A mis amigas “las ilusas”, Amparo, Alma, Mireille y Vero por su apoyo y cariño, por compartir 
momentos juntas desde hace más de una década y seguir siendo siempre tan unidas y 
porque sé que cuento con ustedes pase lo que pase. 
A mis amigos del IIM, Gaby con quién he compartido muchas anécdotas y momentos de 
esparcimiento cultural y social. A mis compañeros del laboratorio de Biomateriales, Juan 
Manuel, Alex y David por los buenos momentos compartidos. 
A Óscar (el vecino) quién después de 5 años se convirtió en un amigo de para toda la vida, 
gracias por prestarme tus oídos en cada momento importante de vida, por sólo estar ahí y 
regalarme tú tiempo. 
A Nayeli, por tú apoyo y conocimiento brindado, pero sobre todo por tú franca amistad. 
A José Luis, por ser un gran amigo, por apoyarme siempre, escucharme, por tú confianza, 
por compartir historias de vida. Agradezco a la vida por coincidir en éste universo, ya que 
valoro mucho tú amistad. 
A Isaac, por enseñarme tanto, por permitirme ver que siempre hay otra perspectiva, que 
todo cambio es bueno y necesario y de que en cada experiencia se aprende algo, por tú 
valiosa y afectuosa amistad, muchas gracias. 
A Sonem, por tú apoyo sincero y calidez durante mi estancia en Kingston. 
A Albert por brindarme tú amistad y apoyo en cada ocasión que visité Kingston, por esos 
viajes en canoa y deliciosas cenas. 
A Edgar, porque a pesar de todo lo que hemos pasado éste último año has estado ahí para 
escucharme y apoyarme. Te quiero. 
Y a todas aquellas personas que pudiese olvidar nombrar y que a lo largo de estos años me 
han acompañado en esta aventura, créanme me llevo un poco de cada uno de ustedes
AGRADECIMIENTOS 
 
 
 
AGRADECIMIENTOS 
A la Universidad Nacional Autónoma de México, en especial al Instituto de Investigaciones 
en Materiales (IIM), al que puedo considerar como mi segundo hogar. Por permitirme ser 
parte de esta gran casa de estudios de la cual me siento muy orgullosa de pertenecer. 
Un especial agradecimiento a mi mentora y amiga, la Dra. María Cristina Piña Barba, por su 
guía y confianza a lo largo de estos 5 años durante el desarrollo de éste trabajo. Por 
apoyarme profesional y personalmente. En su laboratorio he aprendido mucho de ciencia, 
política, historia, anécdotas, etc… Por todo ese tiempo dedicado a la enseñanza y amistad, 
muchísimas gracias. 
Al Dr. Carlos Escobedo porque desde que lo conocí, solo he encontrado en él a una gran 
persona y profesor, sin conocerme siempre me brindó su apoyo y me hizo sentir bienvenida 
en su grupo de trabajo y en su hogar. Por sus consejos académicos y por impulsarme a dar 
un extra en todas mis actividades académicas, muchas gracias. 
Al Dr. Marco Antonio por su apoyo para la realización de los estudios biológicos in vitro de 
los andamios. Por su apoyo incondicional en la conclusión de mis estudios de posgrado. 
Al Dr. David Garciadiego por sus observaciones y comentarios en el entendimiento de los 
procesos biológicos y su apoyo para el buen desempeño de mi trabajo de tesis doctoral. 
A la Dra. Patricia Miranda por su valiosa aportación a éste trabajo. 
Al Dr. Leopoldo Ruiz por su valiosa contribución en el presente trabajo, a sus sugerencias y 
apoyo incondicional durante estos 5 años, muchas gracias. 
A los técnicos Miguel Ángel Canseco, Adriana Tejeda, Eliezer Hernández, Carlos Flores y 
María Berenit Mendoza Garfias por su apoyo invaluable para la culminación del presente 
proyecto. 
A Rosario Santibáñez por su apoyo administrativo, logístico y personal. 
Al apoyo financiero recibido por la Asociación de Universidades y Colegios de Canadá 
(AUCC, por sus siglas en inglés) a través del programa de Becas de Intercambio de 
Investigación Canadá-América Latina y el Caribe (LACREG, por sus siglas en inglés). 
Al departamento de Ingeniería Química de la Facultad de Ingeniería y Ciencias Aplicadas de 
la Universidad de Queen en Kinsgton, Ontario, Canadá, por la facilidades y apoyo económico 
brindado durante mi estadía en dicha universidad. Así mismo al Dr. Brian Amsden y Leone 
Plog del Centro de Investigación de Movilidad Humana (HMRC, por sus siglas en inglés), por 
AGRADECIMIENTOS 
 
 
 
permitirme desarrollar parte de mi trabajo de investigación de doctorado en sus laboratorios y 
capacitación para el buen uso del equipo de impresión 3D. 
A Srijit Nair, Saaed Rismani Yazdi, Hannah Dies y Amy MacLean del grupo de trabajo del Dr. 
Carlos Escobedo de la Universidad de Queen, por hacerme sentir bienvenida y brindarme 
su apoyo durante mi estancia en Queen. 
A CONACyT por la beca otorgada para la realización de mi doctorado (No. 215205) y por la 
beca mixta otorgada para la realización de mi estancia de investigación. Así como, por el 
apoyo brindado a través del proyecto No. 214128 
Al departamento de Movilidad de la Unidad de Posgrado por el apoyo económico brindado 
durante mi estancia de investigación. 
Al PAEP y al Posgrado de Ciencia e Ingeniería en Materiales por el apoyo financiero, que 
hicieron posible mi participación en Congresos Nacionales e Internacionales como parte de 
mi formación académica 
A la UNAM y DGAPA por el apoyo económico a través de los Proyectos PAPIIT No. IG100114, 
IN210815 e IN114316. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Índice de Contenido 
 
 
 
 
Índice de Contenido 
Índice de Figuras ................................................................................................................................. 1 
Abreviaturas........................................................................................................................................ 3 
Resumen .............................................................................................................................................. 5 
Abstract ............................................................................................................................................... 6 
Motivación .......................................................................................................................................... 7 
1. Introducción ................................................................................................................................ 8 
2. Antecedentes ............................................................................................................................ 10 
2.1. Biomateriales e Ingeniería de Tejidos ............................................................................... 10 
2.2. Características de un andamio en Ingeniería de Tejidos .................................................. 12 
2.3. Manufactura de Andamios ................................................................................................ 14 
2.3.1. Manufactura Aditiva .................................................................................................. 15 
2.3.2. Clasificación de Manufactura aditiva ........................................................................ 17 
2.4. Hueso................................................................................................................................. 19 
2.4.1. Regeneración ósea .................................................................................................... 21 
2.5. Policaprolactona ................................................................................................................ 23 
2.6. Ensayos Biológicos............................................................................................................. 24 
2.6.1. Tipos de cultivo celular .............................................................................................. 25 
2.6.2. Proliferación celular .................................................................................................. 25 
3. Objetivos ................................................................................................................................... 27 
3.1. Objetivo General ............................................................................................................... 27 
3.2. Objetivos Particulares ....................................................................................................... 27 
4. Metodología Experimental ........................................................................................................ 28 
4.1. Materiales y preparación de tintas ................................................................................... 28 
4.2. Preparación de las mezclas de PCL/ NKB y PCL/HA .......................................................... 28 
4.3. Manufactura de andamios ................................................................................................ 30 
4.4. Caracterización fisicoquímica de los andamios ................................................................. 34 
4.4.1. Caracterización morfológica ...................................................................................... 34 
4.4.2. Determinación del % de Porosidad ........................................................................... 34 
Índice de Contenido 
 
 
 
4.4.3. Morfología del cristalito de NKB ............................................................................... 35 
4.4.4. Caracterización estructural y de fase ........................................................................ 35 
4.4.5. Calorimetría diferencial de barrido (DSC) y Análisis Termogravimétrico (TGA) ....... 36 
4.5. Propiedades mecánicas ..................................................................................................... 36 
4.5.1. Ensayo de compresión .............................................................................................. 36 
4.6. Caracterización biológica .................................................................................................. 37 
4.6.1. Cultivo celular ............................................................................................................ 37 
4.6.2. Ensayo de Proliferación celular ................................................................................. 37 
4.6.3. Morfología celular ..................................................................................................... 38 
4.6.4. Análisis estadístico .................................................................................................... 38 
5. Resultados y Discusión .............................................................................................................. 39 
5.1. Manufactura de andamios ................................................................................................ 39 
5.2. Caracterización fisicoquímica de los andamios ................................................................. 42 
5.2.1. Caracterización morfológica ...................................................................................... 42 
5.2.2. Determinación del Porcentaje de Porosidad ............................................................ 44 
5.2.3. Caracterización estructural y de fase ........................................................................ 45 
5.2.4. Morfología del cristalito de NKB ............................................................................... 46 
5.2.5. Calorimetría diferencial de barrido (DSC) y Análsis Termogravimétrico (TGA) ........ 51 
5.3. Propiedades mecánicas ..................................................................................................... 52 
5.3.1. Ensayo de compresión .............................................................................................. 52 
5.4. Caracterización biológica .................................................................................................. 55 
5.4.1. Ensayo de Proliferación celular ................................................................................. 55 
5.4.2. Morfología celular ..................................................................................................... 57 
6. CONCLUSIONES ......................................................................................................................... 61 
7. Perspectivas a Futuro ................................................................................................................ 65 
8. Referencias ................................................................................................................................ 66 
9. Anexo......................................................................................................................................... 71 
 
