Embed Size (px)
Citation preview
PROYECTO DE GRADO PARA OPTAR AL TÍTULO DE INGENIERO MECATRÓNICO
DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA CNC PARA BIOIMPRESIÓN DE
MATRICES DE SOPORTE CELULAR CON EL FIN DE LOGRAR UNA FUTURA
REPARACIÓN DE DEFECTO ÓSEO EN TIBIA
Estudiantes
JUAN CAMILO SABAYÉ PRADO
DANIEL FELIPE RINCÓN OVALLE
Director
M. Sc. HERNANDO GONZALEZ ACEVEDO
Codirector
PhD. ALEJANDRO ARBOLEDA CARVAJAL
UNIVERSIDAD AUTÓNOMA DE BUCARAMANGA
FACULTAD DE INGENIERÍAS
PROGRAMA DE INGENIERÍA MECATRÓNICA
BUCARAMANGA
2018
2
DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA CNC PARA BIOIMPRESIÓN DE
MATRICES DE SOPORTE CELULAR CON EL FIN DE LOGRAR UNA FUTURA
REPARACIÓN DE DEFECTO ÓSEO EN TIBIA
Estudiantes
JUAN CAMILO SABAYÉ PRADO
DANIEL FELIPE RINCÓN OVALLE
Director
M. Sc. HERNANDO GONZALEZ ACEVEDO
Codirector
PhD. ALEJANDRO ARBOLEDA CARVAJAL
UNIVERSIDAD AUTÓNOMA DE BUCARAMANGA
FACULTAD DE INGENIERÍAS
PROGRAMA DE INGENIERÍA MECATRÓNICA
BUCARAMANGA
2018
3
AGRADECIMIENTOS
Agradecemos a los profesores de la universidad UNAB, quienes fueron guía y apoyo para
el desarrollo personal y en la formación académica adquirida a lo largo de los años.
A nuestras familias, por enseñarnos la importancia de la perseverancia en la consecución
de nuestros objetivos y por apoyarnos en nuestros proyectos.
En general a todos los que se vieron involucrados con este trabajo, les agradecemos
profundamente por su apoyo y compromiso.
4
Nota de aceptación:
________________________________
________________________________
________________________________
________________________________
________________________________
_____________________________
Hernando González Acevedo
Firma del director
____________________________
Alejandro Arboleda Carvajal
Firma del codirector
_____________________________
Sergio Andrés Ardila Gómez Firma del evaluador
_____________________________
Mario Fernando Morales Cordero
Firma del evaluador
Bucaramanga., 2020
5
Contenido
CAPITULO 1: INTRODUCCIÓN ......................................................................................... 9
1.1. Objetivos .............................................................................................................. 12
1.1.1. Objetivo general .............................................................................................. 12
1.1.2. Objetivos específicos ...................................................................................... 12
CAPITULO 2: SISTEMA CNC DE BIOIMPRESIÓN 3D................................................... 13
2.1. Generalidades de la Bioimpresión........................................................................ 14
2.1.1. Componentes de una bioimpresora ................................................................ 14
2.1.1.1. Módulo CNC ................................................................................................ 14
2.1.1.2. Módulo de control ........................................................................................ 15
2.1.1.3. Módulo de bioimpresión ............................................................................... 15
2.1.2. Prototipado rápido o Fabricación aditiva ......................................................... 15
2.1.3. Bioimpresión ................................................................................................... 15
2.1.3.1. Enfoques de la bioimpresión ....................................................................... 16
2.1.4. Proceso de bioimpresión ................................................................................ 16
2.2 Diseño estructural ................................................................................................ 19
2.3 Diseño Eléctrico ................................................................................................... 19
2.4 Diseño de ejes de movimiento ............................................................................. 21
2.5 Diseño del cabezal de extrusión .......................................................................... 23
CAPITULO 3: BIOMATERIAL Y SCAFFOLD ................................................................. 25
3.1. Biomateriales ....................................................................................................... 25
3.1.1. Biomaterial ...................................................................................................... 25
3.1.2. Propiedades generales de un polímero para bioimpresión ............................. 26
3.1.3. Comportamiento mecánico de un material ..................................................... 26
3.1.4. Matriz de soporte celular (scaffold) ................................................................. 27
3.2. Generalidades del hueso ..................................................................................... 27
3.2.1. El hueso .......................................................................................................... 27
3.2.2. Estructura de un hueso largo .......................................................................... 28
3.2.3. Comportamiento mecánico del hueso ............................................................. 28
3.2.4. Función del hueso ........................................................................................... 29
3.2.5. Tibia ................................................................................................................ 30
3.2.6. Comportamiento químico del hueso ............................................................... 30
6
3.2.7. Defectos óseos ............................................................................................... 30
3.2.8. Reparación de defectos óseos........................................................................ 30
3.2.8.1. Proceso de consolidación ósea ......................................................... 30
3.2.8.2. Procedimiento para reparación de las fracturas ................................ 32
3.3 Corteza ................................................................................................................. 33
3.4 Núcleo .................................................................................................................. 33
CAPITULO 4: RESULTADOS .......................................................................................... 36
4.1 Sistema CNC de bioimpresión ............................................................................. 36
4.2 Biomaterial y Scaffold ........................................................................................... 42
4.3. Prueba de hemólisis ............................................................................................. 48
4.4. Prueba de repetibilidad ........................................................................................ 51
CAPITULO 5: CONCLUSIONES ....................................................................................... 63
CAPITULO 6: BIBLIOGRAFÍA .......................................................................................... 64
ANEXOS ............................................................................................................................ 67
Primer anexo: Bitácora de pruebas de laboratorio .................................................... 67
Segundo anexo: Código ............................................................................................... 69
Tercer anexo: Planos .................................................................................................... 75
7
ILUSTRACIONES
Ilustración 1 Estructura exitosa de bioimpresión. ............................................................... 15
Ilustración 2 Métodos de fabricación. ................................................................................. 16
Ilustración 3 Proceso típico de SFF. ................................................................................... 17
Ilustración 4 Modelo CAD del sistema de bioimpresión – Modelo real de bioimpresora 3D
........................................................................................................................................... 18
Ilustración 5 Modelo CAD del cabezal de bioimpresión y su soporte de anclaje al sistema de
movimiento. (Flecha roja: filamento. Flecha azul: compuesto liquido) ................................ 24
Ilustración 6 Gráfico de tensión-deformación de una aleación de titanio ortopédico probado
en tensión. [2] ..................................................................................................................... 26
Ilustración 7 Fases de consolidación del hueso. ................................................................ 31
Ilustración 8. Prototipo final del cabezal de bioimpresión [13] ............................................ 37
Ilustración 9. Interfaz gráfica del software CURA usado para la adecuación del archivo .stl
[12] ..................................................................................................................................... 38
Ilustración 10. Detalles del software CURA desde su interfaz [12] ..................................... 38
Ilustración 11. Interfaz de usuario del software “Pronterface” [12] ...................................... 40
Ilustración 12. Interfaz de usuario del software "Pronterface" [23] ..................................... 41
Ilustración 13. (A) Modelo CAD de tibia completa, (B) Segmento medial de tibia en formato
CAD, (C) Modelo de tibia en formato .stl listo para impresión [12] ..................................... 42
Ilustración 14. Muestra de impresión 1 [12] ........................................................................ 43
Ilustración 15. Toma microscópica de una porción de balsa de la muestra 1 [12] .............. 43
Ilustración 16. Muestra de impresión 2 [12] ........................................................................ 44
Ilustración 17. Muestra de impresión 3. [12] ....................................................................... 45
Ilustración 18. Muestra de impresión 4 [12] ........................................................................ 46
Ilustración 19. Muestra de impresión 5 [12] ........................................................................ 47
Ilustración 20.Mini muestras de 2 mm de grosor con 4 mm de diámetro.[Autores] ............ 48
Ilustración 21. Nomenclatura de los pozos de la placa multipozos. .................................... 49
Ilustración 22. Tibia completa con los cinco cortes destinados a las pruebas de repetibilidad:
1_duro_trabecular_proximal, 2_duro_proximal, 3_duro_trabecular_distal,
4_duro_trabecular_medio, 5_trabecular_medio. ................................................................ 52
Ilustración 23. Cinco cortes destinados a las pruebas de repetibilidad:
1_duro_trabecular_proximal, 2_duro_proximal, 3_duro_trabecular_distal,
4_duro_trabecular_medio, 5_trabecular_medio. ................................................................ 53
Ilustración 24. 1_duro_trabecular_proximal con configuración A. ...................................... 54
Ilustración 25. 1_duro_trabecular_proximal con configuración B. ...................................... 54
Ilustración 26. 1_duro_trabecular_proximal con configuración C. ...................................... 55
Ilustración 27. 2_duro_proximal con configuración A. ........................................................ 55
Ilustración 28. 2_duro_proximal con configuración B. ........................................................ 56
Ilustración 29. 2_duro_proximal con configuración C. ........................................................ 56
Ilustración 30. 3_duro_trabecular_distal con configuración A............................................. 57
Ilustración 31. 3_duro_trabecular_distal con configuración B............................................. 57
Ilustración 32. 3_duro_trabecular_distal con configuración C. ........................................... 58
Ilustración 33. 4_duro_trabecular_medio con configuración A. .......................................... 58
8
Ilustración 34. 4_duro_trabecular_medio con configuración B. .......................................... 59
Ilustración 35. 4_duro_trabecular_medio con configuración C. .......................................... 59
Ilustración 36. 5_trabecular_medio con configuración A. ................................................... 60
Ilustración 37. 5_trabecular_medio con configuración A. ................................................... 60
Ilustración 38. 5_trabecular_medio con configuración B. ................................................... 61
Ilustración 39. 5_trabecular_medio con configuración C. ................................................... 61
TABLAS
Tabla 1. Consumo de corrientes por componente [13] ....................................................... 20
Tabla 2. Propiedades mecánicas de tejidos esqueléticos. [2] ............................................ 28
Tabla 3. Parámetros de configuración de Cura. ................................................................. 47
Tabla 4. Absorbancias de las pruebas de hemólisis y los controles ................................... 50
Tabla 5. Blanco y control de hemólisis. .............................................................................. 50
Tabla 6. Datos corregidos................................................................................................... 50
Tabla 7. Porcentaje de hemólisis en eritrocitos humanos. ................................................. 51
Tabla 8. Mediana y error estándar de las 6 pruebas. ......................................................... 51
Tabla 9. Configuración en el software Cura para la impresión de la prueba de repetibilidad.
........................................................................................................................................... 52
ECUACIONES
Ecuación 1 .......................................................................................................................... 22
Ecuación 2 .......................................................................................................................... 22
Ecuación 3 .......................................................................................................................... 22
9
CAPITULO 1:
INTRODUCCIÓN
En los últimos 30 años una de las áreas de conocimiento que mayor fuerza a tomado en el
campo de la salud es la ingeniería de tejidos [1], siendo esta área de estudio por definición
el diseño y síntesis en laboratorio de componentes vivos y funcionales que puedan ser
usados para la regeneración de tejidos [2], con diferentes aplicaciones en piel, tejido
cardiovascular, tejido neural e incluso hueso.
Esta área de conocimiento ha dado paso a tecnologías como la bioimpresión y el prototipado
rápido (Fast Prototyping, por sus siglas en inglés FP), tecnologías que han permitido
expandir las posibilidades de los médicos ante distintas problemáticas que afrontan día a
día, relacionadas a la dificultad de reparar o trasplantar tejidos a pacientes. Entre estos
problemas uno de los más recurrentes en Colombia en los últimos diez años es el daño en
las extremidades inferiores específicamente en la tibia, debido a la alta accidentalidad a
causa de vehículos de dos ruedas en diferentes ciudades del país [3] [4]. En el año 2012 en
ciudades como Medellín, los accidentes de tránsito registrados que implicaron motocicletas
el porcentaje de lesiones relacionadas con fractura o daño del tejido óseo de la tibia, alcanzó
un 31.7% [4], mientras en la ciudad de Bogotá, en el Hospital Occidente de Kennedy en el
año 2012, un estudio realizado encontró que el 63% de las lesiones por accidentes de
tránsito en motocicletas se encontraba en las extremidades inferiores y la lesión dominante
en estos casos fue la fractura en la tibia con un 32.41% de los casos revisados [3].
En la actualidad el crecimiento de este tipo de lesiones es evidente no obstante los medios
tradicionales de tratamiento de estas lesiones en ocasiones no son suficientemente
efectivos originando cambios estructurales y morfológicos en el tejido óseo, afectando la
funcionalidad de la zona lesionada, tornándola más proclive a sufrir una fractura patológica
[5]. Entre estos tratamientos tradicionales el más usado es el injerto óseo, alternativa que
puede ser de 3 tipos: (1) autoinjerto, consiste en el trasplante de hueso del mismo individuo
y requiere un procedimiento adicional, lo que genera un sitio donante y aumenta la
morbilidad posoperatoria en el paciente [5], (2) aloinjerto, consiste en el trasplante de un
banco de huesos de la misma especie, el cual presenta problemas inmunitarios y el riesgo
de transmisión de enfermedades [5], por ultimo (3) el xenoinjerto, consiste en el trasplante
de hueso de un sujeto de otra especie, este último presenta los mismos problemas del
aloinjerto.
Todas las técnicas de injerto óseo presentan desventajas, a pesar de esto se utilizan mucho,
en especial su variante de autoinjerto, considerada el “gold standard” [5]. El segundo método
más usado es el aloinjerto, el cual resulta ser más efectivo en la reducción de la morbilidad
del hueso, aunque presenta una alta inmunogenicidad contra el hueso injertado. Esto último
plantea una problemática para la técnica de aloinjerto óseo. Por ende, se hace necesario
buscar otras opciones de obtención de material donante para el injerto, para así lograr una
técnica completamente favorable y sin complicaciones para el paciente.
10
Atendiendo al problema descrito previamente originado por la técnica de aloinjerto óseo, se
plantea una solución desde el campo de la ingeniería de tejidos, el cual consiste en el diseño
y construcción de un sistema de control numérico computacional (CNC) que permita la
impresión de “scaffolds” o matrices de soporte celular para suplir la necesidad de tejidos
óseos que solucionen los problemas de inmunogenicidad y morbilidad que presenta la
técnica de injerto óseo y permita el diseño e impresión de tejidos conforme a la necesidad
del paciente, de manera que este se adapte a sus característica fisiológicas y morfológicas
de la mejor manera posible.
La construcción de este sistema pretende lograr la síntesis de “scaffolds” que puedan
cumplir con características importantes de un tejido óseo, como lo son el nivel de porosidad,
la geometría de la estructura, su resistencia, y durabilidad con el fin de restaurar la movilidad
de la extremidad afectada sin tener que recurrir a la extracción de material de otra parte del
cuerpo, o de otro ser vivo.
Dentro de los resultados obtenidos en el desarrollo de este trabajo, se encuentran dos
grandes temas, los cuales engloban el alcance y los objetivos planteados para el proyecto
y son, a futuro, los temas que se deben profundizar y desarrollar para aumentar el alcance
del proyecto. Estos temas son, El diseño y construcción del sistema CNC, el cual reúne
todos los datos referentes a la arquitectura de un sistema CNC para impresión 3D y que
parámetros debe tener para lograr reproducir una estructura biológica, en este caso hueso.
También las configuraciones a nivel de software, requerimientos eléctricos y físicos que
permitan diversificar y ampliar el rango de acción de dicho sistema no solo a hueso. No
obstante, en los resultados obtenidos mostrados en este trabajo estos parámetros y
requerimientos solo se configuran y presentan teniendo en cuenta el objetivo principal de
generar “Scaffolds” óseos, por lo cual todas las características planteadas para el diseño y
construcción del sistema CNC se explican y se orientan a este fin, obteniendo así un
prototipo final que cuenta con un conjunto de partes tanto eléctricas como mecánicas,
además de unos parámetros a nivel de software, que en conjunto permiten optimizar y
mejorar la impresión 3D.
El segundo tema es el desarrollo de un biomaterial que mejore las propiedades biológicas
del “scaffold” impreso, ya que los sistemas de impresión 3D trabajan utilizando únicamente
plásticos como el PLA, PCL y el ABS. Estos materiales en su mayoría no poseen las mismas
propiedades mecánicas que se busca en un tejido como el hueso, además solo unos pocos
permiten la adhesión celular a ellos y en su mayoría sus tiempos de degradación son altos
lo cual reduce mucho la probabilidad de imprimir “scaffolds” optimo utilizando únicamente
estos materiales. Es por esta razón que se decide crear un biomaterial a partir de una
combinación de sustratos cálcicos que favorezca el crecimiento y la adhesión celular para
así en combinación con el sistema CNC, un plástico de impresión 3D con tasas de
degradación altas en ambientes fisiológicos y buenas propiedades mecánicas, y un
mecanismo de extrusión que permita unir el plástico y el biomaterial, crear un “Scaffold” que
permita el crecimiento de una estructura ósea óptima para futuro trasplante. Este biomaterial
se logra como un resultado de este trabajo y se muestran los compuestos usados, así como
el criterio de selección de los valores de concentraciones usados para su creación.
