Tesis sobre Biomateriales Híbridos Termosensibles

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La presente tesis es publicada a texto completo en virtud de que el autor 
ha dado su autorización por escrito para la incorporación del documento a la 
Biblioteca Digital y al Repositorio Institucional de la Universidad de Guadalajara, 
esto sin sufrir menoscabo sobre sus derechos como autor de la obra y los usos 
que posteriormente quiera darle a la misma. 
UNIVERSIDAD DE GUADALAJARA 
CENTRO UNIVERSITARIO DE CIENCIAS EXACTAS E INGENIERÍAS
DIVISIÓN DE INGENIERÍAS 
“Obtención de biomateriales híbridos termosensibles a partir de 
xilanas/IPOx y sílice mesoporosa con potencial aplicación como andamio en 
tejido óseo” 
TESIS PROFESIONAL 
QUE PARA OBTENER EL GRADO DE 
MAESTRA EN CIENCIA DE PRODUCTOS FORESTALES 
PRESENTA 
 IPB. GUADALUPE VENTURA JIMÉNEZ 
DIRECTOR DE TESIS 
DRA. LORENA GARCÍA URIOSTEGUI 
CO-DIRECTOR 
DR. GUILLERMO TORIZ GONZÁLEZ 
ASESOR 
DR. HÉCTOR IVÁN MELÉNDEZ ORTIZ 
GUADALAJARA, JALISCO JULIO 2022 
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6 
 
AGRADECIMIENTOS 
 
A DIOS 
Por haberme dado la fortaleza y sabiduría necesaria para poder concluir una etapa más en 
mi vida. Le agradezco profundamente por permitirme llegar a este punto con salud y todo 
lo necesario para continuar día a día logrando mis objetivos, además de su infinito amor y 
bondad. 
 
 
A MIS PADRES 
Por todo el apoyo que me han brindado, aun a la distancia. Por sus consejos y palabras de 
aliento que me ayudan a crecer como persona, a favor de mi educación y mi crecimiento 
profesional. Gracias por inculcarme valores que me han llevado a alcanzar mis metas. 
 
 
 
A MIS HERMANOS 
Por el apoyo incondicional me han dado a lo largo de este trayecto, de todos los tipos y en 
todos los aspectos. Gracias por haber creído en mí siempre y estar conmigo a la distancia. 
 
 
 
A MIS COMPAÑEROS Y AMIGOS 
Los que han estado desde siempre y a los que hice a lo largo de mi carrera profesional. Por 
acompañarme en esta etapa de mi vida, compartiendo muchas alegrías, experiencias y 
logros. A todos y cada uno de aquellos que de una u otra manera contribuyeron a la 
culminación de este trabajo. 
 
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A LA UNIVERSIDAD GUADALAJARA 
Por acogerme y ser mi segunda “Alma Máter”. 
 
CENTRO UNIVERSITARIO DE CIENCIAS EXACTAS E INGENIERÍAS 
Por mi formación Profesional. 
 
AL DEPARTAMENTO DE MADERA CELULOSA Y PAPEL “ING. KARL AUGUSTIN 
GRELLMANN” 
Por abrirme las puestas y brindarme la oportunidad de crecer académicamente. Mi 
profundo agradecimiento y cariño siempre. 
 
AL CENTRO DE BIOMATERIALES 
A todos y cada uno de mis Compañeros “GRACIAS”. 
 
COORDINACIÓN DE INVESTIGACION Y POSGRADO 
Por el apoyo en todos los aspectos, para la realización de un logro más en mi carrera. 
 
A TODOS Y CADA UNO DE MIS MAESTROS 
Por los nuevos conocimientos adquiridos. 
 
A MI COMITÉ DE TITULACIÓN 
Dra. Lorena García Urióstegui, Dr. Guillermo Toriz González y Dr. Héctor Iván Meléndez 
Ortiz. Por sus enseñanzas, recomendaciones, tiempo, paciencia, apoyo y dedicación en el 
desarrollo de este proyecto de investigación. 
 
AL PROYECTO DE CIENCIA BASICA CB-283642 
Por su apoyo en diferentes aspectos para la realización y culminación de este trabajo. 
8 
 
INDICE 
INDICE DE FIGURAS ..................................................................................................................................................... 10 
INDICE DE TABLAS ....................................................................................................................................................... 11 
RESUMEN ....................................................................................................................................................................... 12 
ABSTRACT ....................................................................................................................................................................... 14 
1.INTRODUCCIÓN ........................................................................................................................................................ 16 
2.MARCO TEÓRICO ...................................................................................................................................................... 21 
2.1.Ingeniería de tejidos ....................................................................................................................................... 21 
2.2.Implantes óseos: Andamios (scaffolds) .................................................................................................... 23 
2.2.1. Características de un implante óseo ........................................................................................ 25 
2.2.2. Materiales usados en implantes óseos .................................................................................... 26 
2.3.Hidrogeles .......................................................................................................................................................... 29 
2.3.1 Hidrogeles estímulo sensibles .................................................................................................... 30 
2.4Materiales híbridos .......................................................................................................................................... 33 
2.5Hemicelulosas .................................................................................................................................................... 35 
2.6Sílices mesoporosas ......................................................................................................................................... 37 
2.7Modelos matemáticos usados en liberación de fármacos .................................................................. 39 
3.ANTECEDENTES ......................................................................................................................................................... 42 
4.JUSTIFICACIÓN .......................................................................................................................................................... 44 
5.OBJETIVOS .................................................................................................................................................................. 46 
6.HIPÓTESIS ................................................................................................................................................................... 47 
7.METODOLOGÍA ......................................................................................................................................................... 48 
7.1.Materiales .......................................................................................................................................................... 48 
7.2.Síntesis de las sílices mesoporosas ............................................................................................................ 48 
7.3.Extracción de las hemicelulosas de agave ............................................................................................... 49 
7.3.1. Determinación de peso molecular por viscosimetría................................................................. 50 
7.4.Preparación del hidrogel ............................................................................................................................... 50 
7.5.Caracterización ................................................................................................................................................. 51 
8.RESULTADOS Y DISCUSIÓN ...................................................................................................................................54 
8.1.Caracterización de sílices mesoporosas ................................................................................................... 55 
8.1.1. Composición química de las muestras de sílices mesoporosas mediante 
Espectroscopia Infrarroja por Transformada de Fourier (FTIR) .......................................................... 55 
9 
 
8.1.2. Determinación de área superficial, volumen de poro y tamaño de poro por el 
método de BET .................................................................................................................................................... 56 
8.1.3. Microscopia electrónica de barrido (SEM) de las SM ......................................................... 57 
8.2.Caracterización de hemicelulosas .............................................................................................................. 59 
8.2.1. Composición química de las hemicelulosas mediante Espectroscopia Infrarroja por 
Transformada de Fourier (FTIR) y Resonancia Magnética Nuclear (RMN) ...................................... 59 
8.2.2. Peso molecular de las hemicelulosas por viscosimetría .................................................... 61 
8.3.Caracterización de hidrogeles ..................................................................................................................... 61 
8.3.1. Composición química de las muestras mediante Espectroscopia Infrarroja por 
Transformada de Fourier (FTIR) y Resonancia Magnética Nuclear (RMN) ...................................... 62 
8.3.2. Análisis termogravimétrico (TGA) ............................................................................................. 66 
8.3.3. Microscopía Electrónica de Barrido (SEM) de los hidrogeles ........................................... 68 
8.3.4. Pruebas de hinchamiento ............................................................................................................ 72 
8.3.5. Determinación de Temperatura Crítica de Solución (LCST) .............................................. 73 
8.3.6. Pruebas de carga y liberación de fármaco .............................................................................. 76 
9.CONCLUSIONES ......................................................................................................................................................... 81 
9.1 Conclusiones generales ................................................................................................................................. 81 
9.2 Perspectivas a futuro ...................................................................................................................................... 82 
10.BIBLIOGRAFÍA ......................................................................................................................................................... 84 
ANEXOS ........................................................................................................................................................................... 94 
 
 
 