 
 
Índice de Figuras 
 
1 
 
Índice de Figuras 
Figura 2.3.1 Descripción general del concepto del proceso de manufactura aditiva .................. 16 
Figura 2.4.1 Anatomía del hueso [53]. ..................................................................................... 20 
Figura.4.2.1. Diagrama referente al proceso de mezclado de los componentes PCL/HA y PCL/NKB.
 .............................................................................................................................................. 29 
Figura 4.3.1.Equipo 3D-Bioplotter System utilizado para la manufactura de andamios. ............ 30 
Figura 4.3.2. Patrón 0°/90° entre capas con filamento continuo sin contorno en la manufactura de 
andamios. ..............................................................................................................................31 
Figura 4.3.3. Esquema de carga de pellets en cartucho para su extrusión. ................................ 31 
Figura 4.3.4. Diagrama de evaluación para determinar parámetros de construcción. ................ 33 
Figura 5.1.1. Micrografía por SEM del patrón de deposición 0°/90° entre capas y arquitectura de 
los andamios tridimensionales. (a) Vista general y (b) vista superior del andamio. ................... 39 
Figura 5.2.1. Vista superior y transversal de los andamios de PCL y andamios compuestos. Dos 
tipos de andamios compuestos se fabricaron utilizando NKB e HA con un contenido en peso de 
5% p/p, 10% p/p y 20% p/p. .................................................................................................... 42 
Figura 5.2.2. Micrografías de andamios. (A) 20NKBP fusión de filamentos y disminución en tamaño 
de poro como contribución de la formación de aglomerados de partículas de NKB en la matriz de 
PCL. (B) 5NKBP, se muestran mediciones en el diámetro de tres filamentos. ............................ 43 
Figura 5.2.3. Difractogramas de los compuestos de PCL/HA y PCL/NKB. ................................... 45 
Figura 5.2.4. Micrografía por TEM de los cristalitos de NKB. ..................................................... 47 
Figura 5.2.5. Patrón de difracción de electrones de los cristalitos de NKB. ................................ 48 
Figura 5.2.6. Espectro por FTIR-ATR de los compuestos PCL/HA (5HAP, 10HAP y 20HAP) y de sus 
componentes individuales PCL e HA. ....................................................................................... 49 
Figura 5.2.7. Espectros por FTIR-ATR del grupo de PCL/NKB (5NKBP, 10NKBP y 20NKBP) y 
componentes individuales (PCL and NKB). Se observa la presencia del grupo Amida I y baja 
intensidad de las señales correspondientes a los grupos fosfatos y carbonilo. .......................... 50 
Figura 5.2.8. Termograma de NKB. Pérdidas de peso asociadas a los componentes que conforman 
a NKB. .................................................................................................................................... 51 
Figura 5.2.9. TGA isotérmico (90°C) de PCL. ............................................................................. 52 
Índice de Figuras 
 
2 
 
Figura 5.3.1. Curvas de Esfuerzo-Deformación de los andamios de PCL, PCL/NKB y PCL/HA. ..... 53 
Figura 5.3.2. Resultados de los valores de módulo de Young de los andamios compuestos en 
comparación con el andamio de PCL. * indica una diferencia significativa (p<0.05). .................. 53 
Figura 5.4.1. Proliferación celular de las células hFOB en DMEM cultivadas sobre los andamios PCL, 
5NKBP, 5HAP, 10NKBP, 10HAP, 20NKBP y 20HAP a los días 1, 3, 5, 7 y 14. La diferencia significativa 
entre grupos esta denotada por **p<0.001 y ****p<0.0001..................................................... 55 
Figura 5.4.2. Proliferación celular de las células hFOB en medio osteogénico cultivadas sobre los 
andamios PCL, 5NKBP, 5HAP, 10NKBP, 10HAP, 20NKBP y 20HAP a los días 1, 3, 5, 7 y 14. La 
diferencia significativa entre grupos está denotada por *p<0.05. ............................................. 56 
Figura 5.4.3. Morfología celular de las célula hFOB en DMEM cultivadas en los andamios (a)PCL, 
(b) 5NKBP, (c) 10NKBP, (d) 5HAP, (e)10HAP, (f) 20HAP al día 14. .............................................. 58 
Figura 5.4.4. Morfología de las células hFOB en MO cultivadas en los andamios (g) PCL, (h) 5NKBP, 
(i) 10NKBP, (j) 5HAP, (k) 10HAP, (l) 20HAP (m) 20NKBP al día 14. ............................................. 59 
 
 
Abreviaturas 
 
3 
 
Abreviaturas 
RP: prototipado rápido 
3D: tridimensionales 
PCL: policaprolactona 
NKB: relleno óseo bovino Nukbone® 
HA: Hidroxiapatita 
IR: Infrarrojo 
E: módulo de Young 
DMEM: medio de cultivo Eagle modificado de Dulbecco 
SEM: Microscopía electrónica de barrido 
EVA: acetato de vinilo-etileno 
L-(L-PLA): ácido poli-L-láctico 
PMMA: polimetilmetacrilato 
MEC: matriz extracelular 
SFF: fabricación de sólidos con forma libre 
MA: manufactura aditiva 
CAD: diseño asistido por computadora 
CAM: manufactura asistida por computadora 
UV: ultravioleta 
CO2: dióxido de carbono 
SLS: sinterización por láser selectiva 
SLA o STL: estereolitografía 
FDM: modelado por deposición fundida 
LDM: modelado por deposición a baja temperatura 
MIT: Instituto de Tecnología de Massachusetts 
[Ca10 (PO4)6(OH)2]: fórmula molecular de la hidroxiapatita 
Ca: Calcio 
P: Fósforo 
BMP: proteínas morfogenéticas 
RGD: Arg-Gly-Asp (Arginina-Glicina-Ácido aspártico) 
PCL-X: policaprolactona- Nukbone o hidroxiapatatia 
DNA: Ácido desoxirribonucleico 
Abreviaturas 
 
4 
 
RNA: Ácido ribonucleico 
ATP: trifosfato de adenosina 
MTT: bromuro de 3-(4,5-dimetiltizol-2-ilo)-2,5-difeniltetrazol 
XTT: (2,3-bis [2-metoxi-4-nitro-5-sulfofenil]-2H-tetrazolio-5-carboxanilida) 
MTS: 3-(4,5-dimetiltizol-2-ilo)-5-(3-carboximetoxifenil)-2-(4-sulfofenil)-2H-tetrazolio 
WST-1: (iv) 4-[3-(iodofenil)-2-(4-nitrofenil)-2H-tetrazolio]-1,3-disulfonato de benceno 
DMSO: dimetilsulfóxido 
EDTA: ácido etilendiaminotetraacético 
SFB: suero fetal bovino 
MO: Medio osteogénico 
CCK: kit de cultivo celular 
h: altura 
%p/p: porcentaje en peso 
P: Presión 
V: Velocidad 
TEM: Microscopía electrónica de transmisión 
DRX: Difracción de rayos X 
FTIR-ATR: Infrarrojo por transformada de Fourier acoplada con reflectancia total atenuada 
FWHM: ancho a la altura media del pico máximo 
DSC: Calorimetría diferencial de barrido (DSC) 
TGA: Análisis Termogravimétrico (TGA) 
σy: esfuerzo a la fluencia 
hFOB: osteoblastos fetales humanos 
PBS: Amortiguador de fosfato salino 
%p/v: porcentaje peso/volumen 
%v/v: porcentaje volumen/volumen 
SPC: punto crítico de CO2 
ANOVA: análisis de varianza 
Ødi: diámetro interno de la aguja 
DI: Diámetro interno de la aguja 
dsb: Distancia entre filamentos 
ICDD: Centro Internacional de Datos de Difracción 
DS: desviación estándar 
Resumen 
 
5 
 
Resumen 
Uno de los desafíos críticos que enfrenta el andamiaje en el campo de la regeneración de 
órganos y tejidos radica en mimetizar la estructura y las propiedades químicas y biológicas 
de los tejidos naturales [1]. Un alto control sobre la arquitectura, las propiedades mecánicas 
y la composición de los materiales en contacto con las células es esencial para superar tal 
desafío. Por lo tanto, la definición del proceso, materiales y parámetros para la construcción 
de andamios durante la etapa de fabricación es crítica. Con la reciente aparición del 
prototipado rápido (RP), ahora es posible crear andamios tridimensionales (3D) con las 
características esenciales para la proliferación y regeneración de tejidos, tales como 
porosidad, resistencia mecánica, tamaño de poro, interconectividad de poros y 
biocompatibilidad [2]. 
En este estudio, se empleó una tecnología de manufactura aditiva también conocido como 
impresión 3D, para fabricar andamios de (i) policaprolactona pura (PCL) y (ii) un compuesto 
basado en PCL y micro-polvo de cerámica. Las cerámicas utilizadas para el material 
compuesto fueron relleno óseo bovino Nukbone® (NKB), e hidroxiapatita (HA) con 5%, 10% 
y 20% en peso. Los andamios se fabricaron con una estructura de entramado reticular (es 
decir, a modo de malla) usando un patrón de 0°/90° entre capas con un filamento continuo 
sin contorno para conseguir estructuras reticulares porosas interconectadas. Se modificó la 
temperatura, así como la velocidad y la presión de inyección durante el proceso de 
bioplotado para lograr andamios con un tamaño de poro comprendido entre 200 y 400 μm 
con suficiente estabilidad mecánica. Los andamios resultantes poseen un promedio de 
porosidad de 323 µm y una porosidad media del 32%. 
La caracterización por infrarrojo (IR) reveló la presencia de las bandas características de la 
hidroxiapatita en la matrizde PCL, presentando un aumento en la intensidad de las bandas 
de fosfato y carbonilo a medida que aumentaba el contenido cerámico. Los andamios 3D 
manufacturados tienen un módulo de Young (E) en el intervalo entre 0.121 GPa y 0.171 
GPa, que es compatible con el módulo de hueso natural. Los andamios PCL/NKB, 
particularmente el andamio de 10NKBP (10% en peso de NKB) exhibieron la densidad óptica 
de proliferación más alta, demostrando un evidente efecto osteconductivo cuando se 
cultivaron en medio basal Eagle modificado por Dulbecco (DMEM). La microscopía 
electrónica de barrido (SEM) confirmó la adhesión de los osteoblastos en todos los 
andamios compuestos, observándose una pobre adhesión de las células sobre el andamio 
de PCL. Los resultados de este estudio demuestran el potencial de los andamios 3D 
bioplotados de PCL/NKB como soportes estructurales viables en la formación de tejido 
óseo, teniendo en consideración que esta tecnología puede emplearse en varias 
aplicaciones de ingeniería de tejidos. 
Abstract 
 