11
El desarrollo y los resultados obtenidos en este proyecto pretenden ser la base para el
desarrollo a futuro de nuevas técnicas de bioimpresión, no solo para matrices de soporte
celular de tejido óseo, también para otro tipo de tejidos que puedan ser modelados e
impresos, ampliando así el campo de investigación y dando una herramienta versátil y eficaz
que brinde la posibilidad de ampliar las investigaciones ya en curso y las posibles
investigaciones que se quieran efectuar en el campo.
12
1.1. Objetivos
1.1.1. Objetivo general
Desarrollar un sistema de control numérico computacional (CNC) para bioimpresión de
matrices de soporte celular (scaffolds) para impresión ósea
1.1.2. Objetivos específicos
• Identificar las características estructurales de una matriz de soporte celular para futura
reparación ósea.
• Construir un sistema CNC que permita la impresión de una matriz de soporte celular para
futura reparación de defecto óseo en la tibia.
• Adaptar un sistema de control de temperatura para el módulo de bioimpresión y la
bioimpresora para futura reparación de defecto óseo en tibia.
• Evaluar citotoxicidad y adherencia de la matriz de soporte celular impresa para futura
reparación de defecto óseo en tibia.
13
CAPITULO 2:
SISTEMA CNC DE BIOIMPRESIÓN 3D
Para la realización del sistema CNC de bioimpresión 3D primeramente se realizó una
revisión histórica y bibliográfica de los diferentes sistemas CNC existentes, enfocados en la
bioimpresión. Para ello se tuvieron en cuenta una serie de trabajos los cuales dieron el
enfoque y la orientación para el posterior diseño de la máquina.
Dentro de los trabajos revisados se tomaron los siguientes trabajos, para la selección de la
técnica de impresión se tuvo en cuenta el estudio realizado por K.F. Leong, C.M. Cheah y
C.K. Chua bajo el título “Solid freeform fabrication of three-dimensional scaffolds for
engineering replacement tissues and organs” hablan de una técnica especial utilizada en las
máquinas CNC para la bioimpresión de nombre fabricación solida de forma libre o SFF por
sus siglas en inglés, dando una breve explicación de la técnica y señalando las ventajas y
desventajas de estas respecto a otros tipos de técnicas implementadas para la obtención
de scaffolds [6]. Luego se realizó una búsqueda del tipo de sistema de extrusión óptimo para
una bioimpresora, motivo por el cual se revisó el trabajo realizado por Sanghoon Parki,
Seongjun Kimi y Jaesoon Choii, bajo el título “Development of a Multi-nozzle Bioprinting
System for 3D Tissue Structure Fabrication” quienes desarrollaron una máquina
multiboquilla para la bioimpresión de “Scaffolds” a partir de PCL (Policaprolactona) e
hidrogel que tuviera una alta estabilidad mecánica y permitiera al sistema un alto
desempeño para diferentes niveles de precisión [7].
Por último se buscó un modelo de software óptimo para manipular y trabajar la máquina y
un modelo matemático que sustentara la impresión 3D y la selección de los diferentes
parámetros para el diseño del sistema CNC de bioimpresión final, para ello se tuvieron en
cuenta los trabajos realizados por Iván Camilo García Mutis, Juan Gabriel Lagos López, Luis
Fernando Urrego Pérez y Peter Yesid Delgado Parra bajo el nombre de “Diseño e
implementación de un control CNC para crear modelos esculturales en tercera dimensión a
partir de un diseño CAD” [8] y Athanasios Anastasiou, Charalambos Tsirmpas, Alexandros
Rompas, Kostas Giokas y Dimitris Koutsouris bajo el título “3D Printing: Basic concepts
Mathematics and Technologies” [9]. El primer trabajo se plantea la creación de un sistema
CNC para realizar esculturas en placas de metal para una empresa especializada en el
campo, agregando a la máquina una interfaz sencilla de manejar e implementando
directamente un sistema de diseño CAD vinculado a la máquina diseñada y en el segundo
se habla de los diferentes métodos y tipos de impresión 3D existentes y de los conceptos
matemáticos que rigen la impresión 3D.
Luego de obtener los parámetros óptimos de la revisión bibliográfica para el diseño de la
bioimpresora, se procedió con el planteamiento de todos los componentes de una
bioimpresora 3D y como estos funcionan y brindan características a estas. Esto con el fin
recolectar toda la información necesaria para lograr los mejores parámetros en el sistema a
diseñar.
14
Los parámetros investigados se muestran a continuación junto a un desglose de los
diferentes elementos relevantes en las bioimpresoras, así como los procesos y enfoques
importantes:
2.1. Generalidades de la Bioimpresión
La bioimpresión busca encaminar la tecnología hacia la fabricación de órganos a la medida
del paciente, brindando una nueva opción para la regeneración de tejidos, ahorrando tiempo
en la espera de donación de órganos, evitando problemas de biocompatibilidad, entre otros.
Para lograr ese objetivo se recurre a dividir la bioimpresión en los componentes mecánicos
y los componentes biológicos, a su vez cada uno de estos componentes se va desglosando
en conceptos más definidos.
2.1.1. Componentes de una bioimpresora Un sistema de bioimpresión comercial se componen de diferentes sistemas o módulos que permiten su funcionamiento, estos módulos constan de diferentes partes que coaccionan para el correcto funcionamiento de la máquina. Estos módulos son los siguientes 2.1.1.1. Módulo CNC El módulo CNC se refiere al sistema que permite el movimiento de la bioimpresora y garantizar la calidad de la impresión en sus tres ejes para generar estructuras 3D. se habla de CNC o Control numérico computarizado como un proceso asistido por computadora para controlar máquinas de diferente propósito por medio de instrucciones generadas por un procesador y guardadas en un sistema de memoria para uso presente y futuro [10]. Estas instrucciones son ejecutadas por una serie de sensores y actuadores que actúan de manera sincronizada para el correcto funcionamiento del sistema. En la actualidad las máquinas de bioimpresión se caracterizan por una necesidad primordial en su apartado de calidad, la cual está dada por la precisión de los componentes usados en su modulo CNC, los actuadores más usados para las bioimpresoras disponibles en el mercado en la actualidad son los motores paso a paso de referencia NEMA 17 o NEMA 23 dependiendo de la calidad buscada para el sistema, también en el apartado de sensores se utilizan los finales de carrera para garantizar limistes de trabajo para el sistema. Por otra parte, para el movimiento libre del sistema en cada eje coordenado proporcionado por los motores paso a paso se utilizan sistemas de transmisión de potencia, siendo el más usado en el mercado de bioimpresoras, el tornillo de bolas recirculantes, elemento cuya función es la de convertir el movimiento rotatorio del motor en desplazamiento lineal en cada eje, también se usan rieles de desplazamiento los cuales permiten el libre desplazamiento lineal del sistema evitando cualquier tipo de fricción o fuerza que genere torques opuestos al movimiento del motor, estos dos elementos se usan en conjunto sistema debido a su alta precisión que junto al motor paso a paso logra proveer al sistema de una resolución en micrómetros e incluso nanómetros, resoluciones necesarias para la impresión de tejidos biológicos.
15
2.1.1.2. Módulo de control El módulo de control se refiere al sistema que permite controlar los actuadores del sistema es decir la etapa que acciona el módulo CNC. Este módulo consta de un hardware y un software específicos para el control del sistema, en la actualidad las placas más usadas para el apartado hardware de un sistema de bioimpresión son Raspberry, Arduino o en algunos casos placa de código libre que integran todo el sistema de control de la máquina, estas últimas integran tanto software como hardware en un solo bloque contrario a “Arduino” y Raspberry que necesitan de un software que puede ser variable dependiendo de las necesidades del sistema. 2.1.1.3. Módulo de bioimpresión El módulo de bioimpresión es el módulo final del sistema, así como su actuador final, es el encargado de dispensar el material o los materiales con los que se imprime, para ello se utilizan diferentes métodos desde sistemas de dispensado neumático hasta dispensadores accionados por motores esto dependiendo del material a trabajar. Por otra parte, el módulo también cuenta con un sistema de control de temperatura para el material que se dispensa esto con el fin de trabajar el material en condiciones óptimas. 2.1.2. Prototipado rápido o Fabricación aditiva Es el proceso de convertir un modelo computacional en un objeto tridimensional físico. La meta de la fabricación aditiva es construir estructuras que cumplan ciertos requisitos a pequeña escala como el tipo de material o porosidad, y a larga escala requerimientos como características propias de la estructura y sus dimensiones [11]. Un proceso de prototipado rápido exitoso cumplirá con ambos requisitos. A pequeña escala se aprecia una estructura porosa detallada en la muestra de la esquina y a gran escala se define el objeto en su completa geometría 3D, tal como se muestra en la Ilustración 1:
Ilustración 1 Estructura exitosa de bioimpresión. [11]
2.1.3. Bioimpresión
16
El termino Bioimpresión define el proceso en el cual tejidos biológicos son ensamblados usando la técnica de fabricación aditiva o prototipado rápido, similar a una impresión 3D. El prototipado rápido 3D para bioimpresión usa materiales que son ensamblados en pequeños elementos, capas o componentes sólidos, incluyendo componentes celulares para construir un tejido [11]. Existen tres métodos de fabricación que combinan componentes celulares y biomateriales para generar un tejido estructural como se muestra en la Ilustración 2, estos son el método capa a capa (layer by layer) en el que se forman películas delgadas con la adicción de capas alternas del respectivo material y con carga opuesta que se usa a nivel microscópico. El método de combinación de monocapas (single layer combination) combina capas fabricadas individualmente, lo que permite enfocarse en las características en 2D y 3D, como es el caso de este proyecto. El método por bultos (bulk) consiste en generar estructuras de capas muy gruesas para alcanzar estructuras muy grandes, como sería el caso de la impresión de una casa en 3D.
Ilustración 2 Métodos de fabricación. [11]
2.1.3.1. Enfoques de la bioimpresión Existen varios parámetros importantes de diseño para la mayoría de los sustratos o scaffolds. La bioimpresión de scaffolds debe cumplir con cuatro de estos parámetros: (i) Ser tridimensional, tener un alto nivel de porosidad y una red de poros interconectados para el crecimiento celular, el transporte de fluidos con nutrientes y el desperdicio metabólico. (ii) Ser biocompatible y bioabsorbible con una tasa de degradación y absorción predecible que se ajuste con el crecimiento celular. (iii) Tener una superficie compatible químicamente para la adhesión celular, proliferación y diferenciación. (iv) Tener propiedades mecánicas que se ajusten al tejido a replicar. Para cumplir con estos cuatro parámetros existen numerosas técnicas o enfoques de bioimpresión, estas pueden ser clasificadas en. (1) Fabricación conjunta, (2) Fabricación por combinación de capas simples y (3) Fabricación de capa por capa, las cuales incrementan o disminuyen la resolución del scaffolds [11], como se muestra en la Ilustración 2: 2.1.4. Proceso de bioimpresión
17
En la Ilustración 3 se observa el debido proceso para para la bioimpresión, partiendo desde
la toma de datos hasta el post procesado de los tejidos impresos:
Ilustración 3 Proceso típico de SFF. [6]
• Imágenes Médicas: La tomografía axial computarizada (TAC) y las imágenes por
resonancia magnética (IRM), permiten la digitalización de algunos órganos del
cuerpo para la visualización en 2-D, cada una de las dos metodologías tiene un tipo
de archivo característico [12].
• Modelado 3D y edición en CAD: Con software especializado en la edición y creación
de modelos 3D, se convierten los datos provenientes de los TAC o IRM en diseños
listos para la etapa de impresión, tales archivos tienen la extensión “.stl” [12].
• Generación de datos cortados: Los diseño “.stl” se procesan en un software especial
para el corte en capas del objeto virtual, lo cual permite hacer uso de las máquinas
basadas en prototipado rápido ya que los archivos .stl son convertidos en Código G
[12].
• Fabricación: La fabricación de los objetos 3D puede ser por diferentes técnicas como
la sinterización por láser, la deposición de material derretido, o la cristalización de
polvo de impresión [12].
• Post procesado: Al objeto impreso se le hace la deposición de células y posteriores
análisis para llevar un registro del comportamiento de las células a medida que
crecen en el tejido con el fin de determinar su biocompatibilidad con base en
características biológicas y físicas [12].
Finalmente, con todos los parámetros de diseño definidos y los conceptos pertinentes claros
se procedió al diseño del sistema de bioimpresión propuesto, el cual se muestra en la
ilustración 4, este se plantea bajo las siguientes consideraciones, primero, se diseña la
máquina para que sea de fácil uso y acceso, contando con paredes laterales y trasera
removibles al igual que un amplio espacio en el frente para la maniobra de las piezas
Imagenes médicas (Datos de las imagenes)
•TAC, radiografia, etc
Modelo 3D creado en CAD (Archivos STL)
•Solidworks
Sistema computaacional SFF (Código G)
•Código G en Cura
Fabricación (Pieza 3D)
•SLS, SLA, FDM, etc
Posprocesado
•Acabado y limpieza
18
impresas, esto con el fin de que se pueda realizar de manera fácil y rápida su debida
limpieza y esterilización, evitando así agentes contaminantes en el lugar de trabajo de la
máquina cumpliendo con la normativa propuesta por el INVIMA sobre las buenas prácticas
de laboratorio, la cual requiere que los equipos utilizados en el laboratorio sean diseñados,
construidos y adaptados según los requerimientos de las operaciones y el uso que se dará
al sistema, además debe tener apoyo técnico y mantenimiento o como en este caso, el
operario podrá realizar las funciones de mantenimiento sin mucha dificultad. Como segunda
consideración de diseño, el sistema cumple con las medidas estándares de los equipos de
cultivo y preparación de medios biológicos, que en este caso es una plancha de borosilicato,
la cual cuenta con una superficie de trabajo 20 cm por 20 cm puesta sobre un eje móvil de
10 cm de desplazamiento vertical para garantizar que los sistemas mecánicos que
necesitan lubricación estén lo suficientemente alejados y no contaminen la zona de trabajo
al tiempo que puede contener una cama térmica. como tercera y última medida de diseño,
con el fin de garantizar un protocolo de bioseguridad en los procesos de la máquina, el
sistema está hecho en su totalidad con metales de fácil esterilización como el acero
inoxidable y otras aleaciones similares que no representan un riesgo en el ambiente para
los sistemas biológicos trabajados, además de algunas piezas de plástico y goma para aislar
componentes que se encuentran en constante movimiento.
Ilustración 4 Modelo CAD del sistema de bioimpresión – Modelo real de bioimpresora 3D [13]
A nivel general el diseño del sistema de bioimpresión se desarrolló teniendo en cuenta 4
etapas, el diseño estructural, el diseño eléctrico, el diseño de los ejes de movimiento y por
último el diseño del cabezal de extrusión. Estas etapas contaron cada una con cálculos y
criterios de selección basados en la revisión bibliográfica previamente planteado, la
normatividad mencionada y los diferentes conceptos abordados anteriormente junto con
19
algunos principios físicos necesarios para llegar a un diseño optimo que permitiera cumplir
con los objetivos del presente proyecto, estos se explican a continuación.
2.2 Diseño estructural
Para el diseño de la estructura se tuvo como criterio de diseño principal el material de
fabricación de la bioimpresora, que en este caso es acero inoxidable, esto con el fin de dar
cumplimiento a la normatividad impuesta para los equipos a utilizar en un laboratorio y que
estén en contacto con material biológico. También se tomó en cuenta el entorno en el que
se iba a trabajar la máquina el cual no era del todo estéril, ya que la máquina se diseña con
el fin de utilizarse en laboratorio clínicos donde hay presencia de otros componentes
además de los sustratos y materiales a trabajar dentro la impresora, por lo cual se diseña la
máquina en forma de cubo con laterales abiertos en los cuales se ubican unas coberturas
de plástico que garantizan el aislamiento de las sustancias y el medio interno de la
bioimpresora.
A nivel especifico del diseño estructural, para las uniones presentes en la bioimpresora se
plantea el uso de tornillo, los cuales mantienen fijas todas las partes de la máquina y
garantizan tanto su integridad estructural como su fácil ensamblaje y desarmado, esto con
el fin de garantizar un cómodo mantenimiento del dispositivo debido a que la bioimpresora
debe poderse manipular por cualquier personal de laboratorio y a su vez este debe poder
realizar los respectivos mantenimientos y calibraciones a ella. También se plantea una
división de ambientes, separando por medio de láminas de acero inoxidable el área de
trabajo o área de impresión de la máquina del área donde se encuentre la circuitería y demás
elementos alimentados por voltaje, también se utilizan cobertores plásticos sobre los
diferentes cableados para mantener el área de impresión libre de obstáculos y asegurar la
estética.