10 
 
INDICE DE FIGURAS 
Figura 1. Biomateriales usados en el cuerpo humano. ................................................................................... 21 
Figura 2. Componentes principales usados en la ingeniería de tejidos. .................................................... 22 
Figura 3. Composición del hueso. .......................................................................................................................... 23 
Figura 4. Estructura general de hidrogeles tradicionales ............................................................................... 29 
Figura 5. Estímulos externos e internos a los que pueden reaccionar los hidrogeles. ......................... 31 
Figura 6. Comportamiento de las cadenas del polímero en respuesta a la temperatura. .................. 32 
Figura 7. Estructura del monómero 2-isopropenil-2-oxazalina (IPOx). ...................................................... 33 
Figura 8. Composición de la pared celular vegetal de materiales lignocelulósicos. .............................. 35 
Figura 9. Estructura química de las hemicelulosas tipo xilanas. .................................................................. 36 
Figura 10. Estructura hexagonal P6mm. (Imagen modificada de Vercaemst, 2009). ........................... 38 
Figura 11. Representación esquemática del proceso sol-gel para la obtención de las SM. ................ 49 
Figura 12. Estructura química del fármaco a utilizar ....................................................................................... 53 
Figura 13. Diagrama de la metodología. .............................................................................................................. 55 
Figura 14. Espectro de FTIR-ATR de las sílices mesoporosas tipo SBA15. ................................................. 56 
Figura 15. Gráfica de volumen de absorción (a) y gráfica de distribución de tamaño de poro (b) de 
las SM. ............................................................................................................................................................................. 57 
Figura 16. Imágenes de SEM a magnificaciones de 9.65kx (a) y 10.7 kx (b); imágenes de TEM a 200 
nm (c,d) y 100 nm (e) de las sílices mesoporosas dopadas con fosfato. ................................................... 58 
Figura 17. Espectros de FTIR-ATR (a) y RMN de 13C (b) de las hemicelulosas tipo xilanas. ................. 60 
Figura 18. Gráfica para la determinación de la viscosidad intrínseca de la hemicelulosa. .................. 61 
Figura 19. Esquema de reacción para la obtención de un hidrogel. ........................................................... 62 
Figura 20. Espectro de FTIR-ATR de las xilanas, SM, IPOx y del hidrogel (G4-(100/500)). ................... 64 
Figura 21. Espectro de FTIR-ATR del hidrogel G4-(100/500)......................................................................... 64 
Figura 22. Espectro de RMN 13C de solidos del hidrogel de IPOx (GIPOX). ............................................... 65 
Figura 23. Espectro de RMN 13C de solidos del hidrogel de G4 (HC-IPOx-SM). ....................................... 66 
Figura 24. Análisis termogravimétrico de hidrogeles con diferentes proporciones de SM. ............... 68 
Figura 25. SEM de hidrogeles, G39 (a,b) de 500IPOx (4 mg EDGMA); G38 (c,d) con 100HC/500IPOx (1.25 
mg EDGMA). ........................................................................................................................................................................ 69 
Figura 26. Imágenes SEM de hidrogeles híbridos obtenidos variando la cantidad de entrecruzante 
EGDMA. (a,b) G23: 1.5 mg; (c,d) G21: 5 mg; (e,f) G4: 15 mg. ....................................................................... 70 
Figura 27. Micrografías SEM de los hidrogeles sintetizados variando las cantidades de SM (mg). 
(a,b) G26:50; (c,d) G27:100; (e,f) G31:120. ......................................................................................................... 71 
Figura 28. Graficas de hinchamiento de hidrogeles con variedad en los componentes. ..................... 73 
Figura 29. Determinación de la temperatura critica LCST de hidrogeles. ................................................. 76 
Figura 30. Curva de calibración del levofloxacino a diferentes concentraciones................................... 76 
Figura 31. Liberación de LEVO de los hidrogeles, en función de la temperatura. Las muestras se 
realizaron a 25 °C (gráfica a) y 40 °C (gráfica b). ................................................................................................ 79 
 
11 
 
INDICE DE TABLAS 
Tabla 1. Materiales usados para implantes óseos y sus aplicaciones (Kuhn, 2012; Trachtenberg y 
col. 2014). .......................................................................................................................................................................27 
Tabla 2. Proporciones y condiciones utilizadas para la elaboración de los diferentes hidrogeles. .. 51 
Tabla 3. Resultados de la prueba de HMAX de diferentes hidrogeles. ...................................................... 72 
Tabla 4. Valores de LCST obtenidos de diferentes hidrogeles. ..................................................................... 75 
Tabla 5. Resultados obtenidos de la carga de LEVO de los diferentes hidrogeles. ................................ 77 
Tabla 6. Resultados de carga y liberación de LEVO en diferentes hidrogeles. ........................................ 79 
Tabla 7. Resultados de la aplicación de diferentes modelos de liberación. ............................................. 80 
 
 
12 
 
RESUMEN 
En el presente trabajo se desarrollaron hidrogeles híbridos termosensibles, usando 
hemicelulosas tipo xilanas (HC), sílices mesoporosas (SM) y 2-isopropil-2-oxazolina (IPOx), 
con el objetivo de obtener un material con respuesta a cambios en la temperatura y capaz 
de cargar y liberar un agente antimicrobiano, teniendo como posibilidad de uso en la 
regeneración de tejidos óseos, como un andamio. Las xilanas fueron extraídas del bagazo 
de agave mediante una extracción alcalina con KOH; por su parte, las SM sintetizadas fueron 
de tipo SBA-15. 
Mediante las técnicas de Espectroscopia Infrarroja por Transformada de Fourier (FTIR) y 
Resonancia Magnética Nuclear (RMN), fue analizada y corroborada la composición química 
de los HC y SM. Por otro lado, mediante la técnica de análisis termogravimétrico (TGA) se 
analizaron las propiedades térmicas de los hidrogeles híbridos, concluyendo que los 
materiales son térmicamente estables y que no presenta riesgos si se elimina algún 
componente que altere su biocompatibilidad, a temperaturas por debajo de los 100 °C. 
Además, esta técnica permitió determinar la cantidad de SM presente en los hidrogeles 
híbridos. La morfología de los hidrogeles fue analizada por SEM (Microscopía electrónica de 
barrido) y se pudo observar la presencia de una estructura porosa e interconectada, 
confirmado el entrecruzamiento del material, pero a su vez, se observó la influencia de los 
componentes y cantidades en la morfología del material. 
Por otra parte, se realizaron pruebas del hinchamiento límite (o máximo) de los hidrogeles, 
en agua. Todos los hidrogeles presentaron un porcentaje de hinchamiento mayor al 100 %, 
además, se pudo observar el impacto que puede tener la presencia de los materiales usados 
en el desarrollo del hidrogel y en el hinchamiento máximo (HMAX). El estudio de la 
determinación de la temperatura de sensibilidad (temperatura crítica de solución, LCST) en 
los hidrogeles mostró que todas las muestras presentan valores de LCST cercanos a 36 °C 
(lo deseado por ser una temperatura cercana a la del cuerpo humano), sin embargo, se 
observó que este valor incrementa ligeramente (0.5 a 1 °C), siendo favorable para sistemas 
usados en la liberación de fármacos. 
13 
 
Finalmente, los hidrogeles híbridos presentaron buena capacidad para cargar el fármaco 
levofloxacino (LEVO) en un rango de 7-30 mg/g de xerogel, una cantidad mayor a la 
concentración inhibitoria mínima específica (MIC, alrededor de 0.016 a 8 µg/mL) de LEVO 
para bacterias S. aureus, E. coli o K. pneumoniae. Respecto a liberación de LEVO, se 
analizaron a temperatura por abajo (20°C) y por encima (40°C) de la LCST; LEVO presentó 
una liberación rápida en las primeras 5-6 h, después de ese período el proceso de liberación 
se desaceleró gradualmente hasta alcanzar una meseta y se mantuvo así por 48h y sin llegar 
a liberarse el 100 % del fármaco, lo cual puede deberse a la red porosa profunda del 
hidrogel, que retiene cierta cantidad del fármaco. Sin embargo, este fenómeno puede ser 
favorable, ya que nos permite asegurar la presencia de fármaco por un largo período de 
tiempo, disminuyendo o evitando la inhibición bacteriana. Los resultados obtenidos de la 
liberación del LEVO se ajustaron a 4 modelos cinéticos de liberación (Orden Cero, Primer 
Orden, Higuchi y Korsmeyer-Peppas). El análisis mostró que los valores de liberación se 
ajustaron al modelo Korsmeyer-Peppas indicando que el LEVO se liberó de los hidrogeles 
mediante un mecanismo de difusión fickiniana. 
 
PALABRAS CLAVE: Hemicelulosas, 2-isopropenil-2-oxazolina, hidrogeles termosensibles, 
híbrido, sílices mesoporosas, andamio antibacterial 
 
 
 
 
 
 
 
14 
 
ABSTRACT 
In this work, thermosensitive hybrid hydrogels were developed from xylan-type 
hemicelluloses (HC) from agave bagasse, SBA-15 mesoporous silicas (SM) and 2-isopropyl-
2-oxazoline (IPOx), to obtain a material that responds to changes in temperature and 
capable of loading and releasing an antimicrobial agent, for potential application as a 
scaffold for bone tissues regeneration. 
The chemical composition of the hybrid hydrogels was analyzed by Fourier Transform 
Infrared Spectroscopy (FTIR) and Nuclear Magnetic Resonance (NMR) techniques. Using 
thermogravimetric analysis (TGA) the thermal properties of hybrid hydrogels were 
analyzed, observing that the materials are thermally stable and that at temperatures below 
100°C any chemical compound was removed from the hydrogels, implying that their 
biocompatibility is maintained. The SM percentage in the hybrid hydrogels was also 
determined by TGA. According to Scanning Electron Microscopy (SEM) the hydrogels show 
a porous and interconnected structure, confirming the crosslinking of the material; 
however, the amounts of the components had an effect on the porosity of systems. 
Additionally, the swelling capacity of the hydrogels was carried out in water. All the 
hydrogels presented a swelling percentage greater than 100% and the maximum swelling 
(HMAX) of the materials was influenced by the presence of different compounds and their 
quantities. The hydrogels show thermal sensitivity (critical solution temperature, LCST) at a 
value close to 36 °C (which is desirable because 36 °C is the normal temperature of the 
human body). The LCST value slightly increased about 1 °C, being favorable for systems used 
in drug delivery. 
Finally, the hybrid hydrogels showed a loading capacity of the drug levofloxacin (LEVO) in a 
range of 7-30 mg/g of xerogel, an amount greater than the minimum specific inhibitory 
concentration (MIC, around 0.016 to 8 µg/mL) of LEVO for S. aureus, E. coli or K. 
pneumoniae bacteria. The release of LEVO from hydrogels was analyzed at temperatures 
below (20°C) and above (40°C) the LCST. LEVO presented a rapid release in the first 5-6 
hours, after that period the release process gradually slowed down until it reached a plateau 
and remained for 48 hours without releasing 100% of the drug. This fact may be due to the 
15 
 
deep porous network of the hydrogel, which retains a certain amount of the drug; however, 
this phenomenon can be favorable, since it allows to ensure the presence of the drug for a 
long period of time, reducing or preventing bacterial inhibition. The results obtained on the 
LEVO release process were adjusted to 4 release kinetic models (Zero Order, First Order, 
Higuchi and Korsmeyer-Peppas). The release values were fitted to the Korsmeyer-Peppas 
model indicating that the LEVO was released from the hydrogels by a Fickian diffusion 
mechanism. 
16 
 