6 
 
Abstract 
 
One of the critical challenges that scaffolding faces in the organ and tissue regeneration 
field lies in mimicking the structure, and the chemical and biological properties of natural 
tissue. A high-level control over the architecture, mechanical properties and composition 
of the materials in contact with cells is essential to overcome such challenge. Therefore, 
definition of the process, materials and parameters for building scaffolds during the 
fabrication stage is critical. With the recent emergence of rapid prototyping (RP), it is now 
possible to create three-dimensional (3D) scaffolds with the essential characteristics for the 
proliferation and regeneration of tissues, such as porosity, mechanical strength, pore size 
and pore interconnectivity, and biocompatibility. 
In this study, we employed an additive manufacturing technology known as 3D printing, to 
fabricate scaffolds made from (i) pure polycaprolactone (PCL) and (ii) a composite based on 
PCL and ceramic micro-powder. The ceramics used for the composite were bovine bone 
filling Nukbone® (NKB), and hydroxyapatite (HA) with 5%, 10% or 20% wt. content. The 
scaffolds were fabricated in a cellular lattice structure (i.e. meshing mode) using a 0/90° lay 
down pattern with a continuous contour filament in order to achieve interconnected 
porous reticular structures. We varied the temperature, as well as injection speed and 
pressure during the bioplotting process to achieve scaffolds with pore size ranging between 
200 and 400 µm and adequate mechanical stability. The resulting scaffolds had an average 
pore size of 323 µm and an average porosity of 32%. 
Characterization through infrared (IR) revealed the presence of the characteristic bands of 
hydroxyapatite in the PCL matrix, and presented an increase of the intensity of the 
phosphate and carbonyl bands as the ceramic content increased. The bioplotted 3D 
scaffolds have a Young´s modulus (E) in the range between 0.121 and 0.171 GPa, which is 
compatible with the modulus of natural bone. PCL/NKB scaffolds, particularly 10NKBP (10% 
NKB wt.) exhibited the highest proliferation optical density, demonstrating an evident 
osteoconductive effect when cultured in Dulbecco’s Modified Eagle Medium (DMEM). 
Scanning electron microscopy (SEM) confirmed osteoblast anchorage to all composite 
scaffolds, but a low adhesion to the all-PCL scaffold. The results from this study demonstrate 
the potential of PCL/NKB 3D bioplotted scaffolds as viable platforms to enable osseous 
tissue formation, taking into consideration that this technology can be used in various tissue 
engineering applications. Taking into consideration that this technology can be used in 
different tissue engineering applications. 
Motivación 
 
7 
 
Motivación 
 
Los defectos o desórdenes en el tejido óseo debido a fracturas, traumatismos, 
enfermedades tales como osteoporosis, osteonecrosis, osteosarcoma y malformaciones 
congénitas son un problema de salud pública de alto costo que afecta a cientos de millones 
de personas alrededor del mundo [3]. Siendo las lesiones causadas por accidentes de 
tránsito, las que se presentan con mayor incidencia, haciendo necesario el uso de 
dispositivos como tratamiento en la reparación y/o regeneración ósea. 
México cuenta con bancos de tejidos óseos de origen cadavérico, aunque, todavía no existe 
una significativa cultura de donación de órganos; además del alto riesgo inmunológico que 
implica recibir un tejido y/u órgano. Por otro lado, lamentablemente la gran mayoría de los 
biomateriales que se emplean en nuestro país son de importación y algunos de ellos son de 
alto costo, con lo que la población de bajos recursos no se beneficia de estos. 
Entre los principales motivos para decidir trabajar con esta tecnología están: la posibilidad 
de recrear una estructura tridimensional con las dimensiones exactas que requiera el 
paciente, así como mejor control en las características morfológicas del andamio al ser 
manipulado vía digital. 
 
 
 
 
 
 
 
 
Introducción 
 
8 
 
1. Introducción 
 
Al igual que los metales y cerámicas que se utilizan como componentes principales en 
prótesis e implantes, los polímeros forman parte de la familia de los biomateriales. Se 
considera un biomaterial cualquier material destinado a interactuar con los sistemas 
biológicos y el cual por sí solo o como pate de un sistema más complejo, es utilizado para 
dirigir mediante el control de las interacciones con los componentes de los sistemas 
vivientes el curso de cualquier procedimiento o tratamiento terapéutico [4]. 
En México fuera del ámbito académico y de investigación, el término biomaterial es 
prácticamente desconocido incluso para el órgano encargado de regular e implementar las 
políticas y programas para atender los riesgos sanitarios, es decir, la Comisión Federal para 
la Protección contra Riesgos Sanitarios, (COFEPRIS). Para ésta dependencia el término 
biomaterial queda englobado en la definición de dispositivo médico , que de acuerdo a la 
COFEPRIS, es aquella sustancia, mezcla de sustancias, material, aparato o instrumento 
empleado solo o en combinación en el diagnóstico, monitoreo o prevención de 
enfermedades en humanos o auxiliares en el tratamiento de las mismas y de la capacidad, 
así como los empleados en el reemplazo, corrección, restauración o modificación de la 
anatomía o procesos fisiológicos humanos [5]. 
De acuerdo con el Reglamento de Insumos para la Salud [6], Título Segundo, Capítulo IX, 
Artículo 83 los dispositivos médicos se clasifican en tres clases de acuerdo con el riesgo que 
implica su uso. La clase I se refiere a todos aquellos materiales o insumos que no se 
introducen al organismo, la clase II y III son todos aquellos materiales que permanecen un 
tiempo menor a 30 días y mayor a 30 días dentro del organismo, respectivamente. 
Considerándose biomaterial todo aquel que entra en la categoría clase II y III. Algunos 
ejemplos de éstas dos categorías son las suturas reabsorbibles, piel artificial, los sistemas 
para liberación de fármacos, como los implantes intradérmicos anticonceptivos cuya 
composición consiste en un copolímero de acetato de vinilo-etileno (EVA) y los dispositivos 
de fijación ortopédica como los tornillos de ácido poli-L-láctico (L-PLA) BioScrew [7] 
manufacturados por Linvatec. 
Con respecto a la problemática en salud pública referente a la pérdida, falla y donación 
frente a la demanda de órganos, los tratamientos convencionales actuales consisten en 
trasplantes que implican la inmunosupresión de por vida y/o el uso de técnicas invasivas 
que merman la calidad de vida del paciente. 
Introducción 
 
9 
 
El desarrollo de nuevos tratamientos, terapias o dispositivos médicos que ayuden en la 
recuperación del paciente son un reto hoy en día, la ingeniería de tejidos es un área 
prometedoraen la regeneración de tejidos que parte de la idea de sembrar células 
autólogas, es decir, células del propio paciente sobre un andamio. 
El andamio es el elemento clave de la ingeniería de tejidos, es el soporte estructural en el 
cual anidarán las células para segregar su propia matriz extracelular mientras se reabsorbe 
la matriz implantada, es decir, es la sustitución de una matriz extracelular artificial por la 
natural durante la formación del nuevo tejido. 
Pero el éxito en términos de adaptación y función en el proceso de regeneración tisular y 
de órganos que puede llegar a mostrar un andamio recae en la relación geometría-
propiedades derivada del proceso de manufactura. El reto hoy en día, es construir andamios 
que mimeticen la complejidad de la arquitectura de los tejidos. Para lograr este objetivo se 
han desarrollado una serie de tecnologías denominadas “Manufactura Aditiva”, término 
general empleado para aquellas tecnologías que están basadas en una representación 
geométrica que permita la creación de objetos físicos por la adición sucesiva de material en 
capas [8]. Ésta tecnología permite un preciso control sobre las dimensiones, porosidad, 
interconectividad, morfología y composición química de los andamios, con lo que es posible 
emular la naturaleza de los tejidos biológicos [9]. 
En el presente trabajo de investigación se emplea policaprolactona (PCL), PCL/partículas de 
hueso Nukbone® (NKB) [10] y PCL/partículas de hidroxiapatita sintética (HA) como 
materiales en la construcción de andamios mediante el empleo de un sistema de impresión 
tridimensional comercialmente conocido como bioplotter, así como su caracterización 
fisicoquímica, biológica y mecánica que permita determinar la relación composición-
estructura y su impacto como soporte estructural y de anidación celular durante la 
formación de nuevo tejido óseo. 
 