Para el área de impresión se diseña un soporte también en acero inoxidable el cual se ancla
por medio de tornillos al eje móvil de Z y permite la sujeción en el de la cama de impresión,
la cual cuenta con una cama caliente a la cual se le sujeta en la parte superior una plancha
de borosilicato la cual permite la impresión de plásticos y en ella se puede trabajar a su vez
con materiales que necesiten condiciones de esterilidad, este elemento además de ser un
excelente conductor de temperatura cumple las funciones de plato de Petri ya que está
hecho del mismo material y puede ser reemplazado numerosas veces. Por último, se
plantea en el diseño estructural un espacio en la parte frontal de la máquina donde se cuenta
con una pantalla para el control del sistema y al interior de la máquina, en el piso del área
de impresión se dispone de una compuerta la cual permite el acceso al cable de datos y la
ranura de la MicroSD donde se carga la pieza a imprimir. Ver planos anexos.
2.3 Diseño Eléctrico
Para el diseño eléctrico de la bioimpresora se tuvieron en cuenta una serie de parámetros y
componentes que se listan a continuación, los cuales se escogieron según las necesidades
de la bioimpresora. Cabe destacar que muchos de los parámetros calculados y los
componentes elegidos son basados en la experiencia de trabajo, manuales, foros y video
20
blogs que puede ofrecer la comunidad CNC alrededor del mundo a través de herramientas
como Thingiverse, Grabcad, Luis Llamas, Marlinfw.org, Thomas Sanladerer (YouTube), etc.
Rumba: Fue el primer componente que se seleccionó debido a sus características. La
tarjeta de control RUMBA ((R)eprap (U)niversal (M)ega (B)oard with (A)llegro driver)
diseñada para el control CNC de impresoras tiene la capacidad de controlar hasta 6 motores
paso a paso compatibles con drivers pololu para tener doble eje Z y triple extrusor, un diseño
flexible que permite alimentación de 12 a 35v con integración para pantalla LCD y lector de
tarjeta SD, tiene un diseño compacto y trabaja de manera directa con el firmware Marlín,
Repetier y Sprinter. La comunicación serial puede alcanzar velocidades de hasta 2
megabytes, cuenta con 6 terminales para conexión de finales de carrera y deep switches
para la configuración manual del parámetro de microstepping de los motores, también
cuenta con tres calentadores y puerto para 5 sensores de temperatura, la cama caliente se
conecta de 12 a 24 voltios al igual que el calentador y cuenta con la facilidad y universalidad
de uso en el mundo de la impresión 3D. Estas características hacen que sea precisa para
integrarla al diseño, además de tener un consumo de energía relativamente bajo. Fuente:
https://reprap.org/wiki/RUMBA
Fuente: Para el cálculo de la energía entregada por la fuente se tuvieron en cuenta todos
los actuadores, sensores y demás componentes de la bioimpresora mostrados en la tabla 1
junto a sus consumos en corriente:
Tabla 1. Consumo de corrientes por componente [13]
Componente Cantidad Corriente consumida [A]
Motores paso a paso 5 1.65
Calentador 1 3.3
Cama 1 6
Pantalla LCD 1 0.000450
Ventiladores pequeños 2 0.1
Ventilador grande 1 0.23
Subtotal 17.98
Factor de seguridad 1.5 veces 17.98 *1.5
Total 26.97
Con un total de 18 amperios para toda la máquina y un factor de seguridad de 1.5 veces el
valor nominal se obtiene una fuente de voltaje de 12V a 30 A, 360W comercial.
Drivers: Los drivers se eligieron de manera que fuesen compatibles con la tarjeta RUMBA
y permitieran una corriente de trabajo de 1.64 amperios, sumado a la configuración de
microstepping de 1/32 que habilita los motores paso a paso a un factor de escalado de 32
veces mayor precisión, para poder obtener una alta resolución en el sistema de movimiento
en busca de garantizar la calidad del tejido óseo a imprimir. Fuente:
https://www.pololu.com/product/2133
21
Motores: Los motores paso a paso nema 17 se eligieron gracias a la precisión que pueden
alcanzar manteniendo un relativo bajo consumo de corriente y sin necesidad alguna de un
control con retroalimentación por enconder, su diseño compacto y cableado fácil permiten
su operación de manera sencilla. Fuente:
https://www.vistronica.com/robotica/motores/motor-paso-a-paso/motor-paso-a-paso-5-
6kgcm-nema-17-para-impresora-3d-detail.html
Calentador: Se eligió un calentador de acero inoxidable níquel cromo con núcleo cerámico
por ser altamente eficiente, económico y fácil de programar en el código fuente de la tarjeta
rumba, su forma de montaje es también sencillo y tiene una temperatura máxima de trabajo
de 800°C. Fuente. https://www.vistronica.com/impresora-3d-y-cnc/calentador-para-hotend-
de-impresora-3d-detail.html
Cama: La cama caliente está estandarizándose en la industria de impresoras CNC y para
su elección se basó en el consumo de corriente que para este proyecto no es de alta
demanda ya que solo debe llegar a una temperatura de entre 30° a 50° centígrados por eso
se eligió la cama con un rango de trabajo de hasta 100°C. Fuente:
https://www.vistronica.com/impresora-3d-y-cnc/hotbed-cama-caliente-para-impresora-3d-
detail.html
Sensores: Los sensores se eligieron teniendo en cuenta el rango de temperatura a trabajar
y la experiencia de trabajo de la comunidad CNC en cuanto al rendimiento de los diferentes
tipos de sensores, eligiendo así el sensor NTC de 100K0hm que tiene un rango de
temperatura de -50 ° C ~ 260 ° C y una resolución de ±1%~±3%. Fuente:
https://www.vistronica.com/sensores/sensor-de-temperatura-ntc-de-100kohm-para-
impresora-3d-detail.html
Pantalla LCD: La pantalla Full Graphic Smart Controller tiene una amplia área de
visualización que permite al usuario controlar a través de ella el sistema completo por medio
de una perilla, tiene capacidad para agregar una tarjeta SD para que la impresora trabaje
en modo standalone, control de contraste y es compatible con el firmware Marlín que permite
parametrizar muchos aspectos internos de visualización. Fuente:
https://reprap.org/wiki/RepRapDiscount_Full_Graphic_Smart_Controller
Finales de carrera: Los finales de carrera se eligieron teniendo en cuenta el tipo de contacto
mecánico para percibir la presencia de los ejes a través del recorrido hacia home, también
se tuvo en cuenta la resistencia a los golpes y su fácil adquisición.
Ventiladores: Los ventiladores debían trabajar con un voltaje nominal de 12 voltios que es
el nominal de la tarjeta RUMBA y el consumo de potencia el mínimo comercial.
2.4 Diseño de ejes de movimiento
Para el diseño de los ejes de movimiento del sistema de bioimpresión se tuvieron en cuenta
los sistemas de movimiento existentes en las impresoras CNC, el primero por lo general
mantienen doble movimiento en la cama caliente, dándole dos grados de libertad “X” y “Y”,
mientras que el extrusor se mueve en el eje “Z”. El segundo tipo de sistema es en el cual la
22
cama solo tiene un grado de libertad que vendría a ser el eje “X” y el extrusor tendría “Y” y
“Z”. y por último el tercer sistema también usado es donde los tres grados de libertad los
tiene el extrusor, pero su movimiento en “Z” es demasiado limitado. Por estas características
se optó por el sistema de movimiento donde el extrusor tiene dos grados de libertad “X” y
“Y”, y la cama caliente tiene movimiento en “Z”, ya que un criterio de diseño para sistema
de movimiento es mantener lo más inmóvil posible la cama, esto para evitar que el
movimiento de los ejes pueda alterar la integridad de la pieza que se esté imprimiendo.
Luego de definir el tipo de estructura, se define el sistema de transmisión de movimiento
desde los motores hacia los ejes, en el que normalmente se usa poleas con correas
dentadas que brindan velocidad y alta precisión, pero con la intención de mantener la mayor
rigidez posible se combinó con un sistema de tornillos de rosca cuadrada.
Todo el sistema se montó sobre la estructura de acero inoxidable que tiene la rigidez
suficiente para poder mover sin vibraciones la cama. Finalmente se realizó el cálculo del
paso del tornillo a utilizar, para esto se tuvo en cuenta la resolución final de impresión
buscada que es de 100 micras y la capacidad del motor de poder dar al menos 10 pasos
para completar un milímetro.
El procedimiento realizado fue el siguiente, se parte de la resolución del motor que puede
dar 200 pasos por vuelta, y gracias a la configuración de microstepping que ofrecen los
controladores DRV8825 se puede aumentar este valor hasta 32 veces, dando así una mayor
resolución, entonces se determina el paso del tornillo revisando los valores comerciales de
tornillo de rosca cuadrada existentes, el cual es de 8 mm por vuelta como se muestra en la
ecuación 1.
Luego se procede a calcular los pasos por minuto como se muestra en la ecuación 2.
1 𝑉𝑢𝑒𝑙𝑡𝑎 𝑑𝑒 𝑡𝑜𝑟𝑛𝑖𝑙𝑙𝑜 = 8𝑚𝑚 (𝑝𝑎𝑠𝑜 𝑑𝑒𝑙 𝑡𝑜𝑟𝑛𝑖𝑙𝑙𝑜)
Ecuación 1
200 𝑝𝑎𝑠𝑜𝑠𝑚𝑜𝑡𝑜𝑟 ∗ 32 𝑚𝑖𝑐𝑟𝑜𝑠𝑡𝑒𝑝𝑝𝑖𝑛𝑔
8 𝑚𝑚 = 800 𝑝𝑎𝑠𝑜𝑠/𝑚𝑚
Ecuación 2
Por último, para obtener la resolución debemos entonces partir 1 milímetro en 800 partes
como se muestra en la ecuación 3.
𝑅𝑒𝑠𝑜𝑙𝑢𝑐𝑖ó𝑛 =1 𝑚𝑚
800 = 0.00125 𝑚𝑚 = 1.25 µ𝑚
Ecuación 3
Obteniendo así la resolución final de la bioimpresora en 1.25 micras por diseño.
23
2.5 Diseño del cabezal de extrusión
Para el diseño del cabezal de extrusión se partió de la idea de combinar dos materiales, los
cuales constan de un filamento solido de diámetro 1.75 mm y un compuesto diseñado en
laboratorio que se encuentra en estado líquido. El proceso normalmente realizado en la
literatura es mezclar los dos materiales por un proceso rotatorio sometiendo ambos
materiales a una previa fundición, esto genera degradados de color y el proceso está
limitado a dos materiales sólidos en forma de filamento, también existe la opción de imprimir
con un filamento un determinado número de capas y cuando se necesite utilizar otro
filamento para lo cual se hace un cambio a través de la retracción de los motores para que
entre un filamento a la vez, este método cuenta con la misma limitante del método anterior
ya que ambos materiales deben ser sólidos y en forma de filamento. Debido a que estos
métodos de impresión de multifilamento no son factibles para los materiales que se plantean
usar, se optó por conducir el compuesto líquido a través de una tubería que soporte altas
temperaturas, pero con un tamaño reducido que se inserta en una pieza en forma de rombo,
en la cual se encuentra una recamara donde converge esta tubería y permite que el
filamento de 1.75mm por medio de otro acceso a dicha recamara se derrita y recubra la
tubería de transporte del líquido, para posteriormente formar el filamento compuesto que se
busca el cual terminara saliendo por la boquilla final de 0.1mm con el material liquido en su
parte central y el material solido en el exterior como se muestra en la ilustración 5.
Los materiales que se plantea utilizar deberán ser de fácil esterilización y biocompatibles,
por tanto, se plantea el diseño usando titanio, acero inoxidable y plástico
politetrafluoroetileno (PTFE) para la fabricación de las piezas que entrarán en contacto con
los materiales. Las dimensiones planteadas en el diseño se hicieron teniendo en cuenta el
uso de medidas estándar para poder integrar diferentes elementos prefabricados esenciales
para el funcionamiento del extrusor.
Otro criterio de diseño fue el de mantener una temperatura sin derretir el material plástico
que sirve de soporte para el extrusor completo el cual se puede observar en la ilustración 5,
debido a que este tiene una temperatura de fundición que oscila entre los 190° a 240° C.
por lo tanto se añaden disipadores de calor a las tuberías de acceso de cada material para
evitar que la pieza central en forma de rombo al calentarse dañe el soporte. Por último, para
la pieza central del cabezal de bioimpresión se le crean dos aberturas más en la parte
anterior para poder incrustar ahí el calentador y su respectivo sensor para poder controlar
el proceso de fundición y calefacción de los materiales tal como se puede observar en la
figura 6.
24
Ilustración 5 Modelo CAD del cabezal de bioimpresión y su soporte de anclaje al sistema de movimiento. (Flecha roja: filamento. Flecha azul: compuesto liquido)
[13]
25
CAPITULO 3:
BIOMATERIAL Y SCAFFOLD
Para la realización del biomaterial y el diseño del “Scaffold” se realizó una revisión
bibliográfica al igual que se hizo para el diseño del sistema de bioimpresión CNC tomando
como referencia los trabajos realizados por Ana Cristina Colorado, Carlos Andrés Agudelo
y María Elena Moncada A. bajo el título “Análisis de biomateriales para uso en ingeniería de
tejido de piel: revisión” [1] y Jung Bok Lee, Ji Eun Kim, Min Soo Bae, Su A Park, Daniel A.
Balikov, Hak-joon Sung, Hoon Bong Jeon, Hun Kuk Park, Soong Ho Um, Kook Sun Lee y Il
Keun Kwon bajo el título “Development of Poly(ε-Caprolactone) Scaffold Loaded with
Simvastatin and Beta-Cyclodextrin Modified Hydroxyapatite Inclusion Complex for Bone
Tissue Engineering” Se Plantea una combinación diferente de biomateriales ya conocidos
como el PC, la beta [14] en ellos se plantean los mejores materiales para usar en
bioimpresión dejando como principal material el PCL y se menciona la combinación de
plásticos y sustratos cálcicos para mejorar los procesos biológicos en “Scaffolds” impresos.
De estos trabajos se extrae la información necesaria para la construcción del modelo de
biomaterial y su composición, tomando como principal referencia el trabajo de Jung Bok Lee
y Ji Eun Kim donde establecen las ventajas de la mezcla entre materiales plásticos y
cerámicos, tales como el PCL y los sustratos cálcicos como el fosfato tricálcico, el carbonato
de calcio y la hidroxiapatita, elementos usados en el presente proyecto. A su vez se definen
los parámetros para la impresión de scaffolds y se complementa esta información con
literatura general de bioimpresión e impresión 3D.
3.1. Biomateriales
3.1.1. Biomaterial
Material destinado a interactuar con sistemas biológicos para evaluar, tratar, aumentar o
reemplazar cualquier tejido, órgano o función del cuerpo, lo que implica que están expuestos
de modo temporal o permanente a fluidos, o pueden estar localizados fuera de él.
Los requisitos que debe cumplir un biomaterial son [15]:
- Ser biocompatible, es decir, debe ser aceptado por el organismo, no provocar que éste
desarrolle sistemas de rechazo ante la presencia del biomaterial
- No ser tóxico, ni carcinógeno.
- Ser químicamente estable (no presentar degradación en el tiempo) e inerte.
- Tener una resistencia mecánica adecuada.
- Tener un tiempo de fatiga adecuado.
- Tener densidad y peso adecuados.
- Tener un diseño de ingeniería perfecto; esto es, el tamaño y la forma del implante deben
ser los adecuados.
- Ser relativamente barato, reproducible y fácil de fabricar y procesar para su producción en
gran escala.
26
3.1.2. Propiedades generales de un polímero para bioimpresión
En el campo de la bioimpresión los polímeros biodegradables sintéticos son cruciales para
el desarrollo de estrategias de bioimpresión así como para la reconstrucción de estructuras
biológicas pues son los que permiten la creación de las diferentes estructuras de soporte
para cada tipo de tejido, esto gracias a sus numerosas propiedades mecánicas, desde su
elasticidad, resistencias, biodegradabilidad, manejo térmico y demás características que
vuelven este tipo de materiales idóneos para el trabajo en la bioimpresión. Entre estos
materiales los más usados son: Acido Poli Láctico (PLA), Acido Poli Glicol Láctico (PLGA),
Alcohol Polivinílico (PVA) o Policaprolactona (PCL).
3.1.3. Comportamiento mecánico de un material
Cuando se aplica una fuerza a un material, existe una fuerza opuesta dentro del material.
Esta fuerza opuesta se mide como una fuerza por unidad de área, creando tensión en el
material. El estrés tiene unidades de fuerza sobre área o en SI, pascales (Pa). El estrés
causa que el material se deforme. La relación de la deformación a la dimensión original es
la tensión. La tensión no tiene unidades, ya que es una relación. Si un material metálico se
deforma aplicando un esfuerzo de tracción, el alargamiento se produce en la dirección de la
fuerza como se muestra en la Ilustración 6 la cual corresponde a la curva del
comportamiento mecánico del titanio. La tensión es la relación entre el aumento de longitud
y la longitud inicial de la muestra [2].