1. INTRODUCCIÓN 
La ingeniería de tejidos es una disciplina que busca mejorar, reparar, reemplazar o 
regenerar tejidos después de ser afectados por una enfermedad o lesión. Esta disciplina 
integra conocimientos fundamentales de diferentes áreas como física, química y biología, 
para crear materiales biomédicos prácticos y efectivos que restauren, mantengan o 
mejoren el funcionamiento de un tejido o incluso el órgano completo (McClelland y col., 
2005; Silvo, 2007; Singh y col., 2016). 
En el campo de la ingeniería de tejido óseo, se busca desarrollarbiomateriales y terapias 
que combinen propiedades mecánicas y fisicoquímicas como biocompatibilidad, 
biodegradabilidad, osteoinductividad y osteoconductividad. El hueso es un tejido complejo 
que requiere una estructura porosa para la disposición espacial de sus componentes, por lo 
tanto, los parámetros críticos de los andamios utilizados en tejidos óseos incluyen, alta 
porosidad y área superficial, que puedan influir en la osteconducción, migración celular y el 
transporte de nutrientes; una adecuada capacidad de hinchamiento y ambiente idóneo 
para la unión celular, la proliferación y diferenciación, así como características mecánicas 
apropiadas, baja inmunogénesis, la generación de productos de degradación no tóxicos, 
facilidad de uso clínico y biocompatibiidad (Silvo, 2007; Chifiriuc y col. 2016; Singh y col. 
2016; Fiallos, 2018). Un andamio usado en regeneración ósea debe ser capaz de actuar de 
forma temporal como la matriz extracelular (ME) en el hueso, y como una estructura de 
soporte (Silvo, 2007). 
Los hidrogeles son muy utilizados como andamios para la regeneración de tejido óseo ya 
que proporcionan un entorno tridimensional hidrofílico semejante a la matriz extracelular, 
favorable para la adhesión, proliferación y diferenciación celular. Los hidrogeles pueden 
contar con características como reversibilidad, funcionalidad, biodegradabilidad y 
biocompatibilidad, lo que les permite ser usados en la regeneración de tejidos óseos y poder 
interactuar con el sistema biológico (Gholamali, 2019; Singh y col. 2016; Bai y col. 2018). 
Además, los hidrogeles pueden absorberse e integrarse adecuadamente en los tejidos 
circundantes, evitando problemas futuros como extracciones quirúrgicas o respuestas 
17 
 
inflamatorias. Por otra parte, se pueden elaborar con materias primas fácilmente 
disponibles, como los polímeros naturales, que además de ser biocompatibles y 
biodegradables, se pueden procesar y modificar, lo que permite adaptarlos a la forma 
deseada para la implantación y se pueden ajustar otros parámetros como la velocidad de 
degradación y la porosidad (Bai y col. 2018). Los polímeros naturales más usados en el 
desarrollo de hidrogeles han sido la celulosa, quitosano, alginato y gelatina, entre otros. 
En los últimos años, ha surgido un gran interés por darle valor agregado a las hemicelulosas, 
ya que son el segundo polímero más abundante en materiales lignocelulósicos (entre el 15 
y el 35% en peso de la biomasa) y su uso a gran escala suele ser limitado; están disponibles 
en grandes cantidades como subproductos de la silvicultura, la agricultura e industrias 
papeleras y de pulpeo, por lo que su uso puede reducir costos. Las hemicelulosas presentan 
características como no toxicidad, biocompatibilidad y biodegradación, lo que permite su 
uso en el campo biomédico (Osorio y col. 2020; Peng y col. 2011; Naidu y col. 2018). Las 
xilanas son el principal tipo de hemicelulosas las cuales consisten de una cadena principal 
de unidades de D-xilosa, unidas por enlaces glicosídicos β-(1→4). Algunas unidades de xilosa 
están sustituidas con 1-arabinofuranosas, 4-O-metil-D-glucopiranosas, 1-galactopiranosas 
o D-glucopiranosas, mediante enlaces glicosídicos α-(1→3) o α-(1→2) o ambos (Scheller y 
Ulvskov, 2010; Arellano, 2018). En comparación con otros polisacáridos como la celulosa, el 
almidón y el quitosano, las hemicelulosas presentan una solubilidad relativamente alta, 
pudiéndose disolver en disolventes comunes, lo que facilita su uso y modificación química 
(Osorio y col. 2020; Kong y col. 2018; Gao y col. 2016). 
Las hemicelulosas se han usado principalmente en la liberación controlada de fármacos, 
mediante el desarrollo de hidrogeles, micropartículas y/o nanopartículas, donde el fármaco 
puede ubicarse en la superficie o en el interior de la matriz (Reinhard-Verbeek, 2012); sin 
embargo se ha demostrado que las hemicelulosas cuentan con otros beneficios y 
propiedades de interés para su explotación en la ingeniería de tejido óseo, como defensa 
inmunológica innata, inhibición de la mutación celular, propiedades anticancerígenas y 
antioxidantes, efectos antiflamatorio, y además pueden modular la respuesta de células T 
18 
 
y los macrófagos, los cuales son relevantes para la inflamación inicial después de las lesiones 
por fractura ósea (Bush y col. 2015; Sun y col. 2013). 
Por otro lado, las sílices mesoporosas (SM) son un material de estructura similar a la del 
hueso, ya que muestran alta porosidad y un tamaño de poro adecuado (entre 2 y 50 nm de 
diámetro), lo cual es apropiado para la adhesión celular, crecimiento, proliferación y la 
biomineralización de las células óseas (Eivazzadeh-Keihan y col. 2020; Morales y col. 2019). 
Además, diversos estudios han demostrado que las SM, no solo no son tóxicas para las 
células óseas, sino que son adecuadas para estudios de cultivo celular (Eivazzadeh-Keihan y 
col. 2020). Este material también puede ser utilizado para el almacenamiento y liberación 
sostenida de fármacos, factores de crecimiento y agentes antibacterianos. Las SM al 
mezclarse con matrices poliméricas sirven como agentes de refuerzo, mejorando la rigidez 
y resistencia debido a la distribución mejorada de materiales inorgánicos, y logrando una 
mejor interfaz orgánico-inorgánico en estas estructuras híbridas; por otra parte, puede 
mejorar las propiedades fisicoquímicas de los andamios usados en la ingeniería de tejidos 
óseos, estimulando el proceso de regeneración osteogénica de las células óseas que crecen 
en el andamio para producir hueso nuevo (Eivazzadeh-Keihan y col. 2020; Li y col. 2015). 
En la investigación de Li y col. (2015) se combinaron nanopartículas de sílice mesoporosa 
(NSM) y nanofibras de quitosano, obteniendo materiales nanofibrosos con mejores 
propiedades mecánicas al usar NSM al 10% p/p. Además, probaron su biocompatibilidad y 
lograron promover funcionalmente la biomineralización de los andamios compuestos. Por 
otra parte, Luo y col. (2018) desarrollaron un sistema híbrido para promover la actividad 
celular y la osteodiferenciación de células madre mesenquimales humanas (hMSC), usando 
NSM cargadas con un péptido formador de hueso (BFP-1) y encapsuladas en un hidrogel de 
alginato; las NSM mostraron su excelente función como portador de factores de 
crecimiento, logrando una liberación sostenida de péptidos y con ello una mejora en la 
capacidad de supervivencia y la proliferación de hMSC. De igual forma, Yao y col. (2018) 
elaboraron un andamio 3D de NSM con gelatina nanofibrosa para la administración dual de 
BMP2 (proteínas morfogenéticas óseas) y deferoxamina para la regeneración ósea; se 
19 
 
liberaron a diferentes velocidades y lograron mantener su capacidad angiogénica y 
osteogénica, respectivamente. 
Sin embargo, han surgido problemas relacionados con infecciones; se cree que durante la 
cirugía de implantación del material se adquieren la mayoría de infecciones bacterianas, las 
cuales suelen ser persistentes y resultan muy difíciles de tratar; se ha comprobado que son 
causadas por patógenos Gram-positivos (S. epidermidis y S. aureus) y Gram-negativos 
(Pseudomonas aeruginosa, Escherichia coli) (Chifiriucy col. 2016; Caplin y García, 2019). Esto 
puede llegar a afectar la regeneración ósea y pone en riesgo la vida de los pacientes. La 
inclusión de materiales que permitan asegurar un nivel óptimo de liberación de fármacos 
por períodos de tiempo largos y la reducción de posibles efectos secundarios indeseables, 
es una alternativa en la medicina moderna. En este sentido, los polímeros estímulo 
sensibles han sido una buena opción en el área de liberación controlada de fármacos debido 
a su capacidad de cambiar su estructura y otras propiedades fisicoquímicas (como 
humectabilidad y color) cuando se exponen a estímulos externos o internos como pH, 
temperatura, luz, fuerza iónica, campos magnéticos y eléctricos,etc. Para aplicaciones 
biomédicas, los materiales sensibles a la temperatura son los más utilizados, dado que las 
temperaturas del cuerpo humano siempre se establecen en el rango de 35 a 37 °C, 
independientemente de las funciones de los órganos, tejidos y células (Kim y Matsunaga, 
2017). 
Existen diferentes polímeros o materiales termo-sensibles, entre ellos las Poli (2-oxazolina) 
(POx) y sus variantes. La familia POx tiene una temperatura crítica de solución (LCST) de 23 
a 75 °C, la cual depende de la estructura química de la cadena lateral (Kelly y Wiesbrock, 
2012). Por debajo de la LCST, las cadenas del polímero se encuentran solvatadas formando 
estructuras expandidas (estado hidrofílico), mientras que por encima de la LCST sus cadenas 
colapsan, expulsando el agua y dando lugar a estructuras compactas. Esta característica es 
aprovechada en aplicaciones como la administración controlada de medicamentos, 
proteínas y péptidos e inmovilización de enzimas (Klouda y Mikos, 2007; Kim y Matsunaga, 
2017; Zhang y col. 2017; Frazar y col. 2019). Entre las variantes de POx, se encuentra la poli 
20 
 