 
 
 
 
 
Antecedentes 
 
10 
 
2. Antecedentes 
 
2.1. Biomateriales e Ingeniería de Tejidos 
 
Un biomaterial es un material destinado a interactuar con los sistemas biológicos cuyo 
propósito es tratar, evaluar, reparar o reemplazar la función de un tejido u órgano que se 
ha visto afectado [11]. Por ejemplo, hace más de 2000 años, los chinos usaron el oro como 
dientes falsos; en momias originarias de Egipto se han encontrado ojos, dientes y narices 
artificiales [12]. Sin embargo, no fue sino hasta mediados de la segunda guerra mundial que 
se empezaron a realizar las primeras investigaciones y desarrollos de lo que serían 
propiamente los biomateriales. Materiales inertes comenzaron a emplearse en aplicaciones 
médicas, entre ellos, el primer reemplazo de cadera que fue realizado por Charnley en 1961, 
quien empleo polietileno de alto peso molecular y polimetilmetacrilato (PMMA) [13]. A 
partir de ese momento un nuevo campo de estudio de interés para muchos investigadores 
surge centrado en el diseño de nuevos materiales que presentaran una respuesta biológica 
aceptable. Incorporándose estos nuevos materiales en alguna de las categorías de 
biomateriales. 
Los biomateriales se clasifica en 4 clases: (1) Polímeros, (2) Metales, (3) Cerámicas y (4) 
Compuestos, siendo éstos últimos materiales con al menos dos fases, una fase continua y 
una fase dispersa. La fase continua tiene la función de llenar el espacio y de transferir la 
carga a la fase dispersa. Siendo ésta clase la más utilizada [14]. 
Por otro lado, los polímeros y cerámicos se dividen de acuerdo a su origen, en sintéticos y 
naturales. Los primeros se refieren a aquellos sintetizados en laboratorios, mientras los 
segundos son obtenidos por procesos químicos de fuentes de origen natural; hidroxiapatita 
obtenida de coral, colágena extraída de tejido animal, alginatos obtenidos de algas, por 
mencionar algunos ejemplos. Y en el caso particular de las cerámicas y polímeros sintéticos, 
estos a su vez se puede clasificar de acuerdo a su proceso de descomposición, siendo los 
biodegradables, es decir, aquellos cuyos subproductos de degradación no sean tóxicos para 
el organismo los preferidos a utilizarse. 
Desde la introducción de los biomateriales, la definición de biocompatibilidad ha ido 
cambiando para ajustarse a los nuevos tratamientos empleados en medicina regenerativa. 
La definición más actual la define como la capacidad de un biomaterial para realizar la 
función deseada con respecto a una terapia médica, sin provocar algún efecto local o 
sistémico indeseable en el huésped [15]. 
Antecedentes 
 
11 
 
Con base al tipo de respuesta que presente el organismo frente a la presencia de un 
biomaterial, este se define como bioinerte, bioabsorbible, bioactivo o tóxico. 
Wintermantel y Mayer [16] hicieron una diferencia entre compatibilidad superficial y 
estructural de un implante. La primera conlleva idoneidad química, biológica y física de la 
superficie del implante, es decir, interacción entre implante-tejido (interfase). La 
compatibilidad estructural se refiere a la capacidad del implante para emular las 
propiedades mecánicas del tejido a tratar, como son módulo de Young y resistencia a la 
fractura, lo cual está directamente relacionado al diseño del implante y a la transmisión de 
carga en la interfase biomaterial-tejido. 
Es importante considerar la composición del biomaterial cuando se pretende tratar o 
reemplazar un tejido u órgano; la cual dependerá de la composición del tejido/órgano, así 
como de su respuesta mecánica a esfuerzos a los que este sujeto o expuesto. En el caso 
particular del tejido óseo, se utilizan principalmente materiales metálicos y cerámicos, los 
primeros debido a su capacidad de soportar cargas mecánicas y las cerámicas debido a su 
similitud en composición con la del hueso. Sin embargo, en términos mecánicos, el valor del 
módulo de elasticidad de ambos materiales es 10 a 20 veces mayor que el del tejido óseo. 
Siendo este uno de los principales problemas, la desigualdad en rigidez entre el hueso, y los 
implantes cerámicos o metálicos, en donde la repartición de cargas entre hueso e implante 
y la cantidad de tensión soportada por cada uno de los componentes está directamente 
relacionada con su rigidez, resultando en una menor distribución de carga en el hueso, lo 
cual afecta los procesos de remodelamiento y reparación ósea, conduciendo a un aumento 
en la porosidad del hueso (hueso frágil). Una posible solución a la respuesta mecánica del 
hueso frente a biomateriales metálicos y cerámicos, es la incorporación de materiales 
poliméricos, cuyo módulo de elasticidad es del orden de magnitud semejante a la del hueso. 
El uso de biomateriales ha sido relevante en el mejoramiento de la calidad de vida de los 
individuos y día a día los tratamientos para lograrlo han ido incorporando nuevos materiales 
o tecnologías [17]. En el estudio de los mismos deriva un nuevo campo interdisciplinario, la 
ingeniería de tejidos, que aplica los principios de la ingeniería y ciencias biológicas para 
construir estructuras que permitan regenerar tejidos y/u órganos [18]. Para lograrlo se 
apoya de la triada, biomateriales que actúan como andamio-soporte estructural, células y 
moléculas bioactivas. 
 
 
 
Antecedentes 
 
12 
 
2.2. Características de un andamio en Ingeniería de Tejidos 
 
De acuerdo con la definición anterior de Ingeniería de tejidos, se pretende que los andamios 
construidos cumplan con la función mecánica y biológica de la matriz extracelular natural, 
es decir, actúe como un soporte estructural temporal que permita la migración y 
proliferación de un cierto tipo de células específicas, sirva como substrato para mantener 
la función de la diferenciación celular e induzca la formación de nuevo tejido (inducción 
tisular) [19]. 
Para que lo anterior sea posible, es necesario que el andamio cumpla ciertas características 
estructurales, destacando una arquitectura tridimensional, porosa e interconectada, 
superficie rugosa con propiedadesquímicas y mecánicas que permitan el flujo de 
metabolitos y nutrientes, necesarias para la angiogénesis, adhesión, proliferación, 
migración y diferenciación celular. 
A grandes rasgos se describen algunas de las características estructurales antes 
mencionadas: 
1. Macroestructura. Desde el punto de vista de la ingeniería de materiales, los tejidos 
pueden considerarse compuestos celulares constituidos por células organizadas en 
unidades funcionales (soportes tridimensionales) y una matrix extracelular (MEC). 
 
Esto con el fin de mimetizar las funciones fisiológicas de la matriz extracelular 
natural, de tal forma que las células conserven su capacidad para expresar su 
fenotipo (aún es un desafío). Un diseño que mimetice las características de la MEC 
promovería la proliferación celular y la producción de la específica matriz 
extracelular que eventualmente tomará el lugar del andamio al degradarse. 
 
2. Porosidad e interconectividad. El andamio debe poseer una superficie altamente 
porosa que permita el crecimiento celular y la reorganización in vitro, además de 
proveer suficiente espacio para la neovascularización. Una microestructura 
altamente porosa e interconectada es fundamental para asegurar una distribución 
celular espacialmente uniforme y con la orientación del citoesqueleto [20], la 
supervivencia de las células, así como su proliferación y migración in vitro. El grado 
de porosidad afecta directamente la difusión de nutrientes, gases, remoción de 
desechos y subproductos que pudieran penetrar en el andamio. 
 
Antecedentes 
 
13 
 
3. Tamaño de poro. Dependiendo de la naturaleza del tejido será el tamaño de poro del 
andamio. 
 
4. Área superficial y superficie química. Una alta superficie interna es esencial para 
permitir el acomodo de un gran número de células. Mientras que una superficie afín 
al medio biológico influye en la respuesta celular de adhesión, migración y 
señalización intracelular. 
5. Propiedades mecánicas. Cumple la función de guía en la regeneración tisular. Debe 
proporcionar una suficiente resistencia mecánica para mantener el espacio e 
interconexiones entre los poros [21]. En el caso específico de tejidos que soportan 
carga como, el hueso y cartílago, deben ser capaces de mantener su estructura y 
soportar las cargas a las que se encuentran sometidos biológicamente. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Antecedentes 
 
14 
 
2.3. Manufactura de Andamios 
 
Obtener andamios con una estructura que contenga poros interconectados depende 
específicamente de los parámetros de manufactura. 
La conformación de materiales en objetos 3D dentro de un proceso de manufactura puede 
lograrse por una, o combinaciones de tres principios básicos: 
(1) Substractivo, por ejemplo, fresado, torneado, taladrado, mecanizado por descarga 
eléctrica (EDM, por sus siglas en inglés). 
(2) Formativo y/o Convencionales, entre las que destacan las técnicas de moldeo y 
lixiviación de partículas [22], unión de fibras, espumas por introducción de gas [23], 
separación de fase, liofilización [24]. 
(3) Aditivo, objetos obtenidos por adición sucesiva de material en capas, denominadas 
anteriormente como fabricación de sólidos con forma libre (SFF, por sus siglas en 
inglés). 
 