Ilustración 6 Gráfico de tensión-deformación de una aleación de titanio ortopédico probado en tensión. [2]
27
3.1.4. Matriz de soporte celular (scaffold)
Hay muchos criterios que deben cumplirse para crear un scaffold. Para poder regenerar un
tejido, el scaffold debe tener una estructura que actúe como una plantilla para el crecimiento
del tejido en tres dimensiones y estimule un nuevo crecimiento en la forma dictada. El diseño
para una plantilla es una estructura que imite la estructura del tejido del huésped. Para
permitir que un tejido crezca en 3-D, la plantilla debe ser una red de poros grandes (macro
poros). Los poros deben estar conectados entre sí y las aberturas entre los poros deben
tener diámetros no superiores a 100 μm. La red de poros interconectados es necesaria para
permitir que las células migren a través del scaffold y promuevan el crecimiento del tejido a
través de la estructura, así durante el cultivo celular in vitro y el crecimiento del tejido, la red
de poros permitirá que lleguen los nutrientes esenciales a todas las células [2].
Una vez que se ha implantado en el tejido, los poros deben estar conectados de manera tal
que la sangre pueda penetrar para proporcionar los nutrientes. Eventualmente, un scaffold
ideal estimularía a los vasos sanguíneos a crecer dentro de la red de poros (angiogénesis)
[2]. Por esto, el diámetro de apertura mínimo para la angiogénesis, y para el crecimiento del
tejido óseo, es de 100 μm. No solo es necesario optimizar la morfología de macro poros sino
también la topografía de la superficie [2], para tener mejores propiedades mecánicas ya que
si el tejido se cultiva en un scaffold bio-cerámico in vitro, es entonces un bio-compuesto y
su módulo de Young disminuirá, afectando las propiedades mecánicas de la construcción
final que se implantará, las cuales son fundamentales [2].
Otra propiedad que debe garantizarse es la biodegradabilidad. La orden para la ingeniería
de tejidos es regenerar el tejido a su estado y función originales. Esto no puede suceder si
todavía queda material artificial en el tejido del huésped. Por lo tanto, un scaffold ideal debe
ser reabsorbible para que finalmente no haya rastros de su presencia. Los productos del
scaffold deben ser metabolizados por el cuerpo y la tasa de degradación del scaffold debe
ser controlable para que se pueda adaptar a la velocidad de crecimiento del tejido una vez
que se ha implantado [2].
Por otra parte, el scaffold también debe tener el potencial de ser producible según los
estándares de la Organización Internacional de Normalización (ISO) o de la Administración
de Alimentos y Medicamentos (FDA) y ser fácilmente esterilizable [2].
3.2. Generalidades del hueso
3.2.1. El hueso
El tejido óseo forma la mayor parte del esqueleto, el armazón que soporta el cuerpo, protege
los órganos y permite los movimientos. De gran robustez y ligereza, el sistema óseo es un
tejido dinámico, continuamente en fase de re-modelización [16].
28
3.2.2. Estructura de un hueso largo
La estructura de un hueso largo, como la Tibia, es la siguiente [16]:
• Diáfisis: La parte alargada del hueso
• Epífisis: Extremos o terminaciones del hueso
• Metáfisis: Unión de la diáfisis con las epífisis. En el hueso adulto esta parte es ósea,
siendo cartilaginosa en la fase del desarrollo de este.
• Cartílago articular: Es una fina capa de cartílago hialino que recubre la epífisis donde
el hueso se articula con otro hueso. El cartílago reduce la fricción y absorbe choques
y vibraciones.
• Cavidad medular: es un espacio cilíndrico situado en la parte central en la diáfisis que
en los adultos contiene la médula ósea amarilla.
• Endostio: la cavidad medular está tapizada por el endostio, una membrana que
contiene las células ósteo-progenitoras.
• Periostio: Membrana que rodea la superficie del hueso no cubierta por cartílago. Es
esencial en el crecimiento óseo, en su reparación y en su nutrición. También
constituye el punto de inserción de ligamentos y tendones. Está compuesta por dos
capas:
▪ La capa exterior: Formada por un tejido conjuntivo denso e irregular que
contiene los vasos sanguíneos, vasos linfáticos y nervios que pasan al hueso.
▪ La capa osteogénica: Contiene células óseas de varios tipos, fibras elásticas
y vasos sanguíneos.
3.2.3. Comportamiento mecánico del hueso
El hueso como estructura compuesta por varios tejidos posee diferentes características,
particularmente las dos estructuras principales del hueso, el hueso cortical y el hueso
esponjoso, poseen ciertas características mecánicas como se muestra en la Tabla 2,
Necesarias para el correcto funcionamiento del tejido.
Tabla 2. Propiedades mecánicas de tejidos esqueléticos. [2]
Propiedad Hueso cortical
Hueso esponjoso
Cartílago articular
Tendón
Fuerza de compresión(MPA) 100-230 2-12 Fuerza de tensión 50.150 10-20 10-40 80-120 Tensión a la fractura 1-3 5-7 15-50 10 Módulo de Young 7-30 0.5-0.05 0.001-0.01 1 Tenacidad a la fractura 2-12 Rigidez 20-60 Módulo de fluencia 4-15 Rigidez a la tracción 50-225
29
3.2.4. Función del hueso
Como otros tejidos conjuntivos, el hueso o tejido óseo está constituido por una matriz en la que se encuentran células dispersas. La matriz está constituida en promedio por un 50% de sales minerales, 25% de proteínas, 23% de agua y 2% de células. Además, hay cuatro tipos de células [16]:
1. Células ósteo-progenitoras: Que son células no especializadas derivadas de la mesénquima, el tejido del que se derivan todos los tejidos conectivos. Se encuentran células ósteo-progenitoras en la capa interna del periostio, en el endostio y en los canales del hueso que contienen los vasos sanguíneos. A partir de ellas se generan los osteoblastos y los osteocitos.
2. Osteoblastos: son células que forman el tejido óseo pero que han perdido la capacidad de dividirse por mitosis. Segregan colágeno y otros materiales utilizados para la construcción del hueso. Se encuentran en las superficies óseas y a medida que segregan los materiales de la matriz ósea, esta los va envolviendo, convirtiéndolos en osteocitos.
3. Osteocitos: son células óseas maduras derivadas de los osteoblastos que constituyen la mayor parte del tejido óseo. Al igual que los osteoblastos han perdido la capacidad de dividirse. Los osteocitos no segregan materiales de la matriz ósea y su función es la mantener las actividades celulares del tejido óseo como el intercambio de nutrientes y productos de desecho.
4. Osteoclastos: son células derivadas de monocitos circulantes que se asientan sobre la superficie del hueso y proceden a la destrucción de la matriz ósea (reabsorción ósea)
Las sales minerales que se depositan por cristalización en el entramado formado por las fibras de colágeno, durante el proceso de calcificación o mineralización son: La hidroxiapatita (fosfato tricálcico), carbonato cálcico, hidróxido de magnesio, cloruro, sulfato magnésico [16]. El más importante de ellos es la Hidroxiapatita ya que se ha demostrado que es un material
biocompatible, con aplicación biomédica en Odontología, Ortopedia y Cirugía Maxilofacial.
Es el cristal principal de huesos y dientes ya que les confiere su dureza característica y,
acompañado por el colágeno, los huesos presentan determinada elasticidad. Como
biomaterial se realizan investigaciones para determinar sus formas óptimas de aplicación,
ya que la hidroxiapatita de diferentes orígenes da resultados distintos, y como biomaterial
es un reto en la investigación ya que no se descarta que pueda contribuir a reconstruir
órganos a partir de células madre. [17]
El hueso no es totalmente sólido, sino que tiene pequeños espacios entre sus componentes, formando pequeños canales por donde circulan los vasos sanguíneos encargados del intercambio de nutrientes [16].
30
3.2.5. Tibia
Es un hueso largo y muy resistente que se ubica en la porción antero-medial de la pierna. Recibe el peso del fémur y lo transmite hacia el talón. La epífisis proximal es ancha y se articula con el fémur y con el peroné hacia lateral. La epífisis distal de la tibia, que también se ensancha, se une al astrágalo, uno de los huesos del metatarso. La tibia se articula en su cara lateral con el hueso peroné. Ambos están unidos por medio de un ligamento interóseo [16].
3.2.6. Comportamiento químico del hueso
La mayor parte del calcio, del fósforo, del sodio y del magnesio almacenado en el organismo
está en los huesos. Estos minerales le dan consistencia y resistencia a los golpes y
presiones. Por otra parte, los huesos tienen cierta elasticidad que les permite proteger
órganos vitales como el cerebro, el corazón y la médula espinal, entre otros. Algunas
vitaminas son muy importantes para la formación del hueso. La vitamina A es necesaria
para la maduración, regeneración y modelación de las estructuras óseas, mientras que la
vitamina D es importante para que se produzca la absorción de calcio en el intestino
delgado. La vitamina C es esencial en la formación del colágeno, principal proteína de
sostén del tejido conectivo de la piel, de los tendones, del cartílago y de los huesos [16].
3.2.7. Defectos óseos
Fractura: Es la perdida en la continuidad de la sustancia del hueso. El termino abarca todas
las roturas óseas, desde el caso en que un hueso se rompe en muchos fragmentos hasta
una fisura e incluso una fractura microscópica [18].
Fracturas abiertas: En esta fractura existe una herida expuestas al ambiente, así como la
posibilidad de que entren microorganismos [18].
3.2.8. Reparación de defectos óseos
3.2.8.1. Proceso de consolidación ósea
Cuando se produce una fractura ósea, las células y las moléculas de señal aparecen en el
lugar a reparar de la misma manera que en proceso embriogénico. Dicho proceso se realiza
en tres etapas como se visualiza en la Ilustración 7 [19].
• Fase inflamatoria: En el momento inicial de la fractura se desencadena una
respuesta inflamatoria y ruptura de vasos. Tiene una duración de 7 a 10 días [19].
• Fase de reparación: Se divide en dos subetapas donde se presenta callo blando y a
partir de este, callo duro.
Callo blando: a los 3-5 días se constituye un tejido de fibroso con vasos colágeno y
células que inician la fase del callo blando. El colágeno será el substrato que contenga
31
los factores a los que serán sensibles las células y el lugar donde ellas se anclarán
cuando lleguen a través de los vasos, periostio endostio y medula ósea [19].
Callo duro: La maduración del tejido fibroso se produce en varias semanas hasta que
se forma el callo óseo que más tarde será sustituido por hueso fibroso inmaduro y
posteriormente por hueso lamelar (hueso maduro). En la fase del callo duro aparece el
callo óseo cuya función es estabilizar los fragmentos de la fractura ya que si existe
movilidad este proceso no puede llevarse a cabo, con lo que el tejido que predominará
será el tejido cartilaginoso [19].
Inte
ns
ida
d d
e l
a f
rac
tura
Inflamación Reparación Remodelación
10% min/horas
7 a 10 días
70% meses/años
40%
Tejido fibroso Callo blando (1 a 6 semanas)
Callo duro (3 semanas a 12-14 semanas)
Ilustración 7 Fases de consolidación del hueso.
[20]
• Fase de remodelación: Es el último proceso que ocurre en la cascada de fenómenos
de la reparación, se trata de un proceso de activación, reabsorción, formación, donde
un equipo de células óseas activa un proceso de calcificación para restaurar la
morfología ósea. Este equipo de células se denomina unidad básica multicelular [19].
32
3.2.8.2. Procedimiento para reparación de las fracturas
Las tres opciones principales para el tratamiento de fracturas de huesos son [21]:
• Reducción cerrada e inmovilización con férula: El tratamiento puede consistir solo
en una férula de yeso. En algunos casos el paciente requerirá anestesia general.
• Reducción a cielo abierto con fijación interna. Requiere una operación quirúrgica. Se
utilizan varillas de metal, tornillos o placas para reparar el hueso, los cuales se
mantienen fijos, debajo de la piel, después de la cirugía. Se recomienda en los casos
de fracturas complicadas que no se pueden realinear (reducir) con una férula, o
cuando el uso prolongado de una férula no es recomendable.
• Reducción abierta y fijación externa. Requiere una operación quirúrgica para la
colocación de un aparato para fijación externa. Es un marco externo que sostiene al
hueso y lo mantiene en la posición correcta mientras se consolida.
Teniendo en cuenta todos los conceptos previamente establecidos se inició el proceso de
diseño del biomaterial, para ello se tuvieron en cuenta dos factores. Primero, la estructura
del biomaterial durante el proceso de impresión y segundo, las características necesarias
en el biomaterial luego de su impresión. Dadas estas características se tomaron los datos
recopilados de los trabajos previos sobre biomateriales e impresión ósea, y se obtuvo lo
siguiente, las impresiones 3D que buscan replicar estructuras óseas utilizan mayormente
plásticos biodegradables como el PLA, ABS y PCL, los cuales hacen la función de matriz
de soporte para adherir a estas células óseas, las cuales se dejan en la matriz hasta iniciar
el proceso de formación de tejido, todo esto en ambientes de laboratorio controlado.
También en ciertos casos se utilizan ciertos sustratos cálcicos como aditivo para favorecer
la formación de hueso en estos plásticos, siendo la adición de estos sustratos un
potenciador en la formación de hueso en matrices impresas en PCL el cual es un plástico
de fácil biodegradabilidad y baja toxicidad. no obstante, las estructuras impresas carecen
de resistencia y no alcanzan a formar la estructura ósea completa debido a la poca
resistencia del plástico durante el proceso de degradación la cual genera pérdidas
estructurales que la célula no logra compensar, incluso con la adición de sustratos cálcicos
para mejorar la formación ósea, las células no logran formar la estructura ósea
completamente antes de que el soporte plástico se degrade.
Con toda esta información se procedió al diseño del biomaterial, se propone un biomaterial
compuesto por dos materiales que compensen la tasa de degradación del plástico y ayuden
a la célula a replicar la matriz de soporte aun cuando el plástico se halla degradado. Este
diseño consta de un filamento compuesto por un núcleo y una corteza las cuales se
describen a continuación.
33
3.3 Corteza
El diseño complejo planteado para el biomaterial requiere de la implementación de una
estructura de soporte que no solo acepte deposiciones de células en su estructura, si no
que al tiempo que la célula entra en contacto con ella y la comience a degradar encuentre
en dicho proceso tanto un soporte físico como un medio de propagación. Para el caso del
soporte físico es cuando entra en juego la estructura llamada corteza del diseño, la cual
soporta su existencia en la necesidad de un material que mantenga su forma y brinde
propiedades físicas a la bioimpresión 3D.
El material seleccionado para cumplir la labor de corteza en el diseño es el PCL o
policaprolactona, el cual es un biopolímero altamente degradable bajo condiciones
fisiológicas, que cuenta con un bajo punto de fusión el cual permite su fácil manipulación
para trabajos en 3D. Al ser un material solido en temperaturas ambientales este actúa de
manera perfecta para servir de corteza para el filamento, pues mantiene la forma del
filamento durante su impresión y aísla el núcleo interno, además durante el proceso de
cultivo celular al ser biodegradable en condiciones fisiológicas este sirve de capsula para
que las células se habrán paso a través de él y lleguen al núcleo nutricional del filamento
sin que el scaffold sufra mucha deformación. Este se selecciona con base en la bibliografía
consultada y referenciada en el proyecto además de las propiedades previamente
expuestas.
3.4 Núcleo
Para la estructura planteada del filamento como se menciona anteriormente se requiere de
un medio de propagación para que la célula al iniciar el proceso de degradación de la corteza
entre en el scaffold y empiece a formar la estructura ósea sin alterar las propiedades físicas
del mismo. Para esto se propone crear un compuesto a base de sustratos cálcicos que
cumpla la función de medio de propagación y este se encuentre en el interior del filamento.
Para el diseño de este compuesto se plantean usar la metodología de la investigación y el
diseño de experimentos propuesto en el libro del mismo nombre en la cual se plantean una
serie de pasos para el proceso de experimentación usando el método empírico-experimental
[22] para ello se planteó como objetivo o finalidad el diseño y creación de un compuesto
químico creado a partir de sustratos de calcio que permita la propagación de células óseas.
Por lo cual para la selección del material se tuvieron en cuenta los datos recopilados de la
literatura y se encontraron los siguientes compuestos, siendo estos los más usados en
trabajos relacionados con formación de hueso:
Hidroxiapatita: es un mineral biológico compuesto por fosfato de calcio actúa como deposito
del calcio y el fosforo en el cuerpo humano.
Colágeno: es un material fibroso presente todo el cuerpo humano, abundante en los huesos
pues presenta características importantes para este, como su flexibilidad y resistencia a la
34
tracción, en el hueso joven el colágeno juega un papel importante en su formación pues
sirve de compuesto nutricional junto al calcio.
Carbonato de calcio: Compuesto biológico que provee a las estructuras orgánicas de fuerza
y dureza, está presente en los huesos junto a la hidroxiapatita y brinda ciertas propiedades
mecánicas al hueso, como fuerza y resistencia mecánica.