(2-isopropenil-2-oxazolina) (PIPOx), la cual tiene una LCST alrededor de 36 °C, muy cerca de 
la temperatura fisiológica del cuerpo humano. La IPOx es altamente soluble en diferentes 
disolventes orgánicos, así como en agua, y tiene una alta estabilidad térmica e hidrolítica. 
Además, una amplia gama de la serie IPOx ha mostrado excelente biocompatibilidad tanto 
en pruebas in vitro como in vivo, por lo cual tiene un gran potencial para aplicaciones 
biomédicas (Young y Matsunaga, 2017). Se ha usado con éxito en el desarrollo de diferentes 
materiales como hidrogeles, copolímeros termo-sensibles con comportamiento de 
temperatura crítica de solución baja ajustable (LCST), cepillos moleculares y materiales para 
fotónica (Xu y col. 2019). 
Con base a lo anterior, en este trabajo se pretende desarrollar un nuevo hidrogel híbrido a 
partir de las hemicelulosas del agave tipo xilana, con la 2-isopropenil-2-oxazolina y 
partículas de sílice mesoporosa, que pueda usarse como un andamio para la regeneración 
de tejido óseo y a su vez, tenga un efecto antibacterial mediante la liberación de algún 
antibiótico como el Levofloxacino. 
 
 
 
 
 
21 
 
2. MARCO TEÓRICO 
2.1. Ingeniería de tejidos 
Cada vez es mayor la necesidad de sustituir o regenerar tejidos y órganos, esto debido a la 
presencia de lesiones traumáticas, enfermedades congénitas o crónicas, afecciones 
degenerativas, entre otras situaciones (Silvo, 2007; Chifiriuc y col. 2016). 
La “ingeniería de tejidos” (IT) es un término que hace referencia principalmente, a la 
regeneración de huesos y cartílagos o tejidos blandos (Chifiriuc y col. 2016). Sin embargo, 
en los últimos años, el significado de la ingeniería de tejidos se ha ido transformando, por 
lo que actualmente podemos definirla de forma más concreta como una disciplina que 
busca mejorar, reparar, reemplazar o regenerar tejidos después de ser afectados por una 
enfermedad o lesión (McClelland y col. 2005; Silvo, 2007; Singh y col. 2016). 
La IT, solo se basaba en materiales que actuaban como soporte neutral para la entrega y 
unión celular, pero ahora, gracias a la integración de conocimientos fundamentales de 
diferentes áreas como física, química y biología, se pueden crear materiales biomédicos más 
complejos, dinámicos, prácticos y efectivos que restauren, mantengan o mejoren el 
funcionamiento de un tejido o incluso el órgano completo (Figura 1) (McClelland y col. 2015; 
Silvo, 2007; Kuhn, 2012; Singh y col. 2016). 
 
Figura 1. Biomateriales usados en el cuerpo humano. 
22 
 
Anteriormente, se usaban autoinjertos o aloinjertos para ciertas reconstrucciones o 
reemplazos, pero el uso de estos llegaba a provocar complicaciones, principalmente, se 
aumentaba la probabilidad de aparición de enfermedades infecciosas y, además, contaban 
con una limitada capacidad para incorporarse al huésped. Por esta razón, la IT se volvió una 
alternativa, ya que permite la construcción de sustitutos biológicos que se podrían usar en 
lugar de órganos donados; el uso de fosfatos de calcio, vidrio bioactivo, polímeros y muchos 
otros materiales compuestos, permiten el desarrollo de biomateriales novedosos que 
pueden llegar a imitar al tejido natural (Silvo, 2007; Chifiriuc y col. 2016). 
Independientemente de su aplicación, la IT comprende tres componentes principales 
(Figura 2). Uno de ellos son las células, las cuales deben presentar capacidad de 
proliferación y crecimiento, principalmente las células madre, troncales o estaminales, ya 
que forman parte fundamental para la generación de los tejidos vía ex vivo, que 
reemplazarán a los enfermos o lesionados. Otro componente son los biomateriales, que 
representan el armazón del tejido nuevo y deben ser capaces de actuar como andamios que 
permitan la integración de un tejido tridimensional similar a la estructura anatómica propia 
del tejido que requiere regenerarse, siendo capaces de alojar y permitir el crecimiento, la 
reproducción y la renovación de las células. Por último, los factores de crecimiento, estos 
deben provocar el desarrollo y la diferenciación celular dentro del tejido artificial, como lo 
hace la matriz extracelular naturalmente (Serrato y col. 2015; Chifiriuc y col. 2016). 
 
Figura 2. Componentes principales usados en la ingeniería de tejidos. 
23 
 
2.2. Implantes óseos: Andamios (scaffolds) 
El hueso es un material biológico complejo, con alta rigidez y resistencia en relación con la 
densidad. Es un material compuesto; su matriz extracelular está compuesta por minerales, 
colágenos, agua, proteínas no colagenasas y lípidos en una proporción que dependerá de 
diferentes factores. De forma más específica, el hueso cuenta con un 60% de sustancias 
minerales o componentes inorgánicos que otorgan rigidez y dureza, de los cuales, 80% son 
cristales de hidroxiapatita, 15% son carbonato de calcio y 5% otras sales minerales; luego 
un 20% es agua y el otro 20% son componentes orgánicos que confieren elasticidad y 
resistencia a las fracturas, de ese 20% de componentes orgánicos, 90% son colágeno tipo I 
y 10% son sustancias no colágenas (Figura 3) (Reales y Roches, 2015). Además, cuentan con 
tres tipos de células (osteoblastos, osteocitos y osteoclastos) que trabajan en conjunto para 
formar un organismo óseo unificado (Bai, 2018). 
 
Figura 3. Composición del hueso. 
 
Los implantes de hueso artificial hechos de biomateriales han surgido como un enfoque 
atractivo para tratar defectos óseos. Los implantes óseos tienen que brindar un soporte 
adecuado hasta que se logre la recuperación completa del hueso original y deben ser 
biocompatibles. Los implantes óseos pueden ser de dos tipos: no biodegradables (retirados 
24 
 
después del proceso de curación o reemplazo) y biodegradables, es decir que pueden no 
requerir una extracción después de lograrse la curación (Chandra y Pandey, 2020). 
Los implantes óseos tienen una amplia variedad de recursos materiales y ventajas 
importantes como la ausencia de rechazo inmunológico e impedimento de transmisión de 
infecciones y/o enfermedades. (Yang y col. 2019; Chandra y Pandey, 2020). 
Uno de los objetivos principales de la IT es desarrollar estructuras tridimensionales que sean 
biodegradables y que permitan el crecimiento celular y el transporte de nutrientes, por 
medio de la presencia de poros interconectados. Por lo cual, los andamios se consideran un 
tipo de material prometedor. Un andamio es un biomaterial capaz de permitir la unión 
celular, la proliferación, diferenciación e infiltración de células naturales o modificadas. Este 
tipo de materiales se están diseñando para actuar como matrices artificiales, que funcionen 
como la matriz extracelular (ME) en el hueso de forma temporal, y como una estructura de 
soporte para el tejido del huésped, permitiendoinducir el proceso natural de desarrollo de 
tejido nuevo (Silvo, 2007; Cattalini, 2015). 
El hueso es un tejido dinámico, que a lo largo del tiempo se va reconstruyendo o 
remodelando y en estos procesos intervienen diferentes células presentes en el tejido óseo. 
En la formación del hueso, los osteoblastos son los responsables de sintetizar, secretar y 
mineralizar la matriz orgánica y están rodeados por haces de fibra de colágeno que 
posteriormente se cementan y forman placas de matriz ósea no calcificada conocida como 
sustancia osteoide; luego se depositan cristales complejos de fosfato de calcio en la 
sustancia osteoide, está se mineraliza y los osteoblastos atrapados en la matriz 
mineralizada se convierten en osteocitos, los cuales se conectan con los osteoblastos y otras 
células; los osteocitos tienen un papel importante en la homeostasis mineral y cuentan con 
ramificaciones largas que permiten la nutrición y vitalidad de las fibras colagenadas. Por 
otra parte, los osteoclastos son los encargados de desgastar o erosionar el hueso con la 
finalidad de remodelarlo; estas células producen y liberan sustancias ácidas que provocan 
la disolución de la matriz mineral y osteoide, y posteriormente crean zonas donde se 
25 
 
produce la reabsorción ósea conocidas como lagunas de Howship (Boskey y Gehron, 2018; 
Reales y Roches, 2015; Bai, 2018). 
Al poder imitar la ME, los andamios pueden usarse para administrar factores de 
crecimiento, células madre, péptidos, proteínas, ADN plasmídico y nucleótidos sintéticos 
con formación de tejido natural (Singh y col. 2016). 
Hay una gran cantidad disponible de andamios. Un andamio ideal en ingeniera de tejidos 
tiene que ser consistente en la respuesta del paciente, debe ser compatible y bioactivo para 
estimular la curación. Los andamios basados en polímeros naturales han tenido un mayor 
éxito en el cumplimiento de estos puntos (Bush y col. 2016). 
2.2.1. Características de un implante óseo 
Los adelantos en la ingeniería de tejido óseo han provocado el interés de poder controlar y 
guiar el proceso de regeneración del tejido óseo, lo que ha llevado a la necesidad de 
desarrollar andamios con más de una funcionalidad, que no solo permitan el apoyo 
estructural, sino que también puedan presentar bioactividad y funcionar como un sistema 
de liberación de moléculas (Cattalini, 2015), por lo cual, los andamios utilizados como 
implantes óseos deben contar con diversas características. 
Algunas de esas características están relacionadas con el aspecto biológico, dentro de las 
cuales se incluyen sus propiedades de biocompatibilidad y no toxicidad; la 
biocompatibilidad es de suma importancia en los dispositivos médicos implantables y es 
definida como el rendimiento satisfactorio del material utilizado para aplicaciones 
biológicas con una respuesta adecuada del huésped en los sistemas vivos (Eltom y col. 2019; 
Chandra y Pandey, 2020). 
El hueso es un tejido complejo que requiere una estructura porosa para la disposición 
espacial de sus componentes, por lo tanto, el biomaterial debe contar con diferentes 
características, como alta porosidad, área de superficie alta, resistencia estructural, forma 
3D específica e idealmente biodegradabilidad y que puedan influir en la osteconducción, 
26 
 