La construcción de andamios con el primer tipo de tecnología se basa en la remoción 
selectiva de material para obtener la forma deseada, puede entenderse si se piensa en el 
trabajo de un escultor. Las tecnologías convencionales manufacturan objetos por medio de 
la aplicación de presión a un material y/o vaciado en molde. La porosidad en la estructura 
se obtiene por medio de lixiviación de partículas, (generalmente sales), por ejemplo, 
tartrato, citrato, cloruro de sodio o sacarosa; estas son agregadas a la mezcla y 
posteriormente son removidas por la adición de un solvente en la que son solubles las 
partículas dejando a su paso un hueco en la que la partícula se encontraba inmersa. 
Otra forma de obtener poros es mediante el proceso de sublimación del solvente que se 
utiliza para solubilizar al biomaterial generalmente polimérico, dando como resultado 
estructuras parcial y aleatoriamente interconectadas. 
Algunas de las principales limitaciones de las técnicas convencionales son: 
a) Proceso Manual. Lo cual se refleja en las incosistencias estructurales, como son la 
porosidad, morfología de los poros, tamaño de poro, área superficial, así como una 
pobre repetitibilidad al ser procesado por diferentes usuarios. 
 
b) Uso de solventes orgánicos. La mayoría de las técnicas emplean solventes orgánicos 
para procesar las materias primas. Una incompleta remoción de los mismos puede 
tener efectos adversos en la células. 
Antecedentes 
 
15 
 
 
c) Uso de porógenos. Sales o ceras son empleadas como porógenos para crear poros 
en las estructuras. Su uso limita el espesor del andamio a aproximadamente 0.5 -2 
mm [25]. Por otro lado, no es posible prevenir la aglomeración de partículas de 
porógeno y para obtenre una dispersión uniforme. Esto tiene como consecuencia 
densidades de poros desiguales e impacto en en la morfología del andamio. 
 
d) Limitantes en la forma. El uso de moldes o contenedores para la fabricación de 
estructuras tridimensionales está restringido en la complejidad del diseño y 
construcción del molde. 
 
2.3.1. Manufactura Aditiva 
 
En lo que a este proyecto concierne, son de interés las tecnologías de manufactura aditiva, 
aquellas que aplican el principio de conformación aditivo. En donde el proceso de unión-
fusión del material adicionado está determinado por la técnica usada, lo cual limita los 
materiales posibles a procesar, es así que para el procesamiento por manufactura aditiva, 
las propiedades finales del objeto creado están determinadas por: 
a) Tipo de material (polímero, cerámicos, metal, o compuesto) 
b) Principio empleado en la unión/adhesión entre capas de material adicionado 
(fusión, polimerización, sinterización) 
c) La forma del material en la que es alimentado o introducido en el sistema de 
impresión, este puede tener la forma de polvo, filamento, hoja, líquido o suspensión. 
Y es que dependiendo de la forma, éste será distribuido capa a capa en forma de: 
cama de polvo, o depositado a través de una boquilla como pasta, o líquido. 
d) El tipo de equipo utilizado (impresora 3D) empatados con los parámetros de 
procesamiento, que implícitamente estan vinculados con el material utilizado. 
El objeto a construir toma como referencia diseños que son importados directamente de 
imágenes escaneadas como son tomografías computarizadas e imágenes de resonancia 
magnética del sitio del defecto del propio paciente o puede diseñarse un modelo 
tridimensional digital, conocido como diseño asistido por computadora (CAD, por sus siglas 
en inglés). En ambos casos, los diseños se trasladan a un formato de archivo de datos .STL 
(estereolitografía) que describe la geometría de superficie de un objeto como una malla de 
triángulos utilizados para comunicar geometrías tridimensionales a una impresora 3D que 
procederá a la construcción del objeto. 
Antecedentes 
 
16 
 
 
El software empleado para la manufactura por medio de esta tecnología realiza cortes del 
modelo digital en un número determinado de capas secuenciales que luego es utilizado 
durante el proceso de construcción de los andamios por la deposición de material en capas 
(Ver Figura 2.3.1). 
 
 
 
Figura 2.3.1 Descripción general del concepto del proceso de manufactura aditiva 
 
Uno de los pioneros en emplear esta tecnología en el campo de la medicina en liberación 
de fármacos fue Cima y colaboradores [26,27] quienes utilizaron un equipo que permitía 
obtener objetos tridimensionales mediante la adhesión de partículas con el uso de un 
agente aglutinante. 
 
 
 
 
 
Antecedentes 
 
17 
 
2.3.2. Clasificación de Manufactura aditiva 
 
Ésta clase de tecnologíase subdivide en categorías de acuerdo con el tipo de proceso de 
manufactura aditiva y del material empleado. Siendo las categorías [28]: 
i) Inyección de aglutinante.- Proceso de manufactura aditiva en el que se deposita 
selectivamente un agente de unión líquido (agente aglutinante) para unir 
material en polvo [29]. 
ii) Deposición de energía dirigida.- proceso de manufactura aditiva en el que se 
centra la fuente de energía térmica (láser, haz de electrones, plasma) para fundir 
el material que se está depositando. 
iii) Extrusión de material.- Proceso de manufactura aditiva en donde el material es 
dispensado selectivamente a través de una boquilla u orificio. 
iv) Inyección de material.- Proceso de manufactura aditiva en donde gotas del 
material de construcción son depositadas selectivamente. Ejemplos: 
fotopolímeros y resinas. 
v) Fusión de cama de polvo.- Proceso de manufactura aditiva en el que la energía 
térmica fusiona selectivamente regiones de la cama de polvo. 
vi) Laminación de hojas.- Proceso de manufactura aditiva en el que las hojas de 
material están unidas para formar una parte. 
vii) Baño de fotopolimerización.- Proceso de manufactura aditiva en el que el 
fotopolímero líquido contenido en una tina se cura selectivamente mediante 
polimerización activada por luz UV. 
 
De acuerdo con la división anterior, forma parte de la tecnología descrita en el inciso (vii), 
la estereolitografía (SLA o STL), la cual utiliza un láser de luz ultravioleta (UV) que incide 
sobre la parte superior de un baño que contiene un polímero en estado líquido 
fotopolimerizable que al solidificarse constituye la primera capa. Este proceso de 
polimerización se repite capa a capa. Una vez que el modelo está completo, se elimina el 
exceso de resina y se realiza un tratamiento de curado por radiación UV. Fue introducida en 
1988 por 3D Systems Incorporation basada en el trabajo de Charles Hull [30,31] en 1986. 
La sinterización por láser selectiva (SLS) desarrollada en la Universidad de Texas [32] 
(tecnología indicada en inciso v), utiliza un de láser de dióxido de carbono (CO2) que incide 
sobre una superficie de polvo polimérico que sinteriza el material justo por debajo de la 
temperatura de transición vítrea con lo que se logra la fusión de las partículas. 
Antecedentes 
 
18 
 
Las siguientes capas se van formando de la misma forma al depositarse una nueva capa fina 
de polvo. Lee y colaboradores [33] fueros los primeros en utilizar esta tecnología para 
construir implantes óseos a base de cerámica. 
Ejemplos de procesos de manufactura descritos en (iii) pertenecen el modelado por 
deposición fundida (FDM, por sus siglas en inglés) desarrollada por Stratasys Inc. (1990) 
[34,35] deposición de fibras 3D [36] o 3D plotting y modelado por deposición a baja 
temperatura (LDM, por sus siglas en inglés) [37]. 
El FDM consiste en la deposición de un polímero termoplástico a través de una boquilla que 
está conectada a un cartucho que se mueve en un plano horizontal xy. Una vez depositada 
la capa, la plataforma se mueve hacia bajo en la dirección z y se deposita la siguiente capa 
hasta concluir con el objeto. El espesor de capa varía proporcionalmente con el diámetro 
de la boquilla. 
El sistema 3D bioplotting en el año 2000 surge como una nueva tecnología de prototipado 
rápido. El principio por el que se rige es el proceso de extrusión. El equipo fue desarrollado 
por Freiburg Materials Research Center [38,39]. Una de las virtudes de este equipo a 
diferencia de las otras técnicas es la posibilidad de dispensar el material extruido en un 
medio acuoso que tiene la función de actuar como medio de solidificación vía reacción 
química, precipitación o por compensación de densidades para una correcta adhesión de la 
primera capa sobre el sustrato. El espesor de la hebra extruida puede ser modulado por la 
velocidad de deposición, diámetro de la aguja, o por la presión aplicada. El rango de trabajo 
de temperatura está entre los 2-250°C, siendo posible la extrusión de materiales naturales 
como colágena, quitosán, alginato de sodio, gelatina, péptidos, por mencionar algunos [40, 
41, 42, 43] y la incorporación de células durante la manufactura del mismo, éste último 
considerándose de interés en la construcción de órganos. 
Por otro lado, la tecnología de inyección de tinta 3D (inkjet printing) desarrollada a 
principios de los noventa [44] en el Instituto de Tecnología de Massachusetts (MIT, por sus 
siglas en inglés), empleó solo metales y cerámicas en un inicio. Utilizando Cima y 
colaboradores [45] ésta tecnología para manufacturar tabletas antiepilépticas 
(levetiracetam) que a diferencia de las convencionales tabletas, son fáciles de tragar debido 
a la estructura porosa que permite su desintegración más rápida en líquidos. 
 