Con base en estos materiales se plantea realizar una mezcla que utilice dos o todos estos
compuestos para aumentar la capacidad del compuesto creado de facilitar la propagación
de las células óseas. Para ello primero se revisa la disponibilidad de los tres materiales en
el mercado y su facilidad de diluirse o mezclarse y en qué estado se pueden mezclar, liquido
o sólido, para esto se consultan los proveedores locales de suministros químicos y se
encuentra que en la ciudad los componentes accesibles y de bajo costo son el colágeno y
el carbonato de calcio, luego se busca en mercados nacionales e internacionales y se
encuentra que la hidroxiapatita a pesar de ser el compuesto con mayor relevancia en la
formación biológica del hueso y el material idóneo para el diseño de núcleo propuesto sus
elevados costos y la poca disponibilidad de este lo hace imposible de usar lo cual se decide
realizar la mezcla únicamente con el colágeno y el carbonato de calcio y como sustituto de
la hidroxiapatita se plantea el uso del fosfato tricálcico ya que este es una base química para
la producción de la hidroxiapatita.
Luego de definir los materiales a utilizar en el compuesto se busca el medio de disolución y
la presentación en la cual se encuentran los tres componentes elegidos, siendo el caso del
colágeno, el fosfato tricálcico y el carbonato de calcio compuestos comercializados en forma
de polvo estos necesitan cada uno un elemento de disolución el cual los vuelve una mezcla
liquida. Por lo tanto, se busca un medio de disolución general que permita la mezcla de las
tres sustancias. Utilizando la literatura se define el ácido acético como el solvente a usar
para la realización de la mezcla, con estos parámetros definidos y los materiales a usar se
plantea el experimento a realizar.
El experimento que se plantea para la creación de la mezcla consta de los siguiente:
- Primero se definen el procedimiento a realizar, este consta de la mezcla de los tres
solutos seleccionados con el solvente variando las concentraciones de cada uno
- Segundo a la mezcla generada se le realizan dos mediciones cualitativas, primero la
viscosidad presente en la mezcla y luego la fluidez de esta al pasar por una tubería
de diferentes diámetros
- Por último, se extraen los datos cualitativos de viscosidad y fluidez y se selecciona la
mezcla que obtenga mejores resultados en estas dos características, con base en
los requerimientos físicos de la máquina a nivel del cabezal de extrusión.
35
Durante la realización del experimento cada dato recopilado se adjunta en una bitácora la
cual cuenta con los valores de concentraciones y las características más relevantes
observados durante el experimento, esto se puede observar en los anexos del documento.
Al concluir con el experimento se obtienen los siguientes datos:
• Al mezclar los sustratos cálcicos y el colágeno con ácido acético en bajas cantidades
la mezcla resultante tiene un comportamiento altamente viscoso y baja fluidez en
cualquier tipo de tubería.
• Durante el experimento se concluye que la adición de fosfato tricálcico a la mezcla
es redundante ya que este es un derivado del carbonato de calcio y su presencia en
la mezcla solo aumenta la viscosidad de esta y disminuye su fluidez motivo por el
cual se retira este componente de la mezcla final
• Debido a que las tuberías usadas para determinar los datos cualitativos de fluidez
del biomaterial eran agujas de diferentes gramajes que disminuían su diámetro
interno se decidió utilizar una mezcla altamente liquida de baja viscosidad que
permitiera el flujo por el mayor número de agujas posibles
• Además de ser un elemento critico en la selección de las características de la mezcla
realizada las agujas brindan un dato critico fundamental para la construcción del
cabezal de extrusión, el cual debe tener una tubería de paso para el núcleo no inferior
a los 0.13 para permitir el flujo libre de la mezcla sin generar obstrucciones durante
el proceso de impresión.
Así al concluir la etapa de experimentación se realizan 17 pruebas documentadas las cuales
se pueden observar en los anexos del presente documento y se decide utilizar la prueba
numero 12 la cual consta de las siguientes concentraciones para cada compuesto que se
define en la etapa de experimentación, colágeno 7.003g, Fosfato tricálcico 3.0062g y ácido
acético 15mL.
Como dato final del experimento se obtiene una condición crítica para la mezcla la cual
consiste en que esta debe estar en constante proceso de mezcla para mantener su estado
líquido de lo contrario la mezcla se precipita creando un sustrato cálcico en el fondo con
diminutas porosidades o en algunos casos una capa solida de calcio en forma de lámina
altamente dura con una sustancia viscosa en la parte superior la cual corresponde a la
reacción restante del colágeno con el ácido acético.
36
CAPITULO 4:
RESULTADOS
Al finalizar el proceso de construcción del sistema CNC de bioimpresión de matrices de
soporte celular, se obtuvieron los siguientes resultados finales, los cuales corresponden al
sistema CNC de bioimpresión netamente y a el “Scaffold” impreso mediante la máquina
construida.
4.1 Sistema CNC de bioimpresión
Finalmente se obtuvo una impresora con siguientes características físicas, Se logro una
resolución por cálculo de software de 1.25 micras lo cual guarda relación con el valor
calculado en la etapa de diseño, esto gracias al sistema de transmisión de movimiento que
en conjunto con los motores brinda una rigidez a toda la máquina con movimiento sereno y
un ruido reducido. No obstante, debido a que este es un valor calculado de manera interna
por la tarjeta de control RUMBA estos valores varían respecto a la validación del “Scaffold”
impreso. En cuanto a ubicación de los ejes, los ejes “X” y “Y” se ubicaron en la parte superior
para poder controlar el movimiento del extrusor sobre el área de impresión y de manera
vertical quedó el eje “Z” montado en la pared trasera de la máquina como se diseñó
previamente.
A nivel del cableado, este procede de la parte inferior que se diseñó y construyó como un
cofre para albergar la circuitería de control y potencia, dejando una tapa movible con el fin
de acceder al cable USB de conexión con la computadora en caso de ser necesario y para
conectar la tarjeta SD a la terminal de la pantalla. Las líneas de cables se extienden por los
vértices de la impresora y están sujetas a ella por amarres plásticos, dando una terminación
organizada y escondida en las esquinas, teniendo cuidado de que los cables que están en
movimiento no interfieran en ninguna parte con el área de impresión ni con el movimiento
de los ejes.
Las velocidades de los diferentes tipos de movimiento de la máquina están entre los 15 y
30 mm/s de los tres ejes, todo sobre un área de impresión de 20 x 20 x 10 cm en los ejes
X, Y, Z respectivamente con la capacidad de ampliarse a futuro. Las dimensiones de la
máquina en su parte externa alcanzan el medio metro cuadrado en estructura de acero y
cuenta con un soporte para el filamento PCL y para anclar el suministro de biomaterial.
En el apartado del cabezal de bioimpresión se logró la construcción de un sistema que
permitiera converger ambos materiales en una sola pieza para su posterior extrusión, no
obstante, tuvo que añadirse al sistema un par de ventiladores que actúan como sistema de
enfriamiento del cabezal como se muestra en la ilustración 8. Esto con el fin de evitar que
los materiales se derritieran en el caso del filamento o se secaran en el caso del biomaterial
durante el paso por las gargantas de impresión que se encuentran dentro de los disipadores
de calor, los cuales lograban calentarse considerablemente.
37
Ilustración 8. Prototipo final del cabezal de bioimpresión [13]
Por parte de temperaturas se alcanza a estabilizar una temperatura de fundición de 190° C
en la boquilla y una temperatura de 50° C en la cama caliente gracias al “autotunning” de
PID integrado en el firmware Marlin y al control “on/off” de la cama caliente. Los motores de
extrusión se encuentran en la parte superior, uno a cada lado para suministrarle al extrusor
los dos materiales que se deben combinar en el proceso de impresión, está adecuación a
pesar de no estar en los diseños iniciales de la máquina se realiza con el fin de facilitar el
suministro de los dos materiales y de ubicar los motores de extrusión y bombeo en un lugar
accesible que no genere molestias durante el proceso de impresión. También se dispone
de una pantalla para el acceso a las configuraciones internas de movimiento de ejes,
extrusores, centrado en el origen, control de temperatura puesta en marcha, así como el
cambio de algunos parámetros y activación de ventiladores como se tenía contemplado en
los diseños iniciales.
Para el proceso de preparación del “scaffold” desde el diseño CAD hasta la impresión 3D
se realiza lo siguiente, el archivo CAD utilizado para el “scaffold” de hueso se obtiene de
una comunidad online llamada embodi3D donde existe una base de datos de TAC’s y
radiografías de pacientes anónimos con algunas características como la edad, la patología,
las condiciones y parámetros de configuración, esta comunidad está disponible en
https://www.embodi3d.com/. El archivo se descarga en formato “.stl” y posteriormente se
importa al software de nombre “Cura” el cual se utiliza para su preparación y conversión de
formato apto para la impresora como se puede observar en la ilustración 9, en él se
configuran los parámetros tales como velocidades, temperaturas, medidas y formas de las
capas, para luego convertirlo en formato “.gcode” que es el código natural de las CNC.
38
Ilustración 9. Interfaz gráfica del software CURA usado para la adecuación del archivo .stl [12]
El software libre Cura se puede descargar de su página web en https://ultimaker.com/es/ y
su principal función es la de convertir los archivos solidos 3D como los “.stl” en líneas de
“gcode” partiendo de las configuraciones que previamente se le definen al programa como
el tipo de impresora y las velocidades, la resolución de impresión, entre otras.
Ilustración 10. Detalles del software CURA desde su interfaz [12]
39
Dentro de las numerosas características del software “Cura” encontramos los numerales de
la ilustración 10, los cuales se describen a continuación. El apartado (1) de la interfaz del
software es la opción para abrir el documento que se necesite imprimir definido como un
archivo con extensión “.slt”, (2) la barra de herramientas muestra varias operaciones que se
le pueden hacer al solido como rotar, aumentar de tamaño, recortar y mover. (3) La interfaz
muestra un área de trabajo virtual que se ajusta a las dimensiones de la impresora que se
parametriza al inicializar el programa por primera vez. (4) La pieza se despliega en el área
de trabajo virtual. (5) Existen diferentes modos de visualización como sólido, rayos x y vista
por capas. (6) En el área de configuración de impresión se define el tipo de material para
imprimir, la resolución a la que se desea trabajar, la velocidad de impresión, entre otras
configuraciones. (7) El apartado de relleno permite definir la dureza de la pieza en
porcentaje, siendo 100 porciento la mayor dureza que puede adquirir el material al ser una
impresión sin cavidades internas y 0 por ciento la menor dureza con mayor ahorro de
material y tiempo de impresión ya que en su mayoría son cavidades de gran tamaño con
relación a la pieza que se esté trabajando. (8) Se puede visualizar en primera línea la
impresora que se esté utilizando en el momento, ya que se pueden definir diferentes tipos
de impresora, cada una con características diferentes. (9) Definidas todas las
configuraciones que se necesitaron se le da “clic” al botón azul de “slicer” para que el
programa calcule el “gcode”. (10) Se puede guardar el archivo de manera directa en la
tarjeta SD que luego se inserta en la Bioimpresora.
Por ultimó en los resultados obtenidos de la máquina se obtiene el proceso de calibración y
adecuación del software de la máquina el cual consta de varias etapas primero se realiza
la configuración del firmware, esta se basó en el código fuente Marlín que está disponible
en su página web http://marlinfw.org/ el cual es un código libre para configurar diversas
tarjetas CNC. Este código es el encargado de darle el lenguaje a la impresora 3D que en
este caso es el “gcode”, por medio del cual se parametrizan todos los valores de las
variables. Para la explicación del proceso de parametrización y configuración ver anexos 2.
Posteriormente se realizó la configuración del Auto tune, el cual por defecto el código fuente
Marlín trae de fabrica unos valores de PID que generalmente funcionan para la mayoría de
las impresoras 3D, en este caso al tener una planta diferente, que fue creada como un
diseño nuevo, se debió hacer uso de la herramienta auto tuning que viene integrada, este
proceso se hizo por medio de una interfaz de depuración llamada “Pronterface”. Y se utilizó
la siguiente línea de código para tal operación en “gcode”:
M303 E0 S210 C8
El código M303 es el referente para activar la opción del auto tune de Marlín y se especifican
los siguientes parámetros: E0, extrusor número 0, S210, temperatura base para hacer los
ciclos de subida y bajada de temperatura, C8, número de ciclos para determinar las
constantes del PID.
Como se puede apreciar en la ilustración 11, el proceso de auto tuning lo lleva a cabo el
mismo programa de depuración, al final del proceso se muestran en consola los valores de
las constantes que posteriormente el usuario debe agregar de manera manual al firmware
40
a través de Arduino, o desde la misma consola en “Pronterface”. Es aconsejable guardar
todos los cambios en el código fuente Marlín y subirlos a la tarjeta por medio del IDE de
Arduino, así en el futuro no se pierde la configuración, el software libre Arduino se puede
descargar de su página oficial https://www.arduino.cc/
Ilustración 11. Interfaz de usuario del software “Pronterface” [12]
Para el calentador de la cama caliente se deja un control on/off que satisface de manera
óptima los requisitos de temperatura en la cama.
Como herramienta final en el proceso de calibración y adecuación del software de la
máquina se cuenta con el software libre “Pronterface”, el cual puede descargar de su página
web en https://www.pronterface.com/ y sus funciones incluyen las mismas que el software
Cura con la desventaja de no ser tan fácilmente parametrizable y la interfaz no es tan
amigable con el usuario como Cura, no obstante este cuenta con la ventaja de ser más fácil
en el proceso de depuración y control de la Bioimpresora con lo que se pueden editar
variables que no se pueden acceder desde Cura. En la ilustración 12 se pueden apreciar
las diferentes partes del software y las más relevantes durante el proceso de calibración de
la bioimpresora junto con una serie de numerales los cuales se describen a continuación en
detalle de funcionamiento y uso.
41
Ilustración 12. Interfaz de usuario del software "Pronterface" [23]
A continuación, se relaciona la aplicación de cada uno de los botones del software indicado
en la figura (1) Pronterface permite cargar archivos “.stl” para hacerles el proceso de
conversión a “gcode”. (2) Permite la conexión por medio del puerto serial en el cual se
encuentre conectada la impresora y la configuración de la velocidad de conexión que le
hayamos definido en el código fuente que es de 115200 bits por segundo. (3) Tiene el botón
para imprimir desde la misma interfaz “Pronterface” o para imprimir desde la tarjeta SD que
esté insertada en la impresora en ese momento. (4) El botón de conexión indica la impresora
que está conectada. (5) El panel de movimiento es la ventaja de “Pronterface” que permite
mover manualmente los ejes y extrusores y así llevarlos a Home para definir un punto inicial
de trabajo o ya sea para moverlos hacia las distancias que se necesiten con la opción de
tener un rango de diferentes distancias. (6) En este apartado se pueden definir las
temperaturas a las cuales se necesita trabajar tanto del extrusor como de la cama caliente.
(7) Se pueden ver en las barras de colores en escala de colores cálidos la retroalimentación
de la temperatura en tiempo real. (8) Se puede ver un gráfico de la temperatura versus el
tiempo para poder apreciar el comportamiento en un rango de un minuto. (9) Se muestra el
área de trabajo sobre el cual se puede ubicar la pieza que se esté trabajando. (10) Se
observa la consola desde la cual se puede enviar “gcode” a la impresora y recibir los
mensajes de retroalimentación del proceso.
42
4.2 Biomaterial y Scaffold
Para los resultados experimentales se parte de un modelo CAD de hueso de tibia el cual se
muestra en la ilustración 13, en esta ilustración también se muestra el segmento de tibia
que se modela para imprimir el cual corresponde a un segmento de la parte media de la
tibia, este segmento se muestra tanto en formato CAD como en formato “.stl” donde se
puede apreciar la estructura que se busca alcanzar en la impresión y la forma final de los
poros que varía para cada sección del hueso. Como se puede apreciar en la ilustración
(parte C) el segmento que se busca imprimir presenta variaciones en su porosidad, siendo
estas enfocadas en garantizar que la pared del segmento de hueso sea más compacta con
porosidad de 0% y la parte interna la cual debe corresponder a la estructura anatómica de
un hueso esponjoso con una porosidad de entre 100 − 150𝜇𝑚.
Ilustración 13. (A) Modelo CAD de tibia completa, (B) Segmento medial de tibia en formato CAD, (C) Modelo de tibia en formato .stl listo para impresión [12]
Dentro de las muestras de “Scaffold” obtenidas en el proceso de impresión 3D se lograron
imprimir las siguientes muestras, cada una con características similares, pero con diferentes
parámetros de impresión, cada pieza va mejorando con respecto a la anterior gracias al
análisis de los errores de cada muestra. En el proceso de mejora de la impresión se alteran
las configuraciones de impresión del software “Cura”.
La muestra 1 que se muestra en la ilustración 14 corresponde a una impresión diseñada
con una proporción de los cabezales de impresión 90/10 correspondientes a los porcentajes
de flujo de salida de cada cabezal directamente 90% para el cabezal de PCL y 10% para el
cabezal de biomaterial. Luego se define un grosor de capa de 0.3 mm el cual corresponde
a el tamaño de cada una de las capas de impresión que se trabajan durante la técnica de
impresión. La temperatura en esta primera muestra se trabajó sobre los 196 °C en el
extrusor y 30 °C en la cama y la velocidad de extrusión fue de 15 mm/s.