migración celular y el transporte de nutrientes (Silvo, 2007; Chifiriuc y col. 2016; Singh y col. 
2016; Fiallos, 2018). 
El andamio debe ser capaz de actuar de forma temporal como la matriz extracelular en el 
hueso (Silvo, 2007). Las células que crecen en andamios deben poder reproducirse sin 
interrupciones para producir una nueva matriz; si puede imitar las propiedades de la ME de 
los tejidos se puede dar una regeneración perfecta y completa (Eltom y col. 2019). 
Los andamios deben presentar baja inmunogenesis, respuesta celular adecuada al material, 
generación de productos de degradación no tóxicos, flexibilidad para la modificación 
química, facilidad de uso clínico y rentabilidad. También, deben permitir la adhesión celular 
y la activación de los diferentes factores de crecimiento (Silvo, 2007; Serrato y col. 015; 
Chifiriuc y col. 2016). 
El tejido biológico es una estructura 3D increíblemente compleja con funciones mecánicas 
complejas asociadas con las características del transporte de masa, por lo cual, los 
implantes óseos deben contar con características mecánicas apropiadas, como 
permeabilidad, estabilidad, elasticidad, viscoelasticidad, flexibilidad, resistencia al desgarre 
y plasticidad, para así generar diferentes formas o estructuras tridimensionales sólidas 
(Serrato y col. 2015). 
2.2.2. Materiales usados en implantes óseos 
Otro de los puntos importantes a considerar para la elaboración de implantes óseos, es la 
correcta elección de los materiales que se usaran, lo cual dependerá de la aplicación y 
características que se requieran para el andamio en particular (Cattalini, 2015). 
Los materiales de un andamio pueden ser naturales o sintéticos, degradables o no, 
dependiendo del uso que se le dará. Los biomateriales biológicos o naturales son aquellos 
que se obtienen a partir de productos encontrados en la naturaleza ya sean de origen 
mineral, vegetal o animal como el colágeno, la fibrina, la agarosa, el quitosano, el alginato, 
etc. Los biomateriales sintéticos son los que se producen en laboratorio mediante procesos 
27 
 
industriales entre los que destacan los polímeros, metales, cerámicos y los nanocompositos 
(Kuhn, 2012; Trachtenberg y col. 2014; Yang y col. 2019). 
En la actualidad existen una gran cantidad de materiales tanto naturales como sintéticos, 
usados para el desarrollo de biomateriales diseñados para implantes óseos y como sistemas 
de administración de fármacos (Tabla 1). 
Tabla 1. Materiales usados para implantes óseos y sus aplicaciones (Kuhn, 2012; 
Trachtenberg y col. 2014). 
CLASE DE MATERIAL USOS 
 
Metal 
Acero inoxidable Reemplazos articulares, fijación de fracturas óseas, válvulas 
cardíacas, electrodos 
Titanio y aleaciones de 
titanio 
Reemplazos articulares, puentes dentales e implantes 
dentales, stents coronarios 
Aleaciones de cobalto-cromo Reemplazos articulares, fijación de fracturas óseas 
Oro Empastes dentales y coronas, electrodos 
Plata Cables de marcapasos, materiales de sutura, amalgamas 
dentales 
Platino Electrodos, dispositivos de estimulación neural. 
Cerámica 
Óxidos de aluminio Implantes de cadera, implantes dentales, reemplazo coclear 
Circonita Implantes de cadera 
Fosfato de calcio Sustitutos de injerto óseo, recubrimientos superficiales en 
reemplazos totales de juntas, andamios celulares 
Sulfato de calcio Sustitutos de injerto óseo 
Carbón Recubrimientos valvulares cardíacos, implantes ortopédicos 
“Glass” Sustitutos de injerto óseo, rellenos para materiales dentales. 
Polímeros 
Nylon Suturas quirúrgicas, segmentos gastrointestinales, tubos 
traqueales. 
Goma de silicona Articulaciones de los dedos, piel artificial, implantes 
mamarios, lentes intraoculares, catéteres 
Poliéster Suturas reabsorbibles, fijación de fracturas, andamios 
celulares, revestimientos de heridas de la piel, dispositivos de 
entrega de drogas 
Polietileno (PE) Implantes de cadera y rodilla, tendones y ligamentos 
artificiales, injertos vasculares sintéticos, dentaduras postizas 
e implantes faciales 
Polimetilmetacrilato (PMMA) Cemento óseo, lentes intraoculares 
28 
 
Cloruro de polivinilo (PVC) Tubos, prótesis faciales 
Materiales naturales 
Colágeno y gelatina Cirugía estética, apósitos para heridas, andamiaje celular 
para ingeniería de tejidos con carga de fibroblastos y 
queratinocitos para piel 
Celulosa Entrega de drogas 
Quitina Vendajes para heridas, andamiaje celular, administración de 
medicamentos. 
Cerámica o cerámica 
desmineralizada. 
Sustituto de injerto óseo 
Alginato Suministro de drogas, encapsulación celular. Además de 
materiales cargados con células progenitorascardíacas 
humanas en válvula cardíaca y tejido cardíaco 
Ácido hialurónico Prevención de adhesión postoperatoria, lubricante oftálmico 
y ortopédico, suministro de medicamentos, andamiaje 
celular 
 
 
Los componentes de los materiales utilizados para el desarrollo de los implantes óseos, 
afectará las propiedades bioactivas (osteconductivas, osteoinductivas, osteogenicas y 
angiogénicas), la degradación, las propiedades mecánicas y la integración e interacción del 
biomaterial con el tejido óseo circundante (Cattalini, 2015). 
Los polímeros naturales son usados ampliamente en el desarrollo de materiales médicos, 
ya que permiten obtener biomateriales con diseños versátiles y que pueden funcionalizarse 
con diferentes biomoléculas, lo cual permite que sean adecuados para su uso como 
andamios en ingeniería de tejidos (Chifiriuc y col. 2016). Una gran parte de los polímeros 
naturales cuentan con sitios reactivos que permiten adaptarlos a una variedad de 
aplicaciones. Poseen ventajas sobre los polímeros sintéticos, como una adecuada 
citocompatibilidad permitiendo que las células se adhieran, proliferen y se diferencien sin 
provocar ninguna reacción toxica o inflamatoria; gracias a sus propiedades bioactivas, 
pueden interactuar de mejor forma con las células del tejido y finalmente pueden 
absorberse por degradación metabólica o degradación controlada por enzimas (Sing y col. 
2016; Chifiriuc y col. 2016; Bai, 2018). 
29 
 
2.3. Hidrogeles 
Los hidrogeles son estructuras de red polimérica tridimensionales capaces de absorber y 
retener cantidades considerables de agua o fluidos biológicos debido a la presencia de 
grupos hidrófilos tales como grupos amino, carboxilo e hidroxilo, en las cadenas poliméricas 
(Figura 4). Estos materiales pueden hincharse, pero no se disuelven en agua, gracias a sus 
enlaces cruzados entre las cadenas de la red (Singh y col. 2016; Gholamali, 2019). 
 
Figura 4. Estructura general de hidrogeles tradicionales 
 
Los hidrogeles son muy utilizados como andamios para la regeneración de tejido óseo, y 
han tenido gran éxito debido a que presentan una alta biocompatibilidad y características 
como forma estable y suave, alta permeabilidad de nutrientes, facilidad de aplicación, y 
buena compatibilidad tisular. Además, al contar con un entorno tridimensional hidrofílico, 
pueden asemejarse a la matriz extracelular, lo cual es favorable para la adhesión, 
proliferación y diferenciación celular. Los hidrogeles pueden contar con características 
como reversibilidad, funcionalidad, biodegradabilidad y biocompatibilidad, lo que les 
permite ser usados en la regeneración de tejidos óseos y poder interactuar con el sistema 
biológico (Gholamali, 2019; Singh y col. 2016; Bai y col. 2018). Además, los hidrogeles 
pueden absorberse e integrarse adecuadamente en los tejidos circundantes, evitando 
problemas futuros como extracciones quirúrgicas o respuestas inflamatorias (Gholamali, 
2019). Además, tienen ventajas sobre otros tipos de andamios poliméricos, como el fácil 
control de los parámetros estructurales, el alto contenido de agua, la biocompatibilidad 
prometedora y la arquitectura de andamios ajustable (Singh y col. 2016). 
30 
 