 
 
Antecedentes 
 
19 
 
2.4. Hueso 
 
El hueso es un tejido conectivo altamente especializado cuyas principales funciones son las 
de brindar soporte a músculos y tejidos blandos; protección a los órganos internos, a través 
del cráneo y caja torácica en los vertebrados superiores. Actúa como un centro de 
almacenamiento en la homeostasis mineral sistémica [46]. 
Morfológicamente el hueso está conformado por dos estructuras, trabecular (esponjoso) y 
cortical (compacto). El primero tiene una porosidad de entre un 50 a un 90%, mientras que 
el cortical es un hueso más denso constituido por lamelas concéntricas de fibrillas de 
colágena densamente empacadas (Figura 2.4.1) y contiene menos de un 10% de porosidad 
[47]. Funcionalmente el hueso esponjoso ayuda a las tareas metabólicas mientras que el 
cortical, en tareas mecánicas. 
La composición ósea consta de una parte mineral en un 60% a 70% en peso compuesta 
principalmente por fosfatos de calcio en forma de hidroxiapatita [Ca10 (PO4)6(OH)2], la cual 
tiene la tarea de impartir rigidez y dureza y una parte orgánica en un 10-20% en peso 
compuesta por colágena tipo I que proporciona flexibilidad y del 9 al 20% en peso por agua. 
La relación molar de Ca/P en la hidroxiapatita es de 1.67 (5:3), mientras que en el hueso 
esta relación está entre 1.37 y 1.87, esto es debido a que la composición del hueso es mucho 
más compleja y contiene otros iones adicionales como estroncio, zinc, carbonatos, etc. 
(Tabla 2.1). 
Además de la colágena, estudios de análisis proteómicos [48, 49] realizados a huesos 
desmineralizados sugieren que más de cien proteínas están presentes en la matriz 
extracelular del tejido óseo. 
Tabla 2.1. Composición química inorgánica del hueso [50]. 
Ió
n
 Ca2+ P Na+ Mg2+ K+ F- Cl- CO32- P2O74- H2O 
Sr3+, 
Zn3+... 
%
 p
es
o
 
34.8a 15.2a 0.9a 0.72a 0.03a 0.03a 0.13a 7.4b 0.07 10 Trazas 
a Obtenido de una muestra incinerada 
b Muestra no incinerada 
 
Antecedentes 
 
20 
 
En el hueso están presentes cuatro tipos celulares: (1) osteoblastos, encargados de la 
deposición de matriz ósea, es decir, formación de nuevo tejido óseo; (2) osteoclastos, 
quienes reabsorben la matriz extracelular ósea; (3) osteocitos, osteoblastos maduros 
dentro de la matriz y cuya función es el mantenimiento de la matriz ósea y (4) las células de 
revestimiento óseo, que son inactivas pero se cree que son los precursores de los 
osteoblastos [51]. 
Los componentes de la matriz extracelular ósea [52] modulan el arreglo estructural, 
particularmente organizando el proceso de mineralización. Los cristales de hidroxiapatita 
son depositados sobre una matriz de colágena tipo I. Por ello, un exceso o deficiencia en la 
cantidad de cristales de hidroxiapatita, así mismo, mutación en la síntesis de colágena 
puede conducir a distintas patologías como osteoporosis, osteopetrosis y osteogénesis 
imperfecta. 
 
 
Figura 2.4.1 Anatomía del hueso [53]. 
 
 
 
 
 
 
Antecedentes 
 
21 
 
2.4.1. Regeneración ósea 
 
El hueso tiene la capacidad de regenerase por sí mismo en respuesta a un trauma. Cuando 
un huesose fractura el proceso de curación inicia de inmediato, los vasos sanguíneos que 
se han roto en la vecindad de la fractura rellenan el espacio formando un hematoma. 
Nuevos vasos sanguíneos crecen en la región y células formadores de hueso migran al área. 
Las células (osteoblastos) secretan matriz extracelular con lo que se comienza a formar una 
estructura tipo osteoide, que se convertirá en una estructura mineralizada de una manera 
ordenada y finalmente en hueso. En primera instancia se produce un tejido 
fibrocartilaginoso (tejido de callo blando), es isotrópico y aún requiere de ser remodelado 
por acción secuencial de remoción y redeposición de hueso. Otro tipo de células, los 
osteoclastos, degradan la matriz ósea y fagocitan restos celulares de células muertas, 
mientras que los osteoblastos redepositan matriz de hueso donde es necesario. Éste 
remodelamiento ocurre continuamente en el organismo y resulta en un hueso con una 
estructura anisotrópica [54, 55]. 
Cuando el organismo no puede llevar a cabo esta función por ser una lesión cuya área 
dañada es muy extensa [56, 57], es cuando nos apoyamos de la ingeniería de tejidos para 
inducir la regeneración ósea. 
Las opciones quirúrgicas actuales contemplan el uso de hueso cadavérico (aloinjerto), del 
propio paciente (autoinjerto) obtenido del hueso trabecular de la cresta iliaca, y hueso de 
otra especie (xenoinjerto), así como del uso de biomateriales metálicos, poliméricos y 
cerámicos, estos dos últimos tanto de tipo sintético como natural. Sin embargo, existen 
ciertas desventajas al emplear estos tratamientos, como la restricción en la cantidad de 
hueso autólogo a extraer, la posibilidad de transmisión de patógenos por parte del hueso 
cadavérico y diferencias en integración y proporción de carga en los biomateriales. 
Debido a la complejidad en la fisionomía de los órganos o tejidos todavía es imposible imitar 
a la naturaleza, la tendencia actual es mejorar la biocompatibilidad de los materiales 
empleados y de los procesos de manufactura. Por ello, el biomaterial ideal será aquel que 
provea de las propiedades mecánicas adecuadas para la región a regenerar, 
proporcionando un eficiente soporte mecánico temporal para soportar tensiones y de carga 
in vivo. El hueso bajo carga fisiológica puede remodelarse, de aquí que un requerimiento 
del andamio es tener control sobre la cinética de degradación y de resorción de tal forma 
que el andamio mantenga sus propiedades físicas hasta que el tejido que está en 
crecimiento tenga una integridad mecánica apropiada para soportase así misma [58]. 
 
Antecedentes 
 
22 
 
Los subproductos de la degradación deben ser moléculas no tóxicas, de tal forma que el 
organismo las elimine del cuerpo a través de vías metabólicas [59] a una velocidad adecuada 
que mantenga la concentración de estos productos de degradación en los tejidos a un nivel 
tolerable. 
Diferentes tipos de moléculas bioactivas convergen en este sitio, como son factores de 
crecimientos, integrinas, receptores y proteasas. En el caso específico de la regeneración 
ósea, no solo se espera osteoconductividad, debido principalmente a la estructura del 
propio andamio, sino que se pretende tener un andamio que sea osteoinductivo, por ello 
la inclusión o funcionalización de células y/o factores de crecimientos (TGF-β), proteínas 
morfogenéticas (BMP), proteínas de adhesión con el péptido Arg-Gly-Asp (RGD), co-
factores, etc. 
Los andamios sintéticos empleados en regeneración ósea deben ser estructuras con poros 
interconectados, el tamaño de poro reportado en la literatura [60, 61] está en el intervalo 
de 100-1200 mm debido a que poros más grandes reducen el área superficial interna. 
Los andamios construidos a base de compuestos que contienen calcio, son capaces de 
liberar iones calcio que promueva la mineralización y la regeneración ósea [62]. 
Una vez sembradas las células en un cultivo estático, la formación de nuevo tejido está 
limitada a la periferia del andamio debido a limitaciones de difusión. Posteriormente la 
organización y densidad celular influyen en la distribución y disponibilidad de nutrientes 
dentro del interior del andamio [63]. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Antecedentes 
 
23 
 
2.5. Policaprolactona 
 
La policaprolactona (PCL) es un poliéster alifático, es un termoplástico, semicristalino con 
una temperatura de fusión de 60° C y una temperatura de transición vítrea de -60°C, su 
temperatura de degradación es de 350°C se pude decir que es un polímero térmicamente 
estable. 
Es altamente hidrofóbico por lo que lo hace un polímero interesante para emplearse en 
andamiajes que requiere de largo tiempo de degradación, como lo es el tejido óseo y se ha 
encontrado que es compatible con células del tipo osteoblásticas [64]. Sus propiedades 
esencialmente las de biocompatibilidad se benefician al incorporase otro componente con 
lo que los compuestos de PCL-X biomaterial tienen mayor expectativa de éxito que por sí 
solo el PCL. 
Al igual que otros sintéticos biodegradables el proceso de degradación está mediado por la 
absorción de agua seguido de una hidrólisis de los enlaces ésteres. La cinética de 
degradación está influenciada por diferentes factores como son peso molecular, 
condiciones del entorno, esfuerzo y deformación a la que están sujetos, cristalinidad, 
tamaño de la muestra, morfología (por ejemplo, porosidad), aditivos e hidrofilicidad. 
El PCL consta de un grupo éster polar y cinco grupos metilenos con características apolares 
[65]. Debido a esto último y a su carácter semicristalino, es que la cinética de degradación 
del PCL es lenta. Su degradación “in vitro” es consecuencia de la susceptibilidad de los 
enlaces ésteres al proceso de hidrólisis. Estudios realizados por Pitt y colaboradores 
demuestran que el proceso de degradación se inicia por una escisión hidrolítica del enlace 
éster de la cadena polimérica de manera aleatoria, lo cual se refleja como una reducción en 
la viscosidad y disminución en el peso molecular. 
 