(A)
(C)
(B)
43
Ilustración 14. Muestra de impresión 1 [12]
El proceso de impresión tiene como primera parte la extrusión de la balsa que se hace con
el objetivo de tener una excelente adherencia a la cama caliente y así conservar la pieza en
buen estado a lo largo de la impresión.
Como se puede apreciar en la Ilustración 14 se obtuvo un resultado con errores en la
impresión por parte del extrusor de filamento, error de impresión que radicó en la filtración
del segundo material de impresión o fluido en el conducto de impresión de filamento. La
calidad de la balsa depende en gran medida de la calibración del nivel de la cama caliente,
en este caso la diferencia del nivel fue muy grande y la adherencia no se presentó como era
debido. Posteriormente y como prueba separada a partir de esta primera muestra se toma
una porción de la balsa y se realiza una observación con microscopio para determinar la
resolución real de la impresión respecto a la calculada por la tarjeta de control RUMBA como
máxima resolución posible del sistema. Esto se muestra en la ilustración 15.
Ilustración 15. Toma microscópica de una porción de balsa de la muestra 1 [12]
44
Como se puede observar en la ilustración 15 la resolución real entregada por la máquina en
la balsa es de 5 hilos por milímetro, siendo las líneas azules de las que denotan las
separaciones milimétricas presentes para realizar el cálculo de la resolución y la parte
blanca rugosa la balsa impresa con sus líneas demarcadas por la tonalidad grisácea, con
este dato la resolución real corresponde a 0.2 mm o 200 micras, tomado como referencia la
resolución esperada de 1.25 micras la resolución real obtenida es más de 100 veces mayor
al valor calculado por la tarjeta de control, no obstante al tratarse de la balsa, la cual no
cuenta con la resolución más alta durante el proceso de impresión este resultado
corresponde a un dato parcial, pues para determinar la resolución presente en el producto
final se debe realizar un corte con microtomo y realizar a medición sobre esta muestra. Este
resultado no busca explicar el taponamiento de la boquilla de impresión ya que son
parámetros que afectan de manera diferente el proceso de impresión, solo busca dar un
valor estimado en microscopia de la resolución real de impresión.
Para el caso de la muestra 2 que se muestra en la ilustración 16, la cual corresponde a una
impresión diseñada con una proporción de los cabezales de impresión 90/10 en valores
porcentuales; un grosor de capa de 0.3 mm se mantiene por tener una boquilla de 0.4 mm,
este parámetro debe tener valores cercanos o iguales al tamaño de la boquilla para mejores
impresiones; una temperatura de 196 °C en el extrusor y 30 °C en la cama y una velocidad
de impresión de 15 mm/s. Las correcciones hechas a la Muestra 1 fueron las siguientes, se
agregó un parámetro de ventilación al sistema el cual permitía graduar la velocidad del
ventilador con un PWM para mejorar la adhesión de la pieza a la cama para poder alcanzar
a enfriar la balsa antes de que se imprimiese la pieza sobre ella, el porcentaje usado de
PWM para esta prueba fue del 20%. Esto para evitar la deformación de la balsa de impresión
durante la segunda prueba, la cual corresponde a las primeras 5 capas de la impresión y
cumplen la función de estructura de soporte del scaffold. La mejora se hace con el fin de
garantizar que las primeras capas de impresión se solidificaran a una mayor velocidad y
permitiera la correcta formación de la estructura.
Ilustración 16. Muestra de impresión 2 [12]
45
Hechas las anteriores correcciones sobre la configuración de impresión para la muestra 2
se observa en la Ilustración 16 que la balsa presenta una textura fina y lisa, demostrando
que la calibración manual de los tornillos de la cama caliente, que debe hacerse cada vez
que la posición de la cama caliente o el extrusor son alterados sin el software, no se hicieron
correctamente lo que causó un aplanamiento de las líneas impresas, pues la cama se elevó
demasiado y el espacio entre el extrusor y la cama se redujo, a su vez en esta muestra se
observa que la impresión fue más fluida y logro una mejor calidad esto gracias a la adición
del parámetro de ventilación. Por parte de la sección transversal de la tibia, el extrusor no
permitía una correcta administración del material, la garganta de impresión de filamento se
calentaba demasiado y derretía el material mucho antes del lugar correcto de fusión, lo que
dejaba que el material solo saliera por cantidades mínimas y no al flujo normal, este error
era aumentado por el fluido que al hacer contacto con el filamento sin derretirse se vuelve
una sustancia pastosa y pegajosa. El acabado de esta prueba respecto a la anterior
demuestra una mejor configuración en la administración de material, no obstante, se siguen
mejorando las configuraciones en las siguientes muestras. A partir de estos resultados se
decide alterar el parámetro de velocidad de extrusión para la siguiente prueba.
Para el caso de la muestra 3 que se muestra en la ilustración 17, esta corresponde a una
impresión diseñada con una proporción 90/10 y un grosor de 0.3 mm y al igual que en las
anteriores pruebas una temperatura de 196 °C en el extrusor y 30 °C en la cama, se intentan
cambiar el menor número de variables a la vez para llevar un control de los efectos del
cambio de cada una de estas. La corrección hecha a la Muestra 2 corresponde a una
reducción de la velocidad de extrusión a 13 mm/s
Ilustración 17. Muestra de impresión 3. [12]
Luego de hecha una correcta calibración de la cama caliente, mediante un método de
nivelación manual usando las perillas de fijación de la cama caliente, se nivela la cama de
manera empírica utilizando una hoja como para verificar la separación entre la cama y la
boquilla de extrusión. Se obtiene una balsa con un acabado de impresión de poco material
el cual se puede observar en la ilustración 17, donde en el área de la balsa se observan
zonas con ausencia de material lo cual indica una disminución en la cantidad de material
46
depositado. en este caso la vibración de la cama influyó en las terminaciones intermitentes.
Pasando a la impresión del cuerpo de la muestra se mantuvo una excelente terminación en
los primeros 3 milímetros de altura, desde este punto el extrusor se volvió a tapar, esta vez
debido a la alta fricción que le generaba la tubería al filamento.
Para el caso de la muestra 4 que se muestra en la ilustración 18, se realizó una impresión
diseñada con una proporción 90/10, la temperatura se mantuvo de 196 °C en el extrusor y
30 °C en la cama y se varia el grosor a 0.4 mm, también se disminuye la velocidad de
impresión a 10 mm/s y se aumenta el % de flujo de ambos materiales siendo en las muestras
anteriores de 100% con 90% Filamento y 10% Compuesto fluido ahora se aumenta a un
150% con 135% Filamento 15% Compuesto fluido manteniendo la proporción 90/10.
Ilustración 18. Muestra de impresión 4 [12]
Para esta muestra se ajustó el flujo que estaba por defecto al 100% y se subió a 150% en
las configuraciones del software, lo que ayudaba a la obstrucción tardía del extrusor. Al
aumentar la cantidad de flujo de ambos materiales, la calidad de la muestra decreció en
términos de falta de material, lo que hacía que el poco material se fuese acumulando por
zonas.
Por último, para el caso de la muestra 5 que se muestra en la ilustración 19, se realizó una
impresión diseñada con una proporción 50/50, un grosor de 0.3 mm, la temperatura se
mantuvo de 196 °C en el extrusor y 30 °C en la cama, también se disminuye la velocidad de
impresión a 8 mm/s y mantiene el % de flujo de ambos materiales siendo este de un 150%
con 75% Filamento 75% Compuesto fluido para mantener la proporción 50/50.
47
Ilustración 19. Muestra de impresión 5 [12]
Para esta muestra se ajustó el parámetro de la boquilla de 0.2 mm a 0.4 mm en el software,
este parámetro le permite a Cura ajustar la cantidad de flujo que se administra. Se ajustó el
grosor de la capa de 0.4 mm a 0.3 mm para mejorar la calidad de cada capa. Se cambió el
flujo mixto de una proporción de 90% filamento y 10% compuesto fluido a 50/50 para tener
mayor presencia del compuesto fluido. Gracias a estas modificaciones se puede observar
en el “Scaffold” una coloración amarilla la cual corresponde a la alta concentración del
biomaterial diseñado. La coloración se debe a la presencia del colágeno en la muestra que
a nivel general se logró mezclar con el componente de plástico y genera un alto margen de
éxito para las pruebas biológicas a realizar en el “Scaffold”.
Las configuraciones de la muestra 5 en conjunto con la parametrización del código que se
encuentra en el segundo anexo de este libro y con la excepción de la proporción 50/50 que
se cambió por una proporción 90/10 al final, representan la mejor configuración encontrada
a la fecha para la bioimpresión y se consignan en la tabla 3.
Tabla 3. Parámetros de configuración de Cura.
Parámetro Valor Unidad
Proporción 90/10 %
Grosor de capa 0.3 mm
Temperatura boquilla 196 °C
Temperatura cama 30 °C
Velocidad de impresión 8 mm/s
Flujo 150 %
Boquilla en software 0.4 Mm
48
4.3. Prueba de hemólisis
La prueba de hemolisis es una prueba de laboratorio utilizada para medir la toxicidad de un
material o compuesto en contacto con la sangre, esta prueba es utilizada como un marcador
toxicológico debido a que durante su realización se utilizan glóbulos rojos las cuales son las
células más sensibles del cuerpo. Al ser tan sensibles, estás células tienden a reaccionar
de manera abrupta ante la presencia de agentes citotóxicos generando un indicador medible
por medio de una prueba de absorbancia la cual indica la hemo compatibilidad de un
compuesto. Esta hemo compatibilidad se da gracias a la muerte o supervivencia de los
glóbulos rojos ante el contacto con el material o compuesto sometido a la prueba, por lo
tanto, una alta tasa de muerte alta de glóbulos rojos indica una baja o nula hemo
compatibilidad y una tasa alta de supervivencia alta indica una buena hemo compatibilidad.
Los valores exactos con los que se determina la prueba no se encuentran estandarizados,
no obstante, se tiene un consenso general en el que una tasa de supervivencia de glóbulos
rojos superior al 90% o 95% se considera exitosa y valores inferiores a esos se consideran
no hemo compatibles.
Para realizar la prueba de hemólisis se debe tener en cuenta en primera instancia las
normas de seguridad, debido a que se va a manipular sangre que es un fluido corporal y el
cual puede tener agentes contaminantes. Se extrae la sangre humana mediante punción
venosa en la fosa cubital del brazo y esta se dispone en un tubo heparinizado.
Se platea hacer una prueba de 6 muestras impresas de tamaño 2*8 mm con dos controles
positivos y un control negativo. La configuración de las muestras como se observa en la
ilustración 20 tienen una porosidad del 0% con forma cilíndrica ya que solo se va a poner a
prueba el material y no su forma.
Ilustración 20.Mini muestras de 2 mm de grosor con 4 mm de diámetro.[Autores]
Una vez se tenga la sangre en el tubo, se centrifuga la muestra a 700 xg por 7 minutos. Se
debe retirar el plasma junto con la capa leucocitaria y conservar la fracción inferior
correspondiente a los eritrocitos. Se procede a lavar los eritrocitos con 1 mL de PBS (suero
fetal bobino), y a centrifugar a 700 xg (nomenclatura de gravedades en una centrifuga) por
5 minutos, repetir este proceso dos veces. Una vez centrifugada la muestra, se debe
49
verificar que el sobrenadante sea incoloro y en la parte inferior estarán los eritrocitos. Retirar
el sobrenadante hasta dejar solo los eritrocitos.
Ilustración 21. Nomenclatura de los pozos de la placa multipozos.
Basándose en la nomenclatura dispuesta en la ilustración 21, se prepara 8 mL de solución
de eritrocitos al 2% [v/v] en PBS, el cual corresponde a un 2% de la mezcla de eritrocitos y
el otro 98% es PBS, esto se adiciona en el plato multipozos 6 muestras en la fila C4-C9 de
la placa multipozos y se le adiciona 200 uL. En la fila D4-D9 se adicionan 190 uL de solución
de eritrocitos al 2% y 10uL de hipoclorito de sodio al 10% como control positivo. En la fila
E4-E9 se adicionan 180 uL de solución de eritrocitos al 2% y 20uL de hipoclorito de sodio
al 10% como un segundo control positivo. En la fila F4-F9 se adicionan 200 uL de solución
de eritrocitos al 2% como control negativo.
Una vez todas las soluciones están en el plato multipozos se agrega agua en los pozos de
todos los bordes del plato y se deja en la incubadora por 12 horas. Posteriormente se
procede a centrifugar el plato a 1000 xg por 5 minutos. Se recupera de cada uno de los
pozos 100 μL del sobrenadante y se ubican en las columnas de la siguiente manera, fila C4-
C9 a la columna B2-G2, fila D4-D9 a la columna B3-G3, fila E4-E9 a la columna B10-G10 y
de la fila F4-F9 a la columna B11-G11.
Finalmente, se mide la absorbancia del sobrenadante a 562 nm con el espectrofotómetro.
Luego de realizar la prueba de hemólisis para determinar la hemo compatibilidad del
biomaterial, se mide la absorbancia mediante la técnica de espectrofotometría, esta técnica
se basa en una relación empírica entre la absorción de la luz monocromática y el material
por el que pasa, sabiendo así cuanta luz absorben en este caso las células hemolíticas.
Sabiendo cuanta luz absorbe cada muestra se puede determinar la presencia o no de
células vivas haciendo una comparación entre los controles positivos donde se dispone del
100% de células muertas y el control negativo donde se tiene 100% de células vivas y que
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12
A
B
C
D
E
F
G
H
50
se han predefinido de esa manera para asegurar la comparación con las pruebas de
tratamiento de las 6 muestras.
Los datos obtenidos del espectrofotómetro se consignan en la tabla 4. El rango de
absorbancia está de 0 a 1, donde el 0 es 0% de luz absorbida y el 1 es el 100% de luz
absorbida por el medio.
Tabla 4. Absorbancias de las pruebas de hemólisis y los controles
Muestra T C+ C-
1 0,172 0,529 0,095
2 0,123 0,59 0,088
3 0,104 0,75 0,051
4 0,079 0,381 0,09
5 0,11 0,616 0,063
6 0,145 0,509 0,067
Luego se procede a realizar el cálculo de la mediana para los controles positivo y negativo
(se trabaja con el control positivo 1 ya que es la más absorbancia registra). Los resultados
se registran en la tabla 5. Cada prueba se realiza de manera que se pueda sacar una
mediana estadística para determinar la confiabilidad de los resultados por ende se usan 6
muestras para el experimento y para cada control. Luego con las medianas se obtienen dos
indicadores: el control de hemólisis y el control de células vivas que se registra en la tabla.
Los cálculos son basados en el trabajo [24].
Tabla 5. Blanco y control de hemólisis.
Blanco. 0,0775 𝑀𝑒𝑑𝑖𝑎𝑛𝑎 (𝐶−) Control hemolisis 0,482 (𝑀𝑒𝑑𝑖𝑎𝑛𝑎 (𝐶+)) – (𝑀𝑒𝑑𝑖𝑎𝑛𝑎 (𝐶−))
Con los indicadores calculados se corrige la desviación de todos los datos restándole el
indicador “Blanco” como se muestra en la tabla 6.
Tabla 6. Datos corregidos.
Formula (𝑇𝑖) − (𝐵𝑙𝑎𝑛𝑐𝑜) (𝐶𝑖+) − (𝐵𝑙𝑎𝑛𝑐𝑜) (𝐶𝑖−) − (𝐵𝑙𝑎𝑛𝑐𝑜)
Muestras T2 C2+ C2-
1 0,0945 0,4515 0,0175
2 0,0455 0,5125 0,0105
3 0,0265 0,6725 -0,0265
4 0,0015 0,3035 0,0125
5 0,0325 0,5385 -0,0145
6 0,0675 0,4315 -0,0105
51
Luego, los datos se traducen a porcentajes respecto al control de hemólisis y se depositan
en la tabla 7.
Tabla 7. Porcentaje de hemólisis en eritrocitos humanos.
Formula 𝑇2𝑖 ∗ 100
𝑐𝑜𝑛𝑡𝑟𝑜𝑙 ℎ𝑒𝑚ó𝑙𝑖𝑠𝑖𝑠
(𝐶2𝑖+) ∗ 100
𝑐𝑜𝑛𝑡𝑟𝑜𝑙 ℎ𝑒𝑚ó𝑙𝑖𝑠𝑖𝑠
(𝐶2𝑖−) ∗ 100
𝑐𝑜𝑛𝑡𝑟𝑜𝑙 ℎ𝑒𝑚ó𝑙𝑖𝑠𝑖𝑠
Muestras T3 C3+ C3-
1 19,6058 93,6722 3,63071
2 9,43983 106,328 2,17842
3 5,49793 139,523 -5,4979
4 0,3112 62,9668 2,59336
5 6,74274 111,722 -3,0083
6 14,0041 89,5228 -2,1784
Por último, se calcula la mediana de las pruebas o tratamientos y su error estándar. Ver
tabla 8.