Los materiales más usados en el desarrollo de hidrogeles han sido los polímeros naturales 
como celulosa, quitosano, alginato, gelatina, y en los últimos años, hemicelulosas ya que 
son materias primas ampliamente disponibles (Bai y col. 2018). 
2.3.1 Hidrogeles estímulo sensibles 
El uso de biomateriales ha traído grandes beneficios pero también ha ocasionado un 
problema de gran importancia, un aumento de infecciones microbianas que suelen ser 
persistentes y muchas veces son muy difíciles de tratar. Se cree que durante la cirugía de 
implantación del material se adquieren la mayoría de infecciones bacterianas que pueden 
ocasionar por la contaminación exógena o endógena del biomaterial (Chifiriuc y col. 2016). 
Se ha comprobado que las infecciones son causadas por microorganismos patógenos Gram-
positivos (S. epidermidis y S. aureus) y Gram-negativos (Pseudomonas aeruginosa, 
Escherichia coli) y diferentes miembros del género Candida (particularmente C. albicans, C. 
parapsilosis) (Chifiriuc y col. 2016). La forma en que los microorganismos actúan es en 
primera, adhiriéndose a la superficie del biomaterial por fuerzas de Van Der Waals y a 
interacciones hidrofóbicas; posteriormente, las bacterias se extienden rápidamente, 
produciendo una matriz extracelular formando biopelículas, es decir, comunidades sésiles 
densas con una organización tridimensional (Chifiriuc y col. 2016; Caplin y García, 2019). 
Las infecciones en los biomateriales antes o después de la implantación pueden llegar a 
afectar la regeneración ósea y pone en riesgo la vida de los pacientes. Por esta razón, en la 
medicina moderna, se ha incluido como alternativas materiales que puedan asegurar un 
nivel óptimo de liberación de fármacos antibacterianos por períodos de tiempo largos y, 
por ende, la reducción de posibles efectos secundarios indeseables (Kim y Matsunaga, 
2017). 
Los polímeros estímulo sensibles han sido una buena opción en el área de liberación 
controlada de fármacos debido a su capacidad de cambiar su estructura y otras propiedades 
fisicoquímicas (como humectabilidad y color) cuando se exponen a estímulos externos o 
internos como pH, temperatura, luz, fuerza iónica, campos magnéticos y eléctricos, etc. 
(Figura 5) (Gholamali, 2019). 
31 
 
 
Figura 5. Estímulos externos e internos a los que pueden reaccionar los hidrogeles. 
 
2.3.1.1 Hidrogeles termosensibles 
Para aplicaciones biomédicas, los materiales sensibles a la temperatura son los más 
utilizados (específicamente, los hidrogeles), dado que las temperaturas del cuerpo humano 
siempre se establecen en el rango de 35 a 37 °C, independientemente de las funciones de 
los órganos, tejidos y células (Kim y Matsunaga, 2017; Gholamali, 2019). 
Estos materiales se caracterizan por cambio en su volumen, es decir, pueden extenderse y 
contraerse rápidamente en respuesta a cambios de temperatura en el fluido circundante 
(Figura 6). La temperatura a la cual ocurre ese cambio crítico es llamada temperatura de 
solución crítica (Lower Critical Solution Temperature, LCST) en medios acuosos. Estos 
materiales incluyen polímeros derivados de forma natural, polímeros sintéticos o una 
combinación de ambos, gracias a su excelente biocompatibilidad que los hace una buena 
opción para ser empleados para aplicaciones de suministro de fármacos (Arellano, 2018; 
Gholamali, 2019). 
Existen diferentes polímeros o materiales termo-sensibles, entre ellos las Poli (2-oxazolina)s 
(POx) y sus variantes. Las Poli (2-oxazolina)s son muy versátiles, lo que permite el desarrollo 
de materiales con propiedades a medida y por ende reciben gran interés científico en 
campos biomédicos y biomedicinales. Las redes basadas en poli (2-oxazolina)s reticuladas 
32 
 
son consideradas para su uso en ingeniería de tejidos y administración de fármacos. Por 
otra parte, muestran algunas ventajas sobre otros materiales, como una mayor 
biocompatibilidad, degradabilidad, alta estabilidad y la falta de subproductos tóxicos 
producidos durante la degradación (Kelly y Wiesbrock, 2012). 
 
Figura 6. Comportamiento de las cadenas del polímero en respuesta a la temperatura. 
 
 La familia POx tiene una temperatura crítica de solución (LCST) de 23 a 75 °C, la cual 
depende de la estructura química de la cadena lateral (Kelly y Wiesbrock, 2012). Por debajo 
de la LCST, las cadenas del polímero se encuentran solvatadas formando estructuras 
expandidas (estado hidrofílico), mientras que por encima de la LCST sus cadenas colapsan, 
expulsando el agua y dando lugar a estructuras compactas. (Klouda y Mikos, 2007; Kim y 
Matsunaga, 2017; Zhang y col. 2017; Frazar y col. 2019). 
Entre las variantes de POx, se encuentra la 2-isopropenil-2-oxazolina(IPOx), un importante 
monómero heterocíclico versátil con doble funcionalidad (Figura 7). Este monómero se 
puede polimerizar para producir poli(2 isopropenil-2-oxazolina) (PIPOx) mediante 
polimerización de transferencia de grupos, aniónica, radical y más recientemente, 
polimerización radicálica controlada. De esta manera se obtiene un material soluble en agua 
y en una gran variedad de disolventes orgánicos, el cual es químicamente inerte a la 
humedad y al oxígeno durante el almacenamiento y además es biocompatible. El anillo de 
2-oxazolina que posee el PIPOx lo hace ser un material funcional versátil que puede usarse 
en una variedad de reacciones, por ejemplo, al reaccionar con ácidos carboxílicos no se 
producen subproductos, lo cual le da propiedades biocompatibles (Jerca y col. 2018; 
33 
 
Cegłowski y col. 2020). Una amplia gama de la serie IPOx ha mostrado una excelente 
biocompatibilidad tanto en pruebas in vitro como in vivo, por lo cual tiene un gran potencial 
para aplicaciones biomédicas (Jerca y col. 2013; Young y Matsunaga, 2017; Palem y col. 
2018). Además, este material altamente hidrofílico cuenta con una LCST alrededor de 36 °C, 
muy cerca de la temperatura fisiológica del cuerpo humano. 
 
 
Figura 7. Estructura del monómero 2-isopropenil-2-oxazalina (IPOx). 
 
Además, el PIPOx es adecuado para aplicaciones biomédicas, debido a que cuenta con 
propiedades inmunomoduladoras. Por otro lado, se ha probado mediante mediciones de 
citoxicidad in vitro y pruebas de proliferación ex vivo, que PIPOx es de carácter no citotóxico 
(Kroneková y col. 2016; Cegłowski y col. 2020). La poli (2-isopropenil-2-oxazolina) ya se ha 
aplicado con éxito para la preparación de hidrogeles, copolímeros termosensibles con 
comportamiento de temperatura de solución crítica inferior (LCST), cepillos moleculares y 
materiales para fotónica (Xu y col. 2019). 
2.4 Materiales híbridos 
Los materiales híbridos son un grupo de compuestos que combinan las propiedades físicas 
únicas de los materiales inorgánicos con la procesabilidad y flexibilidad de los materiales 
orgánicos a escala molecular y nanoscópica (Chujo, 1996; Gao y col. 2020). Con la 
combinación de materiales con diferentes propiedades físicas y químicas, no solo se hace 
una fusión de estas, sino que también se espera que los materiales híbridos resultantes, 
puedan llegar a presentar nuevas características y propiedades (e incluso superiores) de las 
que ya presentan individualmente cada uno de los materiales que lo conforman (Beyou y 
34 
 
Bourgeat-Lami, 2021; Liu y col. 2021). Una combinación óptima de materiales puede causar 
mejoras en la resistencia mecánica (resistencia a la fractura), estabilidad térmica y/o 
química, características morfológicas de interés; aunque todo dependerá de cuales 
materiales (orgánicos/inorgánicos) se utilicen, así como la estructura e interfaz de los 
componentes (Rejab y col. 2019). 
Los materiales híbridos se pueden clasificar dependiendo de la naturaleza y fuerza de 
interacción entre ambos materiales inorgánicos y orgánicos, ya sea por interacciones 
débiles (van der Waals, puentes de hidrogeno) o por interacciones moleculares fuertes 
(enlaces covalentes o iono-covalentes). Aunque también pueden clasificarse en base a su 
composición y propiedades (Rejab y col. 2019; Beyou y Bourgeat-Lami, 2021). 
Los materiales orgánicos más utilizados incluyen polímeros naturales como celulosa, 
quitosano y colágeno. Estos materiales orgánicos pueden ofrecer flexibilidad estructural y 
un procesamiento relativamente sencillo y/o conveniente, además puede proporcionar 
funciones como, respuestas a estímulos, carga y liberación de moléculas de forma 
controlada, ambientes químicos estables, e incluso poder llegar a compensar los defectos 
de la parte inorgánica (aunque también la parte inorgánica puede llegar a compensar 
algunos defectos de la parte orgánica, he aquí la importancia de su combinación). Por otra 
parte, entre los materiales inorgánicos destacan la hidroxiapatita y sílices mesoporosas. Los 
materiales inorgánicos pueden desempeñar una gran cantidad y variedad de funciones, 
como proporcionar redes porosas accesibles e interconectadas, propiedades magnéticas, 
químicas, o electroquímicas (Rejab y col. 2019; Liu y col. 2021). 
La combinación de partículas inorgánicas y polímeros orgánicos es de gran interés para el 
desarrollo de materiales poliméricos de alto rendimiento o funcionalidad. En los últimos 
años, los materiales híbridos han ganado atención en investigaciones para el desarrollo de 
biomateriales destinados a aplicaciones médicas, para la administración de fármacos o para 
aplicación en tejidos u órganos dañados o heridos, un ejemplo son los hidrogeles híbridos 
(Chujo, 1996; Rejab y col. 2019). 
35 
 
Se han elaborado hidrogeles que contienen nanopartículas con el fin de obtener mejores 
propiedades mecánicas. Una de esas nanopartículas son las de sílice, las cuales han logrado 
una mejor rigidez mecánica, bioactividad de moléculas terapéuticas y la adhesión de tejidos. 
La heterogeneidad de los hidrogeles híbridos puede causar una mejor adhesión de células, 
así como la organización e interacción entre ellas, con el fin de crear tejidos con mejor 
organización celular e integridad mecánica (Palmese y col. 2019). 
2.5 Hemicelulosas 
Las hemicelulosas son polímeros naturales que se encuentran abundantemente en 
materiales lignocelulósicos (constituyen entre el 15 y 35% en peso de la biomasa) (Kong y 
col. 2018; Naidu y col. 2018) y están disponibles en grandes cantidades como subproductos 
de la silvicultura, la agricultura e industrias papeleras y de pulpeo (Peng y col. 2011). Estos 
polímeros se encuentran en la pared celular de las plantas y están unidos a la celulosa y la 
lignina (Figura 8) por lo que se requieren procedimientos de aislamiento detallados para 
separar estos componentes (Hansen y Plackett, 2008). 
 