El PCL se ha utilizado ampliamente para aplicaciones de ingeniería de tejidos [66]. El perfil 
de degradación y las propiedades mecánicas de este polímero apoyan su uso para la 
ingeniería del tejido óseo. En términos de capacidad de fabricación, el polímero es favorable 
tanto para estudiar los efectos de la arquitectura de andamios sobre la regeneración de 
tejidos como para las aplicaciones posteriores de ingeniería de tejidos clínicos, ya que los 
andamios de PCL pueden construirse por diferentes técnicas de la tecnología de 
manufactura aditiva. Estos incluyen el sinterizado por láser selectivo, el modelado de 
deposiciones fundidas, la fotopolimerización y la impresión 3D 
 
 
Antecedentes 
 
24 
 
2.6. Ensayos Biológicos 
 
Una forma de emular cuál sería la respuesta celular que podríamos esperar dentro del 
organismo al estar en contacto directo con un andamio es mediante los ensayos biológicos. 
Recordemos pues, que la célula es una unidad estructural y funcional que controla y 
mantiene en funcionamiento a todo organismo unicelular y multicelular. La célula se 
encuentra sujeta a continuos estímulos tanto internos (genotipo, fase del ciclo celular, 
estado metabólico, por mencionar algunos) y externos, como son las interacciones célula-
célula y/o célula-sustrato. Todos estos tipos de señalizaciones favorecen respuestas 
celulares básicas, como son la proliferación, diferenciación y muerte celular. Una falla en 
algunas de estas señales puede derivar en defectos morfogenéticos o tóxicos en las células. 
Daños genéticos comprometen la expresión de genes que controlan la fisiología de la célula, 
mientras que los efectos citotóxicos se relacionan con daño a los procesos metabólicos que 
desencadenan la alteración de vías, y que llevan a la muerte celular [67]. 
Es así que una manera sencilla pero eficiente de evaluar lo que “siente” la célula alestar 
expuesta ante un objeto ajeno a su ambiente como puede ser un fármaco o un andamio es 
mediante un bioensayo en un cultivo celular. En estos ensayos se puede determinar, la 
citotoxicidad, genotoxicidad, viabilidad y proliferación celular. Un cultivo celular se puede 
definir como un sistema que permiten el mantenimiento de las células -“in vitro”- 
conservando al máximo sus propiedades fisiológicas, bioquímicas y genéticas. 
Para mantener este sistema en condiciones favorables para las células se debe de controlar: 
 pH 
 Temperatura (generalmente de 37°C) y humedad 
 Niveles o procentaje de dióxido de carbono y oxígeno, respectivamente 
 Osmolaridad 
 Contenido de sales inorgánicas (mantienen el medio isotónico) 
 Contenido de glucosa (fuente de energía) 
 Contenido de aminoácidos (balance de nitrógeno, precursores de la síntesis de 
proteínas) 
 Contenido de vitaminas (cofactores) 
 Suero (biosíntesis celular, promueve el crecimiento, estimula la síntesis de DNA, 
RNA y proteínas, y facilita la adhesión al sustrato por medio de las globulinas). 
 Antibióticos: (evita el desarrollo de contaminantes microbianos en el cultivo). 
 Agua (desionizada, destilada y esterilizada). 
Antecedentes 
 
25 
 
2.6.1. Tipos de cultivo celular 
 
Por otro lado, existen diferentes tipos de cultivo celulares como son los cultivos primarios, 
línea celular y secundarios, siendo éste último una población de células que ha proliferado 
de un cultivo primario y que es posible proliferar in vitro por pases adicionales. 
Cultivos Primarios: Cultivo de células, obtenidos directamente del organismo. Células que 
han sido disgregadas de un tejido u órgano y puestos a crecer en un medio artificial. 
Línea Celular: Cultivo celular que tiene alta capacidad de multiplicarse in vitro, establecido 
a partir de un cultivo primario y que tiene las mismas características que el tejido de origen. 
Las líneas a su vez pueden ser propagadas en monocapa o en suspensión, éstas últimas se 
refieren a células que para proliferar no requieren de adherirse a una superficie, como su 
nombre lo específica crecen y se propagan “flotando” en el medio de cultivo in vitro, un 
ejemplo de éste tipo de células son las hematopoyéticas. 
Las células que crecen en monocapa son células adherentes, es decir, no inician la 
proliferación hasta que se han adherido al sustrato, este es el modo normal de proliferación 
de la mayor parte de las células. 
 
2.6.2. Proliferación celular 
 
Como se mencionó anteriormente, una manera de medir la salud de las células es mediante 
la cuantificación de viabilidad o proliferación celular. Se define proliferación celular como 
el incremento en el número de células debido a los procesos de división y crecimiento 
celular. 
Hay cuatro tipos principales de ensayos de proliferación celular que, difieren según lo que 
se mide: síntesis de ADN, actividad metabólica, antígenos asociados con la proliferación 
celular y concentración de trifosfato de adenosina (ATP, por sus siglas en inglés) [68]. 
Este trabajo se enfoca en la medición de proliferación celular por actividad metabólica. Las 
sales de tetrazolio son compuestos que se reducen en el ambiente de las células 
metabólicamente activas, formando un colorante llamado formazán que modifica el color 
del medio de cultivo. Esto se debe al aumento en actividad de la enzima tipo 
deshidrogenasa durante el proceso de viabilidad celular. La absorción del medio una vez 
que la sal de tetrazolio se ha reducido se puede leer usando un espectrofotómetro o lector 
de microplacas a una longitud de onda específica. 
Antecedentes 
 
26 
 
Cuatro tipos de sales de tetrazolio son más comunes: (i) bromuro de 3-(4,5-dimetiltizol-2-
ilo)-2,5-difeniltetrazol (MTT), (ii) (2,3-bis[2-metoxi-4-nitro-5-sulfofenil]-2H-tetrazolio-5-
carboxanilida) por sus siglas XTT, (iii) 3-(4,5-dimetiltizol-2-ilo)-5-(3-carboximetoxifenil)-2-(4-
sulfofenil)-2H-tetrazolio (MTS) y (iv) 4-[3-(iodofenil)-2-(4-nitrofenil)-2H-tetrazolio]-1,3-
disulfonato de benceno (WST-1). En el ensayo por MTT la reducción es realizada por la 
enzima mitocondrial succinato-deshidrogenasa en un compuesto coloreado de color azul 
(formazán), permitiendo determinar la funcionabilidad mitocondrial de las células tratadas. 
Este método ha sido muy utilizado para medir supervivencia y proliferación celular. La 
cantidad de células vivas es proporcional a la cantidad de formazán producido. Una 
desventaja del MTT es que es insoluble en medio de cultivo estándar y los cristales de 
formazán producidos durante la reducción deben disolverse en dimetilsulfóxido (DMSO) o 
isopropanol ácido, siendo dañino para las células. Otras sales como la resazurina (Alamar 
blue) que al entrar en contacto con las células se reduce a resorufina son solubles en medios 
de cultivo y no son tóxicas, son una opción viable en la cuantificación de la proliferación 
celular. El XTT reduce menos eficientemente y puede necesitar factores adicionales 
agregados. WST-1 es más sensible, reduce de manera más eficiente y muestra un desarrollo 
de color más rápido en comparación con las otras sales, teniendo el mismo principio de 
acción del kit CCK-8, utilizado en este proyecto de investigación. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Objetivos 
27 
 
3. Objetivos 
 
3.1. Objetivo General 
 
Desarrollar andamios tridimensionales porosos de policaprolactona/Nukbone y 
policaprolactona/hidroxiapatita, caracterizarlos física, química y biológicamente con la 
finalidad de determinar su potencial en ingeniería de tejido óseo. 
 
3.2. Objetivos Particulares 
 
 Manufacturar un prototipo de andamio 3D por medio de la tecnología de 
manufactura aditiva que mimetice las características de superficie, topografía, 
tamaño de poro e interconectividad entre los poros del tejido óseo. 
 
 Determinar los parámetros de proceso en la manufactura de andamios 3D con las 
propiedades intrínsecas de las mezclas a extruir, obteniendo las condiciones 
adecuadas que permitan su reproducibilidad. 
 
 Valorar el efecto de Nukbone e hidroxiapatita en la matriz de policaprolactona como 
componentes de los andamios 3D sobre el proceso de proliferación celular. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Metodología Experimental 
28 
 
4. Metodología Experimental 
 
4.1. Materiales y preparación de tintas 
 
Policaprolactona (PCL) CAPA™ 6404 con peso molecular de 37, 000 g/mol en forma de 
pellets de la marca Solvay. Hidroxiapatita (HA) sintética con tamaño de partícula < 200nm 
de Sigma Aldrich (Sigma-Aldrich, Canadá). Relleno óseo en polvo Nukbone® (NKB) donado 
por la empresa Biocriss (Biocriss, México). Para el estudio biológico se utilizó medio de 
cultivo Eagle modificado de Dulbecco (DMEM, por sus siglas en inglés), solución antibiótico-
antimicótico y una solución de tripsina-EDTA adquiridas a Life technologies (NY, USA). 
Bicarbonato de sodio de J.T. Baker (J.T. Baker Chemicals, PA, USA). Suero fetal bovino (FBS) 
de HycloneLaboratories (Logan, UT, USA). Ácido ascórbico, dexametasona, 2 mM de L-
glutamina y 10 mM de glicerol-2-fosfato de Sigma Chemical Co. (St. Louis, MO, USA) fueron 
utilizados en la preparación del medio osteogénico (MO). Un kit de cultivo celular (CCK-8) 
de Dojindo Molecular Technologies, INC. se empleó en el análisis de proliferación celular. 
 