Tabla 8. Mediana y error estándar de las 6 pruebas.
Total
Mediana 8,09129 𝑀𝑒𝑑𝑖𝑎𝑛𝑎 (𝑇3)
Error estándar 3,91702 𝐷𝑒𝑠𝑣𝑖𝑎𝑐𝑖ó𝑛 𝑒𝑠𝑡𝑎𝑛𝑑𝑎𝑟 (𝑇3)
√3
Este resultado representa demuestra que para las pruebas se obtuvo un porcentaje de
células muertas del 8.09% con una desviación estándar del 3.9% lo cual es un gran avance
en el desarrollo de este biocompuesto y da pie para seguir realizando pruebas de validación.
Un 8.09% significa que el 91.91% de las células pueden sobrevivir el compuesto de
colágeno, fosfato tricálcico y ácido acético. El porcentaje permitido es del 10%, si fuese más,
la muestra debe desecharse por hemólisis espontanea. [25]
4.4. Prueba de repetibilidad
Para esta serie de pruebas de repetibilidad se planea encontrar una configuración adecuada
para la impresión de los scaffolds. Para tal tarea se destinan cinco diseños extraídos del
diseño completo de una tibia, previamente avalados por el director de proyecto, los cuales
se imprimirán en secuencias de tres piezas cada una, dando un total de quince scaffolds.
En la tabla 9 y en la ilustración 22 y 23 se pueden ver las configuraciones hechas en el
software Cura para la impresión de estas piezas, así como la ubicación de dónde fueron
extraídos y el modelo de los diseños respectivamente.
52
Tabla 9. Configuración en el software Cura para la impresión de la prueba de repetibilidad.
Ítems Configuración A Configuración B Configuración C
Proporción Filamento/Fluido
80/20 60/40 70/30
Capa 0.3 [mm] 0.3 [mm] 0.3 [mm]
Boquilla 0.4 [mm] 0.4 [mm] 0.4 [mm]
Temperatura boquilla 196°C 196°C 196°C
Temperatura cama 30°C 30°C 30°C
Distancia de línea de relleno
0.1 [mm] 0.6 [mm] 0.35 [mm]
Flujo 100% 100% 100%
Velocidad de impresión 8 [mm/s] 8 [mm/s] 8 [mm/s]
Retracción 1 [mm] 1 [mm] 1 [mm]
Velocidad de retracción Máx. Máx. Máx.
Velocidad del ventilador 42% = 5V 42% = 5V 42% = 5V
Generación de soporte No No No
Adhesión a la placa de impresión
Borde Borde Borde
Ilustración 22. Tibia completa con los cinco cortes destinados a las pruebas de repetibilidad: 1_duro_trabecular_proximal, 2_duro_proximal, 3_duro_trabecular_distal,
4_duro_trabecular_medio, 5_trabecular_medio.
53
Ilustración 23. Cinco cortes destinados a las pruebas de repetibilidad: 1_duro_trabecular_proximal, 2_duro_proximal, 3_duro_trabecular_distal,
4_duro_trabecular_medio, 5_trabecular_medio.
1 2
3 4
5
54
Ilustración 24. 1_duro_trabecular_proximal con configuración A. En la ilustración 24 se observa una alta porosidad y vacíos intermedios en el mallado de la
zona trabecular del scaffold. Se pensaba que el caudal de material fluido era deficiente y no
era capaz de completar el 100% del flujo por lo que se hace una nueva iteración con un
porcentaje de fluido mayor.
Ilustración 25. 1_duro_trabecular_proximal con configuración B.
En la ilustración 25 se aumentó el caudal del material fluido lo que causó un taponamiento
y una deposición de material deficiente. La máquina termina de imprimir y el material se
mantiene adherido a la cama caliente. La calibración de la cama es preciso y no representa
un error en la impresión de este scaffold.
55
Ilustración 26. 1_duro_trabecular_proximal con configuración C. En la ilustración 26 se equilibra de mejor manera la relación entre materiales y se obtiene
un resultado mejor a los anteriores. La malla obtiene mejores bases a pesar de ir
deteriorándose el proceso de impresión que termina formando pequeños cúmulos.
Ilustración 27. 2_duro_proximal con configuración A. En la ilustración 27 se observa una impresión uniforme de un segmento de hueso duro
cortical en configuración A . Presenta un pandeo en su superficie por un intento prematuro
de extracción de la cama caliente. Presenta una excelente densidad y el tono amarillento
del scaffold indica una presencia considerable del compuesto fluido.
56
Ilustración 28. 2_duro_proximal con configuración B. En la ilustración 28 se bajó el caudal de filamento lo que demuestra un claro error en la
elección de dichos parámetros de impresión para este scaffold en particular. El desbalance
de la proporción no permite generar capas uniformes, lo cual, capa tras capa influye en la
deformación del scaffold esperado. Se nota la ausencia de bordes bien formados.
Ilustración 29. 2_duro_proximal con configuración C. En la ilustración 29 el scaffold alcanza una mejor definición de impresión, sigue mostrando
las propiedades de una sección de hueso cortical. Se nota que los materiales no se alcanzan
a secar a una velocidad suficiente en la zona de los bordes y la boquilla arrastra consigo lo
recién impreso. La forma y la densidad son las mejores en esta impresión para este scaffold.
57
Ilustración 30. 3_duro_trabecular_distal con configuración A. En la ilustración 30 se tiene una sección trabecular con mallado cortical concéntrico, los
bordes pierden sostén en algunas zonas por impresión intermitente de ambos materiales
debido al flujo. La calibración, como se observa en la galleta del scaffold está debidamente
ajustada. Como es una sección trabecular los bordes son más delgados.
Ilustración 31. 3_duro_trabecular_distal con configuración B. En la ilustración 31 se observa, al igual que en la figura anterior, un scaffold con bordes
intermitentes, esta vez, debidos a una falla en la calibración de la cama caliente y los fallos
en la continuidad del material lo que generó resaltos de material que fueron acumulándose.
A pesar de tener una menor concentración de filamento respecto al compuesto se obtuvo
un enfriamiento mejor que el scaffold anterior permitiendo enfriar las capas más rápido en
cuanto se imprimían.
58
Ilustración 32. 3_duro_trabecular_distal con configuración C. En la ilustración 32 se ajusta la calibración de la cama como se puede ver en la galleta del
scaffold, a pesar de esto los bordes siguen presentando el mismo patrón de impresión
intermitente incluso con el cambio en la configuración C, por lo que se piensa que es debido
al patrón de mallado o que el flujo de ambos materiales aún no es suficiente para la
velocidad especificada. También se plantea que se puede deber a que en dimensiones tan
pequeñas menores a 1 milímetro se debe imprimir en zigzag estando contiguo al mallado
concéntrico tocando así la boquilla ambas mallas y generando la imperfección.
Ilustración 33. 4_duro_trabecular_medio con configuración A. En la ilustración 33 se tiene buena calibración y buen flujo de material. Se observa que el
scaffold es de pequeñas dimensiones por lo que la impresión es relativamente rápida y el
material no tiene suficiente tiempo para enfriarse y la boquilla arrastra consigo parte del
material que imprime.
59
Ilustración 34. 4_duro_trabecular_medio con configuración B. En la ilustración 34 se tiene una menor proporción de filamento lo que se hace evidente al
comparar el scaffold anterior con el presente. Sumado a este efecto se suma el efecto del
ventilador recién agregado que mientras se imprime tiende a levantar la galleta por
enfriamiento prematuro.
Ilustración 35. 4_duro_trabecular_medio con configuración C. En la ilustración 35 se aumenta la proporción de filamento respecto a la configuración B y
se limita el efecto del ventilador para evitar el levantamiento de la galleta por lo que ahora
no enfría tan rápido. Buena calibración, pero el fluido, aunque constante no se alcanza a
enfriar y termina siendo arrastrado por la alta viscosidad previa a la solidificación.
60
Ilustración 36. 5_trabecular_medio con configuración A. En la ilustración 36 se observa el quinto tipo de scaffold que corresponde a una sección de
hueso trabecular. La densidad y la relación de impresión generan un scaffold bastante solido
en comparación con lo esperado. Debido al ventilador la pieza se suelta de la cama caliente
antes de terminar, por lo que el proceso fue terminado de manera manual y se hace una
reimpresión.
Ilustración 37. 5_trabecular_medio con configuración A. En la ilustración 37 reimpresa se alcanza a terminar la impresión sin la presencia del
ventilador quedando en un acabado excelente del scaffold.
61
Ilustración 38. 5_trabecular_medio con configuración B. En la ilustración 38 se bajó la proporción de filamento lo que deterioró notablemente el
acabado del scaffold final, esta configuración es pésima para este tipo de scaffold.
Ilustración 39. 5_trabecular_medio con configuración C. En la ilustración 39 se obtuvo un acabado intermedio quedando las paredes bastante
delgadas por el desbalance en la proporción que aún se puede notar.
Observaciones generales:
Los diferentes scaffolds necesitan diferentes configuraciones de impresión, cada uno de
ellos tiene características diferentes lo que permite que algunos diseños queden mejor con
una configuración que con otra. La ventilación directa sobre el scaffold debe regularse de
manera precisa para que este no se levante antes de tiempo por el encogimiento producido
por enfriamiento, pero que alcance a solidificarse antes de la siguiente capa. La calibración
de la cama debe hacerse siempre que se requiera imprimir un scaffold, ya que este es un
factor importante en la calidad y el acabado final. El proceso de formación de filamento sea
62
cual sea, es siempre de manera continua porque la velocidad de impresión es un aspecto
determinante en las interrupciones que generan discontinuidad en el filamento [26].
Extrapolando esta información al proceso de formación del filamento compuesto que se da
dentro de la recamara, donde se tiene el cambio de velocidad y dirección de flujo al momento
de la retracción para hacer cambio de capa o cambio de lugar de impresión, se determina
que este es un factor que afecta de manera negativa la continuidad en la impresión del
filamento compuesto.
63
CAPITULO 5: CONCLUSIONES
Los resultados obtenidos en la realización de este proyecto se dividen en dos partes
importantes. Primero de la CNC, para la maquina diseñada y construida se puede concluir
a partir de las muestras de impresión y las pruebas de laboratorio que el desarrollo de la
maquinaria necesaria para poder imprimir matrices de soporte celular ha podido cumplir con
los criterios de diseño establecidos por este trabajo a cabalidad, no obstante, se presentan
varias oportunidades de mejoramiento en el diseño y su implementación, con el fin de
obtener un producto que satisfaga condiciones de calidad de grado médico para ambientes
de laboratorio y tratamiento de componentes biológicos, entre estas mejoras se encuentra
el uso de sistemas de movimiento más herméticos y precisos que brinden mayor seguridad
para las muestras impresas y más precisión pues aunque los resultados obtenidos en
términos de resolución son importantes ya que cumplen con las condiciones mínimas de
porosidad de un hueso como se expone a lo largo de este trabajo, si se desea lograr una
mejor porosidad con más rango de variación y mejores oportunidades de replicación de una
estructura anatómica real es necesario aumentar la resolución lograda en el presente
trabajo. Otra posible mejora sería la separación de las etapas de impresión y fusión de los
compuestos con el filamento, dejando dos procesos por aparte los cuales pueden ser
controlados de mejor manera. También se plantea cambios en el diseño estructural que
consta del cambio de posición la caja de circuitos que se encuentra en la base de la máquina
por un lugar donde no entre en contacto con la misma atmosfera que la recamara de
impresión.
De los resultados obtenidos a nivel del biocompuesto diseñado, las muestras de impresión
y las pruebas de laboratorio se llegaron a varias conclusiones. Por parte de las muestras de
impresión se observa que la técnica implementada, aunque cumple su función presenta una
porosidad más alta de la debida, derivando en una muestra que haciendo un homologo con
los huesos, sería catalogada como una muestra con osteoporosis, este comportamiento en
la técnica de impresión se presenta debido al doble cambio de estado que se produce en la
boquilla de impresión, en la cual el filamento pasa a ser líquido y el fluido pasa por un
proceso de solidificación, ambos a una alta temperatura.
Haciendo referencia a la prueba de hemólisis se observan buenos resultados que permiten
detallar una buena integración de las muestras como injerto óseo en el cuerpo humano
desde el punto de vista de la biocompatibilidad y permite también la continuación de otras
pruebas sobre el material impreso con el fin de poder caracterizarlo mejor y llevar un proceso
de mejoramiento hasta lograr una calidad similar al hueso.
Las posibles mejoras para una mejor implementación serían como se menciona antes la
separación de las etapas de impresión y fusión de los compuestos con el filamento, dejando
separada la generación del filamento con sustratos cálcicos del proceso de impresión así al
tener un filamento listo en un único estado este se puede implementar en la maquina
reduciendo así los errores encontrados en el presente trabajo.
64
CAPITULO 6: BIBLIOGRAFÍA
[1] A. C. Colorado, C. A. Agudelo y M. E. Moncada A., «Análisis de biomateriales para uso
en ingeniería de tejido de piel: revisión,» Revista Ingenieria Biomédica, vol. 7, nº 14,
pp. 11-23, 2013.
[2] L. L. Hench y J. R. Jones, Biomaterials, Artificial Organs and Tissue Engineering,
Cambridge : Woodhead Publishing Limited, 2005.
[3] C. M. Montero Cortés, «Caracterización del trauma en accidentes de motocicleta
tratados en el hospital de kennedy.,» Universidad del Rosario,Facultad de Medicina.,
Bogotá, Colombia., 2012.
[4] D. A. Camargo Hernandez, J. A. Hernandez Sierra y J. C. Orozco Yepes, «Fracturas
en accidente de transito en calidad de motociclista en la cuidad e medellín entre el
segundo semestre del 2011 y el primer semestre 2012,» Universidad CES, Facultad
de medicina, Medellin, Colombia, 2012.
[5] C. A. Martínez y A. Ozols, «Biomateriales utilizados en cirugía ortopédica como
sustitutos del tejido óseo,» Asoc Argent Ortop Traumatol , vol. 77, nº 2, pp. 140-146,
2012.
[6] L. K.F., C. C.M. y C. C.K., «Solid freeform fabrication of three-dimensional scaffolds for
engineering replacement tissues and organs,» Elsevier, Singapore, 2003.
[7] S. Parki, S. Kimi y J. Choii, «Development of a Multi-nozzle Bioprinting System for 3D
Tissue Structure Fabrication,» ICROS, Busan, 2015.
[8] I. C. García Mutis, J. G. Lagos López, L. F. Urrego Pérez y P. Y. Delgado Parra,
«Diseño e implementación de un control CNC para crear modelos esculturales en
tercera dimensión a partir de un diseño CAD,» Universidad de San Buenaventura,
Bogotá, 2009.
[9] A. Anastasiou, C. Tsirmpas, A. Rompas, K. Giokas y D. Koutso, «3D Printing: Basic
concepts Mathematics and Technologies,» IEEE, Atenas, 2013.
[10] J. Madison, CNC Machining Handbook, New York: Industrial Press Inc, 1996.
[11] K. J. Burg, D. Dréau y T. Burg, Engineering 3D Tissue Test Systems, Boca Ratón: CRC
Press, 2017.
[12] J. C. Sabayé Prado y D. F. Rincón Ovalle, Proceso de bioimpresión y parametrización
de una impresora 3D, Bucaramanga, 2018.
65
[13] D. F. Rincón Ovalle y J. C. Sabayé Prado, Modelo CAD de un sistema de bioimpresión
y sus partes, Bucaramanga, 2018.
[14] J. B. Lee, J. E. Kim, M. S. Bae, S. A. Park, D. A. Balikov, H.-j. Sung, H. B. Jeon, H. K.
Park, S. H. Um, K. S. Lee y I. K. Kwon , «Development of Poly(ε-Caprolactone) Scaffold
Loaded with Simvastatin and Beta-Cyclod,» MDPI, Nashville, 2016.
[15] M. C. Piña Barba, «Bliblioteca digital ilce,» 1998. [En línea]. Available:
http://bibliotecadigital.ilce.edu.mx/sites/ciencia/volumen1/ciencia2/37/htm/sec_14.htm.
[Último acceso: 06 07 2018].
[16] J. J. Torres Ríos, Jhon Jairo Torres Ríos, Anatomía del sistema óseo, El cid editor),
Santa Fe: El Cid Editor apuntes, 2012.
[17] M. . V. Garcia Garduño y J. Reyes Gasga, «La hidroxiapatita, su importancia en los
tejidos mineralizados y su aplicación biomédica,» Tip Revista Especializada en
Ciencias, vol. 9, nº 2, pp. 90-95, 2006.
[18] R. Mcrae y M. Esser, Tratamiento practico de fracturas, España: Elsevier Limited, 2009.
[19] A. Uribe Ríos, Enfoque del trauma ortopédico, Medellín: Ecoe Ediciones, 2018.