 
Figura 8. Composición de la pared celular vegetal de materiales lignocelulósicos. 
 
36 
 
Las hemicelulosas son polisacáridos de peso molecular bajo y se forman a partir de algunos 
residuos de azúcar, los más comunes son D-xilosa, D-manosa, D-galactosa, D-glucosa, L-
arabinosa, ácido 4-O-metil-D-glucurónico, ácido D-galacturónico y ácido D-glucurónico; su 
composición puede variar entre diferentes materias primas, así como entre las fuentes, 
dependiendo de factores como el origen y la etapa de crecimiento. Las hemicelulosas son 
de naturaleza hidrófila (Hansen y Plackett, 2008) y se pueden definir cuatro grupos 
principales de hemicelulosas de acuerdo con su estructura primaria: xilanos (Xyl), 
xiloglucanos (XyG), mananos y glucomananos (Hansen y Plackett, 2008; Arellano, 2018). 
En comparación con otros polisacáridos como la celulosa, el almidón y el quitosano, las 
hemicelulosas presentan una solubilidad relativamente alta, pudiéndose disolver en 
disolventes comunes, lo que facilita su uso y modificación química (Kong y col. 2018; Gao y 
col. 2016; Osorio y col. 2020). 
La xilana es la hemicelulosa más abundante; consiste en columna vertebral de unidades de 
D-xilosa, unidas por enlaces glicosídicos β-(1→4), sustituidos con unidades de 1-
arabinofuranosas, 4-O-metil-D-glucuronopiranosas, 1-galactopiranosa, D-glucupiranosa en 
C-2 y/o C-3 de la cadena principal (Figura 9) (Gao et al., 2016; Naidu et al., 2018; Xuchen y 
col 2019). Los patrones de ramificación en xilanas, se correlacionan con la taxonomía 
(Scheller y Ulvskov, 2010). 
 
Figura 9. Estructura química de las hemicelulosas tipo xilanas. 
 
37 
 
Las hemicelulosas tienen un potencial lo suficiente amplio como para utilizarse en 
diferentes áreas, como en la fabricación de papel, biocombustibles, productos cosméticos, 
alimentos, productos farmacéuticos e incluso biomédicos, ya sea en su forma natural o 
modificada; pero, al contar con una gran diversidad estructural, su uso a mayorescala y con 
importante valor aun suele ser limitado (Xiao y col. 2012; Jin y col. 2019; Osorio y col. 2020). 
Sin embargo, en la biomedicina se está utilizando cada vez más debido a sus características 
como alta hidrofilia, no toxicidad, biocompatibilidad, biodegradabilidad y efecto 
anticancerígeno. Se han usado como polisacáridos bioactivos y biomaterial en la fabricación 
de hidrogeles, los cuales han mostrado buenas propiedades mecánicas e hinchamiento en 
agua o fluidos biológicos. Ya se han utilizado en ingeniería de tejidos, por poder actuar como 
matrices funcionales gracias a sus versátiles propiedades físico-químicas (Xiao y col. 2012; 
Osorio y col. 2020). 
Las hemicelulosas se han usado para la liberación controlada de fármacos mediante el 
desarrollo de hidrogeles, micropartículas y/o nanopartículas, donde el fármaco puede 
ubicarse en la superficie o disolverse en la matriz (Reinhard-Verbeek, 2012). Sin embargo, 
se ha demostrado que las hemicelulosas cuentan con otros beneficios y propiedades de 
interés para su explotación en la ingeniería de tejido óseo, como la modulación de la 
respuesta de las células T y los macrófagos los cuales intervienen en la inflamación inicial 
después de las lesiones por fractura ósea (Bush y col. 2015; Sun y col. 2013). 
2.6 Sílices mesoporosas 
En los últimos años, se ha tratado de mejorar la bioactividad de los materiales implantados 
en los huesos. El hueso es un tejido que se va renovando a lo largo del tiempo gracias a los 
osteoclastos y a los osteoblastos que son los encargados de reabsorber el hueso que se 
encuentra desgastado y de producir hueso nuevo, respectivamente. La bioactividad de los 
biomateriales depende de su composición química, su morfología y su microestructura 
superficial (Shadjou y Hasanzadeh, 2015). Los materiales mesoporos cuentan con 
características estructurales de gran interés para su aplicación en el diseño de materiales 
bioactivos, como su distribución uniforme de tamaño de poro, alta área de superficie 
38 
 
específica (700-1500 m2/g), alto volumen de poro (> 0.6 cm3/g) y tamaño de poro (entre 2 
y 50 nm de diámetro) (Shadjou y Hasanzadeh, 2015). En los biomateriales, la porosidad es 
muy importante, ya que esto puede afectar el grado de mineralización, el acceso a 
nutrientes y factores de crecimiento, y la propagación o infiltración de las células óseas 
(Eivazzadeh-Keihan y col. 2020) y su biomineralización (Morales et al., 2019). Además, han 
mostrado biocompatibilidad y biodegradabilidad favorable (Luo y col. 2015). 
Por otra parte, las SM han mostrado ser un refuerzo polimérico. La alta área de superficie 
de los SM indica que se pueden usar pequeñas relaciones de carga para proporcionar un 
refuerzo mecánico importante. Se ha comprobado que los materiales compuestos de sílice 
y polímeros poseen mejores propiedades mecánicas que los polímeros puros. Las SM al 
mezclarse con matrices poliméricas sirven como agentes de refuerzo mejorando la rigidez 
y resistencia debido a la distribución mejorada de materiales inorgánicos, y se logra una 
mejor interfaz orgánico-inorgánico en estas estructuras híbridas (Shadjou y Hasanzadeh, 
2015; Li y col. 2015). 
La sílice MCM41 (Mobil Crystalline Materials) es la más ampliamente usada para 
aplicaciones biomédicas, principalmente en liberación controlada de fármacos. Pero 
además de esta sílice, la tipo SBA (Santa Barbara Amorphous), principalmente la SBA-15 ha 
sido ampliamente usada con este fin. Este material tiene una estructura cristalina igual a la 
MCM, el arreglo de su estructura es hexagonal bidimensional plana, lo que significa que 
está constituida por un arreglo de poros cilíndricos de forma hexagonal que forman un 
sistema poroso unidimensional (Figura 10). 
 
Figura 10. Estructura hexagonal P6mm. (Imagen modificada de Vercaemst, 2009). 
39 
 
Además, la SBA15 presenta una gran área de superficie específica (> 900 m2/g) y volumen 
de poros (> 0.9 cm3/g) que pueden proporcionar sitios de destino para la adhesión células. 
Por otro lado, se ha reportado que la SBA15 puede mejorar eficazmente la expresión de la 
proteína de colágeno I y la secreción de quinasas reguladas por señales extracelulares (ERK) 
que estimulan la diferenciación de osteoblastos, importantes en la regeneración de tejido 
óseo (Xu y col. 2017). 
2.7 Modelos matemáticos usados en liberación de fármacos 
Los hidrogeles se han vuelto de los sistemas de administración de fármacos más 
prometedores. La liberación del fármaco se convierte en una propiedad importante en este 
tipo se materiales si estos se destinan como un sistema terapéutico, por lo que se vuelve 
importante la absorción y velocidad del agente terapéutico, así como su disponibilidad 
activa para el cuerpo. Por lo que después de realizar ensayos de liberación de fármacos, es 
común analizar los resultados obtenidos mediante diferentes modelos matemáticos para 
encontrar el mecanismo por el cual se llevó a cabo la liberación. Para proveer perfiles de 
liberación determinados y predeterminados, es necesario conocer los mecanismos exactos 
de transporte de masa implicados en la liberación del fármaco y predecir cuantitativamente 
el resultado (Dash y col. 2010; Bruschi, 2015; Huang y col. 2019). 
Los modelos matemáticos más aplicados son: 
▪ Modelo de orden cero 
El modelo de orden cero describe sistemas de liberación prolongada, donde la tasa de 
liberación del fármaco permanece constante en el torrente sanguíneo durante la liberación. 
Para la cinética de orden cero, la liberación es solo una función del tiempo y el proceso tiene 
lugar a una velocidad constante independiente de la concentración del agente activo. Este 
mecanismo se representa por la siguiente ecuación. 
Ct = C0 + K0𝑡 
40 
 