4.2. Preparación de las mezclas de PCL/ NKB y PCL/HA 
 
La primera parte consistió en moler polvo de NKB en un molino de bolas Retsch modelo 
PM100 (Glen Mills Inc.) con la finalidad de obtener un tamaño de partícula (t< 100µm) de 
acuerdo con lo sugerido en la literatura y que permitiese una incorporación e integración 
homogénea en la matriz polimérica de PCL. Al término de la molienda, el polvo se tamizó 
para obtener un tamaño de partícula de aproximadamente 84 µm. 
Las mezclas preparadas, las cuales a partir de este punto se denominarán material a 
procesar en los equipos de impresión 3D,están formadas por dos componentes, la matriz 
polimérica de PCL y el material cerámico (HA y NKB). Dos grupos de mezclas se prepararon, 
el grupo experimental PCL/NKB y el grupo control PCL/HA. 
 
 
 
 
 
 
Metodología Experimental 
29 
 
 
Tabla 4.1. Composición de tintas 
Material a 
procesar 
Código 
PCL 
(%p/p) 
HA 
(%p/p) 
NKB 
(%p/p) 
PCL PCL 100 - - 
PCL/5 HA 5HAP 95 5 - 
PCL/10 HA 10HAP 90 10 - 
PCL/20 HA 20HAP 80 20 - 
PCL/5 NKB 5NKB 95 - 5 
PCL/10 NKB 10NKB 90 - 10 
PCL/20 NKB 20NKB 80 - 20 
 
Ambos componentes, PCL y 5%, 10% y 20% en peso de NKB e HA, respectivamente se 
calentaron a una temperatura de 120°C y se mezclaron (Tabla 4.1). Este procedimiento se 
realizó por una segunda ocasión (Figura 4.2.1). Una vez que las mezclas se enfriaron, las 
películas obtenidas se cortaron en pequeños fragmentos de 0.5 x 0.5 mm y conservaron en 
un desecador para evitar que absorbieran humedad del ambiente hasta su uso. 
 
 
Figura.4.2.1. Diagrama referente al proceso de mezclado de los componentes PCL/HA y 
PCL/NKB. 
 
 
 
Metodología Experimental 
30 
 
4.3. Manufactura de andamios 
 
Todos los andamios se fabricaron con un equipo denominado EnvisionTEC 3D-
Bioplotter®Manufacturer Series (EnvisionTEC, GmbH, Alemania), cuyo principio de 
funcionamiento es el proceso de extrusión (Figura 4.3.1). 
 
Figura 4.3.1.Equipo 3D-Bioplotter System utilizado para la manufactura de andamios. 
 
Se seleccionaron dos geometrías para la construcción del prototipo de andamio, prismática 
con dimensiones de 10x10x5 mm, cúbica con dimensiones de 10x10x10 mm; y cilíndrica con 
un diámetro (ø) de 9 mm y altura (h) de 1.5 mm y ø = 10 mm, h=12 mm, mediante el 
software SolidWorks. 
Todos los andamios se construyeron usando un patrón de 0°/90° entre capas con un 
filamento continuo sin contorno para crear estructuras porosas y de entramado reticular. 
La primera capa se depositó (ángulo de 0°) sobre la plataforma de construcción; a 
continuación la segunda capa se depositó con un ángulo de 90° respecto a la primera capa; 
de la misma forma, la tercera capa se depositó con un ángulo de 90° con respecto a la 
segunda capa y así sucesivamente hasta completar la estructura tridimensional (Figura 
4.3.2) 
 
Metodología Experimental 
31 
 
 
Figura 4.3.2. Patrón 0°/90° entre capas con filamento continuo sin contorno en la 
manufactura de andamios. 
 
Previo al proceso de construcción se calibró el equipo y se buscaron los parámetros de 
manufactura, siendo éstos presión (P) y velocidad (V) de extrusión del material. Es decir, el 
proceso inició con la definición de estos parámetros, etapa crítica en los procesos de 
manufactura aditiva. 
Pellets de PCL y de cada una de las mezclas de PCL/NKB y PCL/HA (materiales a procesar) 
descritos en la tabla 2 se introdujeron en un cartucho de acero inoxidable complementado 
con una boquilla que contiene en su punto terminal una aguja de acero inoxidable con un 
diámetro interno de 800 μm. Se elevó la temperatura, de temperatura ambiente a 90°C, de 
tal forma que se fundieran los pellets y se procedió con la primera prueba de extrusión del 
material (ver Figura 4.3.3). 
 
Figura 4.3.3. Esquema de carga de pellets en cartucho para su extrusión. 
Metodología Experimental 
32 
 
Una vez concluido este paso se continuó con la determinación de P y V, para lo cual se 
realizó un prueba inicial, ejerciendo presión sobre el material fundido por medio de un 
émbolo conectado a una toma de aire comprimido. Se consideró la presión de 1 bar como 
el valor mínimo a evaluar y se incrementó en una unidad hasta que se observó la extrusión 
de una fibra continua, éste valor de P (valor de referencia) es el que se considera para 
evaluar la velocidad. 
El siguiente paso consistió en mantener la presión determinada por un lapso de 10 s y al 
término de éste lapso se midió la longitud de la fibra extruida. Con los datos de longitud de 
la fibra y el tiempo de extrusión se calculó una velocidad (de referencia). Antes de iniciar la 
prueba de extrusión con estos valores de P y V de referencia, dos parámetros más se suman 
al sistema, estos parámetros son, el espesor de capa que corresponde al 80% del diámetro 
interno de la aguja empleada; y la altura entre la aguja y la plataforma, cuyo valor 
corresponde al 70% del diámetro interno nuevamente de la aguja utilizada. Cabe señalar 
que en ambos casos (espesor y altura) se seleccionó dicho porcentaje por recomendación 
del proveedor del equipo 3D Bioplotter, los cuales se pueden ajustar según los 
requerimientos del usuario. 
Con los parámetros de presión de referencia, velocidad de referencia, espesor de capa y 
altura entre la aguja y plataforma se procedió a realizar la prueba de construcción. La 
metodología de evaluación del proceso de manufactura aditiva se describe en el diagrama 
de la Figura 4.3.4. Si los parámetros de procesamiento determinados son los adecuados, es 
decir, aquellos que permitan una adherencia de material entre capas, que no deformen el 
diámetro del filamento extruido, que no exista un exceso de material por una mala 
selección de la presión o velocidad o al contrario que se tenga una pobre alimentación de 
material, entre otros, se concluye la prueba (FIN); de lo contrario se modifica el valor de la 
velocidad, ya sea aumentando o disminuyendo su valor, esto dependerá de cómo se 
observe la impresión de la fibra en la primera capa. 
Si se tiene una fibra muy delgada y que no logra adherirse a la superficie, la cual es rugosa 
para asegurar la adhesión, entonces se disminuye la velocidad, de obtenerse una fibra muy 
gruesa entonces se aumenta la velocidad. 
Si después de varias pruebas NO hay resultados favorables, se procede a modificar el valor 
de la presión y nuevamente se reinicia el proceso (Realizar prueba de extrusión) hasta 
obtenerse los parámetros de P y V correctos. 
 
 
Metodología Experimental 
33 
 
 
Figura 4.3.4. Diagrama de evaluación para determinar parámetros de construcción. 
 
En el caso específico del material utilizado en este proyecto, se requirió adicionar un 
parámetro que permitiese la solidificación del material depositado antes de que se 
adicionará la siguiente capa de material, por lo que se incorporó un tiempo de espera entre 
capa y capa con un valor de 60 s, el cual fue seleccionado después de una serie de pruebas. 
 
 
Metodología Experimental 
34 
 
4.4. Caracterización fisicoquímica de los andamios 
 
4.4.1. Caracterización morfológica 
 
La superficie, morfología y calidad de resolución de las fibras construidas, así como la 
dispersión de las partículas de NKB e HA en la matriz de PCL en los andamios se analizó por 
microscopía electrónica de barrido (SEM por sus siglas en inglés). Se utilizó un microscopio 
Benchtop marca Jeol modelo JCM 6000. Los andamios se observaron sin un recubrimiento 
de oro a bajo vacío, utilizando un haz de electrones con un voltaje de 10kV y baja corriente. 
 
4.4.2. Determinación del % de Porosidad 
 
La porosidad (%) y el valor de densidad de los andamios se calculó de acuerdo con el método 
de Arquímedes, para lo cual se implementaron las ecuaciones (1) y (2). Con la primera 
ecuación se determinó la densidad [69]. 
 
𝜌 = ⌊(
𝐴
𝐴−𝐵
) (𝜌𝑙 − 𝜌𝑎)⌋ + 𝜌𝑎 (1) 
 
Donde ρ es la densidad del andamio, A es la masa del andamio medida en aire, B es la masa 
del andamio inmerso en un líquido de referencia (isopropanol, con ρl: 0.79 g/cm3 y pureza 
de 99.9%) y ρa es la densidad del aire 9.78x10-4 g/cm3.El ensayo se realizó por triplicado. 
El porcentaje de porosidad [70] (P) se calculó utilizando la densidad relativa de los andamios 
definida como ρ*considerando el volumen del andamio basado en su geometría y masa; y 
la densidad del andamio calculada con la ecuación (1). 
 
𝑃(%) = (1 −
𝜌∗
𝜌
) ∗ 100 (2) 
 
 
 
Metodología