Dónde Ct es la cantidad de fármaco liberado a un tiempo “t”, C0 es la concentración inicial 
del fármaco a un t=0 (generalmente, C0=0) y K0 es la constante de velocidad para orden 0 
(Bruschi, 2015). 
▪ Modelo de primer orden 
El modelo de primer orden se ha usado para describir la absorción y/o eliminación de una 
variedad de agentes terapéuticos. La cinética de liberación de primer orden establece que 
el cambio en la concentración con respecto al cambio en el tiempo depende solo de la 
concentración. Está representado por la siguiente ecuación: 
𝑑𝑐
𝑑𝑡
= −𝐾𝑐 
Dónde K es la constante cinética de primer orden expresada en unidades de tiempo, la 
ecuación anterior, integrada, se expresa de la siguiente manera: 
log 𝐶 = log 𝐶0 − 𝐾𝑡/2.303 
Dónde 𝐶0 es la concentración inicial del fármaco, k es la constante de velocidad y t es el 
tiempo. Los datos obtenidos en los estudios se grafican como log del porcentaje acumulado 
de liberación contra el tiempo, con lo cual se obtendrá una recta con pendiente de -K/2.303. 
La aplicación común de este modelo es para describir sistemas que contienen fármacos 
solubles en agua en matrices porosas (Dash y col. 2010). 
▪ Modelo de Higuchi 
Las relaciones matemáticas desarrolladas por Higuchi están relacionadas con partículas de 
activo dispersas en matrices homogéneas sometidas a un medio difusor. El modelo describe 
un mecanismo de liberación regido por difusión y disolución. La ecuación de Higuchi es 
considerada actualmente como la más usada y conocida para liberación controlada. La 
ecuación clásica se escribe de la siguiente manera: 
𝑄 = 𝐴√(2𝐶0 − 𝐶𝑆)𝐶𝑆𝑡 
Dónde Q es la cantidad acumulada de fármaco liberado en un tiempo t por unidad de área, 
C0 es la concentración inicial del fármaco, Cs es la solubilidad de la matriz y D es el coeficiente 
41 
 
de difusión de la molécula de fármaco en la matriz. Después de simplificar la ecuación 
anterior la ecuación de Higuchi queda de la siguiente manera: 
𝑄 = 𝐾𝐻𝑡1/2 
Dónde KH es la constante de disolución de Higuchi. Los datos obtenidos son graficados como 
porcentaje acumulado de fármaco contra la raíz cuadrada deltiempo. Por lo tanto, la 
pendiente de la recta indicará KH y se puede concluir que la matriz sigue una cinética de 
t1/2 (Dash y col. 2010; Bruschi, 2015). 
▪ Modelo de Korsmeyer-Peppas 
Este modelo fue desarrollado por Korsmeyer, Gurny, Doelker, Buri y Peppas (1983) y Ritger 
y Peppas (1987) como un modelo semi-empírico, estableciendo la relación exponencial 
entre la liberación y el tiempo. Después de determinar que el mecanismo que rige la 
liberación es la difusión, es necesario analizar qué tipo de difusión es la que se presenta. 
Para entender los mecanismos de disolución los datos obtenidos se ajustan a la ecuación 
propuesta por Korsmeyer y Peppas. 
M∞
𝑀𝑡
= 𝐾𝑡𝑛 
Dónde 𝑀𝑡 /𝑀∞ es la fracción de fármaco liberado al tiempo t, k es la constante de velocidad 
y n es el exponente de liberación. El valor de “n” se utiliza para caracterizar los diferentes 
tipos de difusión. Si se obtienen valores de n≤0.45 se considera que el mecanismo de 
liberación es mediante una difusión (o pseudo difusión) de Fick, 0.45< n = 0.89 es un 
transporte “No- Fickiano”, para valores de n = 0.89 se considera un caso II de transporte 
relacionado con una liberación de orden cero, en caso de que n sea mayor a 0.89 se le 
denominará super caso II (Dash y col. 2010; Bruschi, 2015). 
 
42 
 
3. ANTECEDENTES 
Los hidrogeles híbridos son materiales entrecruzados formados por la combinación de 
materiales inorgánicos y polímeros orgánicos; son materiales de alto rendimiento y/o 
funcionalidad que ofrecen mayores ventajas que los materiales comunes. Se combina la 
rigidez, alta estabilidad térmica y propiedades mecánicas del material inorgánico con la 
procesabilidad, flexibilidad y ductilidad de los polímeros (García-Uriostegui y col. 2018; Lee 
y Yoo, 2016; Chujo, 1996). Li y col. (2015) desarrollaron un hidrogel combinando quitosano 
con nanopartículas de sílice mesoporosa (NSM). Estos autores encontraron que al añadir 
hasta un 10% de NSM, mejoraban las propiedades mecánicas del andamio debido a la 
porosidad y área superficial de las NSM. Además, observaron un enclavamiento mecánico 
entre el polímero y las nanopartículas con enlaces fuertes que redujeron los problemas de 
adhesión interfacial que se presentaron en otros materiales de refuerzo. Por su parte, Zhou 
y col. (2020) fabricaron un andamio a base de quitosano, alginato y gelatina, con 
recubrimiento de fosfato de calcio y NSM, las cuales fueron cargadas con dexametasona 
(Dx) un fármaco que estimula la diferenciación de osteoblastos in vitro y la formación de 
tejido óseo in vivo. El material obtenido mostró una resistencia mecánica alta y propiedad 
de hinchamiento reducida al usar las NSM-Dx; además experimentos in vivo demostraron 
que el andamio tenía una buena capacidad de formación de hueso. 
El uso de hemicelulosas puede ser una alternativa para el desarrollo de hidrogeles híbridos, 
ya que además de ser biocompatibles, biodegradables y de estructura fácilmente 
modificable, puede ser obtenida fácilmente, por ejemplo, del bagazo de agave, el cual está 
constituido por 43% celulosa, 15% lignina y 19% hemicelulosas. Además, el bagazo de Agave 
tequilana Weber Var. Azul (BAT), es un residuo de la industria tequilera en México, el cual 
representa el 40% del agave procesado en base peso seco, siendo alrededor de 377,850 
toneladas de residuos anualmente (Arellano, 2018). 
Se han elaborado materiales a partir de hemicelulosas en combinación con otros polímeros, 
pero destaca la aportación de las hemicelulosas en el material. Bush y col. (2015) 
combinaron xilanas con quitosano para formar hidrogeles inyectables con posterior uso en 
43 
 
la regeneración de tejidos y para mejorar la curación de fracturas óseas. Estos autores 
obtuvieron un hidrogel compuesto que en exceso de agua no se disuelve de forma 
inmediata y que posee propiedades termogelificantes que permiten que el método de 
administración sea más fácil. En este estudio, las xilanas aportaron un efecto 
inmunodulador lo que dio un punto de partida para más investigaciones. Por otro lado, 
García-Uriostegui y col. (2018) desarrollaron un hidrogel híbrido de xilanas y sílice 
mesoporosa, que además de mejorar las propiedades mecánicas, permitía el crecimiento 
de fibroblastos, células que también influyen en la curación heridas. Además, Yang y col. 
(2011) desarrollaron un hidrogel sensible a la temperatura a base de hemicelulosas y N-
isopropilacrilamida (NIPAAm). Ellos observaron que cuando la temperatura aumentó, la 
relación de hinchamiento de equilibrio en el agua disminuyó. Además, agregaron una 
combinación de hemicelulosas con anhídrido maleico, lo que provocó un aumento de los 
poros del hidrogel y una mejor definición de estos. De igual forma, Gao y col. (2016) 
desarrollaron un hidrogel de xilanas, pero sensibles a la temperatura y al pH. 
Por otro lado, Jercaa y col. (2018) usaron poli (2-isopropenil-2-oxazolina) (PiPOx), como un 
polímero funcional biocompatible para desarrollar hidrogeles sintéticos. El material 
obtenido mostró sensibilidad a la temperatura en el agua; además no mostró ser citotóxico 
mediante pruebas de citotoxicidad in vitro y estudio de adsorción de proteínas. 
Recientemente, Cegłowski y col. (2020) realizaron una síntesis de PiPOx impresa 
molecularmente con 5-fluorouracilo (5-FU), un fármaco citotóxico con un amplio espectro 
de actividad contra varios tumores y usado en el tratamiento del cáncer. Este trabajo se 
realizó con el fin de disminuir la toxicidad sistémica en células sanas y localizar la liberación 
de 5-FU; obtuvieron una capacidad de adsorción alta de 5-FU y demostraron que la PiPOx 
impresa molecularmente y con unidades disulfuro en su estructura, se puede usar 
eficazmente para la liberación del 5-FU. 
 
 
44 
 
4. JUSTIFICACIÓN 
Actualmente, uno de los desafíos más importantes en la terapia de infección ósea es el 
diseño de biomateriales capaces de proteger, transportar y liberar agentes antimicrobianos 
de manera controlada. De ahí que sea importante buscar diferentes materiales para la 
elaboración de los mismos, lo cuales puedan aportar mejores beneficios y/o propiedades 
que los materiales que se usan actualmente. 
Los hidrogeles híbridos estímulo-sensibles preparados a partir de polímeros naturales 
tienen una gran posibilidad para ser usados como andamio en tejido óseo. Las 
hemicelulosas son el segundo polímero más abundante en materiales lignocelulósicos, sin 
embargo, normalmente son desechos del proceso en las operaciones agroindustriales y en 
comparación con otros polímeros su potencial uso está en gran medida sin explotar. Las 
hemicelulosas están compuestas principalmente por xilanas, las cuales han demostrado 
propiedades como baja toxicidad, biodegradabilidad y biocompatibilidad lo que las 
convierte en una opción viable para combinarlas con otros materiales y obtener hidrogeles 
con propiedades únicas y de gran utilidad en la regeneración de tejido óseo. 
Por su parte, las sílices mesoporosas (SM) han demostrado mejorar la rigidez y resistencia 
de los materiales poliméricos. Además, al ser biocompatibles y contar con una gran cantidad 
de poros y alta capacidad de carga dentro de estos, es de gran utilidad en la regeneración 
ósea pues permite la adhesión celular, crecimiento, proliferación y biomineralización de las 
células óseas, sin llegar a ser tóxicas para estas. Las SM al presentar propiedades únicas, 
son una buena opción para desarrollar materiales con propiedades morfológicas y 
mecánicas de interés. 
Por esta razón, en este trabajo se pretende desarrollar un hidrogel híbrido termosensible, 
que en primera instancia cumpla con las características que se requieren en regeneración 
ósea, como biocompatibilidad, biodegradabilidad y osteoconductividad que permita la 
migración celular y el transporte de nutrientes. Para lograr estas características, se usarán 
hemicelulosas tipo xilana y sílices