[20] I. Junquera, «fisioterapia online,» [En línea]. Available: https://www.fisioterapia-
online.com/articulos/proceso-de-curacion-de-las-fracturas-y-retardo-de-la-
consolidacion. [Último acceso: 27 07 2018].
[21] B. C. Ma, «Medlineplus,» A.D.A.M., 18 04 2017. [En línea]. Available:
https://medlineplus.gov/spanish/ency/esp_presentations/100077_2.htm. [Último
acceso: 27 07 2018].
[22] D. Callejas, «scribd,» 01 Agosto 2018. [En línea]. Available:
https://es.scribd.com/document/385259974/Metodologia-y-Experimentacion. [Último
acceso: 22 Noviembre 2019].
[23] PRUSA RESEARCH , «Prusa3D,» Josef Prusa , 01 Octubre 2019. [En línea].
Available: https://help.prusa3d.com/article/DwHkqtdCFf-usb-cable-and-pronterface.
[Último acceso: 22 Noviembre 2019].
[24] S. Shin, J. Kang y K. Hahm, «Structure-antibacterial, antitumor and hemolytic activity
relationships of cecropin A-magainin 2 and cecropin A-melittin hybrid peptides,» J Pept
Res, vol. 53, nº 1, pp. 82-90, 1999.
[25] D. Romero, E. Martínez, A. García y A. Hernández, «Trabajos prácticos dirigidos,»
Grupo de investigación E008-12 Toxicología, Universidad de Murcia, España.
66
[26] D. F. Rincón Ovalle y J. C. Sabayé Prado, Diseño de una mezcla a partir de sustratos
calcicos para impresión 3D, Bucaramanga, 2018.
[27] M. T, «Rapid colorimetric assay for cellular growth and survival: Aplicaction to
proliferation an cytoxicity assays,» Journal of Immunological Methods, pp. 62(1-2):55-
63, 1983.
[28] S. Bopp y T. Lettieri, «Comparison of four different colorimetric and fluorometric
cytotoxicity assays in a zebrafish liver cell line.,» BMC Pharmacology, vol. 8, pp. 1-11,
2008.
[29] C. d. C. d. Pardo, «PRUEBAS DE TAMIZAJE PARA DETERMINAR EFECTOS
CITOTÓXICOS,» Medical Chemistry, pp. 1-11, 2006.
[30] R. Spina y B. Cavalcante, «Preliminary Analysis of Extruded PP Filaments for FFF,»
ScienceDirect, vol. 47, pp. 915-919, 2020.
67
ANEXOS
Primer anexo: Bitácora de pruebas de laboratorio
El día 1 se realizan 6 pruebas con la mezcla de ácido acético al 1M, en 500ml, colágeno
hidrolizado, fosfato tricálcico y carbonato de calcio. Se inicia con un porcentaje del 33% para
cada componente y se varia a partir de las observaciones encontradas; observaciones que
se cualifican con base en la consistencia, liberación de gases y efervescencia.
Pruebas 1-6 Colágeno: 3,3345gr 3.3055gr 3.3249gr 5.0017gr 5.0028gr 5.002gr Fosfato: 3.3157gr 3.3239gr 3.3393gr 2.0260gr 2.031gr 2.0036gr Carbonato: 3.3436gr 3.3361gr 3.3185gr 2.9955gr 3.0031gr 3.0004gr Ácido acético: 5ml 6ml 4ml 3ml 2ml 2.5ml
Las pruebas presentan comportamientos que van desde una baja hasta una alta
efervescencia, desde una viscosidad muy baja hasta un alta, y siempre con liberación de
gases. Las condiciones para la elección de la prueba optima se basa en el paso del
compuesto de manera fluida a través de una jeringa de calibre 21.
Día 2: 96 horas después se hace un seguimiento de las pruebas del día 1 en la que se
observa una sedimentación en todas las pruebas, se realiza un remezclado y se someten a
un calentamiento de 60° por 3 minutos. Se endurecen y se reducen los olores. Las pruebas
aun no son óptimas para ser utilizadas.
Dia 3: Se realizan tres pruebas más en las que se siguen variando los porcentajes de los
compuestos. Para este caso se excluye el compuesto de Carbonato de calcio debido a que
es una reducción del fosfato tricálcico. La primera de estas tres presenta alta viscosidad,
una coloración amarilla, presencia de olores leves. En las siguientes pruebas se aumenta
la concentración de ácido acético, lo que aumenta la viscosidad, efervescencia y olores. Las
pruebas aun no son óptimas para ser utilizadas.
Pruebas 7-9 Colágeno: 5.0036g 5.0084g 7.0011g Fosfato: 5.0065g 5.0058g 3.0016g Ácido acético: 2mL 4mL 4.5mL
Día 4: Las pruebas 2 y 3 presentan contaminación por Aspergillus Níger. Se realizan dos
pruebas más con diferentes concentraciones basándose en las características óptimas que
se buscan y que cada vez se acercan más al objetivo, las pruebas presentan un estado
líquido y grumos a nivel microscópico, microburbujas y olores fuertes. Las pruebas aun no
son óptimas para ser utilizadas.
68
Pruebas 10-11 Colágeno: 7.0049g 7.0049g Fosfato: 3.0083g 3.009g Ácido acético: 6mL 10mL
Día 5: La prueba 1 presenta contaminación por Aspergillus Níger. Se preparan dos pruebas
más con mejores acercamientos al objetivo, las muestras se calientan a 50° después de
mezcladas a 516 rpm por 6 minutos. La muestra 12 presenta condiciones para ser utilizada
como el compuesto óptimo.
Pruebas 12-13 Colágeno: 7.0030g 7.0023g Fosfato: 3.0062g 3.0062g Ácido acético: 15mL 12mL
Día 6 y 7: Se preparan dos pruebas más por día, esta vez con mayores concentraciones de
ácido acético para poder contrastar el comportamiento ante el cambio. Para los casos se
puede fluir a través de la aguja, pero se tapa a los 3 minutos.
Prueba 14-17 Colágeno: 7.0030g 7.0030g 7.0030g 7.0030g Fosfato: 3.0062g 3.0062g 3.0062g 3.0062g Ácido acético: 20mL 30mL 50mL 60mL
Día 8: Se realiza una prueba de impresión con la mezcla 12 para determinar condiciones de
diseño finales para la boquilla al hacer la prueba de impresión en la cama caliente se nota
el mismo comportamiento anteriormente descrito del material, el cual se seca rápidamente
y deja una matriz visibles, por otra parte se encuentra que al ingreso de aire a la jeringa esta
impide el paso del material por la aguja por lo que se opta por realizar un rediseño de la
boquilla de impresión que se acomode a estas condiciones.
Luego de llegar a una mezcla para el biomaterial y determinar experimentalmente su grado
de fluidez se opta por descartar la jeringa 34G y la 30G para usar un gramaje comercial
(21G) y se opta por rediseñar la boquilla a modo de embudo el cual permita el paso del
fluido haciendo una disminución de diámetro de 1mm a 0.2 mm a la salida del extrusor.
69
Segundo anexo: Código
El lenguaje de programación utilizado es el que utiliza Arduino (C++). En el siguiente código
se describe cada parte del código implementado en el firmware Marlín y las configuraciones
de las constantes.
// Quien hizo los cambios
#define STRING_CONFIG_H_AUTHOR "(JuanSabaye, Bioprinter)"
// Los posibles puertos son:[0, 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7]
#define SERIAL_PORT 0
//las posibles velocidades de transferencia son:[2400, 9600, 19200, 38400, 57600, 115200, 250000, 500000,
1000000]
#define BAUDRATE 115200
//La configuración del puerto serial para la comunicación entre la impresora y una computadora a través de un
programa para depuración del código mismo se estableció como el puerto 0 para que automáticamente busque
el puerto donde se reconozca el microprocesador de la tarjeta rumba como el microprocesador de un Arduino
Mega, que son exactamente el mismo.
//A continuación se define la placa electrónica que tiene.
//Por favor, elija el nombre de boards.h que coincida con su configuración
#ifndef MOTHERBOARD
#define MOTHERBOARD 80
#endif
// Nombre personalizado opcional para su RepStrap u otra máquina personalizada
// Se muestra en el mensaje "Listo" de la pantalla LCD
#define CUSTOM_MACHINE_NAME "3D Bioprinter"
// Defina esto para establecer un identificador único para esta impresora (Utilizado por algunos programas
para diferenciar entre máquinas)
// Puede utilizar un servicio en línea para generar unUUID. (eg http://www.uuidgenerator.net/version4)
#define MACHINE_UUID "5bff2b3c-8ca3-4401-a35b-7a816621640c"
// Esto define el número de extrusoras
// :[1, 2, 3, 4, 5]
#define EXTRUDERS 1
// Diámetro de filamento generalmente esperado (1.75, 2.85, 3.0, ...). Se utiliza para el sensor volumétrico, de
ancho de filamento, etc.
#define DEFAULT_NOMINAL_FILAMENT_DIA 1.75
/**
"Extrusor de mezcla"
- Añade los códigos G M163 y M164 para establecer y "comprometer" los factores de mezcla actuales.
- Extiende las rutinas de paso para mover varios pasos en proporción a la mezcla.
- Soporte opcional para las herramientas virtuales 'M164 S<index>' de Repetier Firmware.
- Esta implementación admite hasta dos extrusoras de mezcla.
70
- Habilite DIRECT_MIXING_IN_G1 para M165 y la mezcla en G1 (a partir de la implementación de referencia
de Pia Taubert).
*/
#define MIXING_EXTRUDER
#if ENABLED(MIXING_EXTRUDER)
#define MIXING_STEPPERS 2 // Número de pasos a paso en el extrusor de mezcla
#define MIXING_VIRTUAL_TOOLS 16 // Utilice el método Virtual Tool con M163 y M164
//#define DIRECT_MIXING_IN_G1 // Permitir factores de mezcla ABCDHI en los comandos de movimiento
G1
#endif
/**
Sensores de temperatura disponibles:
-4 : thermocouple with AD8495
-3 : thermocouple with MAX31855 (only for sensor 0)
-2 : thermocouple with MAX6675 (only for sensor 0)
-1 : thermocouple with AD595
0 : not used
1 : 100k thermistor - best choice for EPCOS 100k (4.7k pullup)
2 : 200k thermistor - ATC Semitec 204GT-2 (4.7k pullup)
3 : Mendel-parts thermistor (4.7k pullup)
4 : 10k thermistor !! do not use it for a hotend. It gives bad resolution at high temp. !!
5 : 100K thermistor - ATC Semitec 104GT-2/104NT-4-R025H42G
501 : 100K Zonestar (Tronxy X3A) Thermistor
6 : 100k EPCOS - Not as accurate as table 1
7 : 100k Honeywell thermistor 135-104LAG-J01 (4.7k pullup)
71 : 100k Honeywell thermistor 135-104LAF-J01 (4.7k pullup)
8 : 100k 0603 SMD Vishay NTCS0603E3104FXT (4.7k pullup)
9 : 100k GE Sensing AL03006-58.2K-97-G1 (4.7k pullup)
10 : 100k RS thermistor 198-961 (4.7k pullup)
11 : 100k beta 3950 1% thermistor (4.7k pullup)
12 : 100k 0603 SMD Vishay NTCS0603E3104FXT (4.7k pullup)
13 : 100k Hisens 3950 1% up to 300°C for hotend "Simple ONE " & "Hotend "All In ONE"
15 : 100k thermistor calibration for JGAurora A5 hotend
20 : the PT100 circuit found in the Ultimainboard V2.x
60 : 100k Maker's Tool Works Kapton Bed Thermistor beta=3950
66 : 4.7M High Temperature thermistor from Dyze Design
70 : the 100K thermistor found in the bq Hephestos 2
75 : 100k Generic Silicon Heat Pad with NTC 100K MGB18-104F39050L32 thermistor
51 : 100k thermistor - EPCOS (1k pullup)
52 : 200k thermistor - ATC Semitec 204GT-2 (1k pullup)
55 : 100k thermistor - ATC Semitec 104GT-2 (Used in ParCan & J-Head) (1k pullup)
1047 : Pt1000 with 4k7 pullup
1010 : Pt1000 with 1k pullup (non standard)
147 : Pt100 with 4k7 pullup
110 : Pt100 with 1k pullup (non standard)
Use these for Testing or Development purposes. NEVER for production machine.
998 : Dummy Table that ALWAYS reads 25°C or the temperature defined below.
999 : Dummy Table that ALWAYS reads 100°C or the temperature defined below.
*/
#define TEMP_SENSOR_0 1
71
#define TEMP_SENSOR_1 0
#define TEMP_SENSOR_2 0
#define TEMP_SENSOR_3 0
#define TEMP_SENSOR_4 0
#define TEMP_SENSOR_BED 1
#define TEMP_SENSOR_CHAMBER 0
// La temperatura mínima define la temperatura por debajo de la cual el calentador no se activará Se utiliza
// para comprobar que el cableado del termistor no está roto.
// De lo contrario, esto llevaría a que el calentador se encienda todo el tiempo.
#define HEATER_0_MINTEMP 5
#define HEATER_1_MINTEMP 5
#define HEATER_2_MINTEMP 5
#define HEATER_3_MINTEMP 5
#define HEATER_4_MINTEMP 5
#define BED_MINTEMP 5
// Cuando la temperatura exceda la temperatura máxima, el calentador se apagará.
// Esta característica existe para proteger su hotend de sobrecalentamiento accidentalmente, pero * NO * de
termistor corto / fallo!
// Debe utilizar MINTEMP para la protección de cortocircuito/fallo del termistor.
#define HEATER_0_MAXTEMP 240
#define HEATER_1_MAXTEMP 240
#define HEATER_2_MAXTEMP 240
#define HEATER_3_MAXTEMP 240
#define HEATER_4_MAXTEMP 240
#define BED_MAXTEMP 100
//Constantes PID
#define DEFAULT_Kp 24.16
#define DEFAULT_Ki 1.00
#define DEFAULT_Kd 145.98
/**
Evite una sola extrusión más larga que EXTRUDE_MAXLENGTH en mm
Nota: Para los extrusores Bowden, haga esto lo suficientemente grande como para permitir la carga/descarga.
Se define en 20 metros para poder trabajar holgadamente en modo manual
*/
#define PREVENT_LENGTHY_EXTRUDE
#define EXTRUDE_MAXLENGTH 20000
/**
La protección térmica proporciona protección adicional a la impresora contra daños
y el fuego. Marlin siempre incluye rangos de temperatura mínimos y máximos seguros que
proteger contra un cable de termistor roto o desconectado.
El problema: Si un termistor se cae, informará de la
temperatura del aire en la habitación, y el firmware mantendrá
el calentador encendido.
Si obtiene errores de "Thermal Runaway" o "Calentamiento fallido", el
los detalles se pueden ajustar en Configuration_adv.h
72
*/
#define THERMAL_PROTECTION_HOTENDS // Habilite la protección térmica para todas las extrusoras
#define THERMAL_PROTECTION_BED // Activar la protección térmica para la cama con calefacción
// Especifique aquí todos los conectores endstop que están conectados a cualquier endstop o sonda.
// Casi todas las impresoras utilizarán una por eje. Las sondas utilizarán una o más de las
// conectores adicionales. Deje indefinido cualquier usado para propósitos no endstop y no probe.
#define USE_XMIN_PLUG
#define USE_YMIN_PLUG
#define USE_ZMIN_PLUG
//#define USE_XMAX_PLUG
//#define USE_YMAX_PLUG
//#define USE_ZMAX_PLUG
// Habilitar extracción para todos los endstops para evitar un estado flotante
#define ENDSTOPPULLUPS
#if DISABLED(ENDSTOPPULLUPS)
#define ENDSTOPPULLUP_XMIN
#define ENDSTOPPULLUP_YMIN
#define ENDSTOPPULLUP_ZMIN
#endif
// Endstop mecánico con COM a tierra y NC a Signal utiliza "false" aquí (configuración más común).
#define X_MIN_ENDSTOP_INVERTING false // establecido en true para invertir la lógica de la sonda.
#define Y_MIN_ENDSTOP_INVERTING false // establecido en true para invertir la lógica de la sonda.
#define Z_MIN_ENDSTOP_INVERTING false // establecido en true para invertir la lógica de la sonda.
#define X_MAX_ENDSTOP_INVERTING false // establecido en true para invertir la lógica de la sonda.
#define Y_MAX_ENDSTOP_INVERTING false // establecido en true para invertir la lógica de la sonda.
#define Z_MAX_ENDSTOP_INVERTING false // establecido en true para invertir la lógica de la sonda.
#define Z_MIN_PROBE_ENDSTOP_INVERTING false // establecido en true para invertir la lógica de la sonda.
/**
Controladores paso a paso
Estos ajustes permiten a Marlín ajustar la sincronización del conductor paso a paso y habilitar opciones
avanzadas para controladores paso a paso que los apoyan. También puede anular las opciones de
temporización en Configuration_adv.h.
Options: A4988, DRV8825, LV8729, L6470, TB6560, TB6600, TMC2100,
TMC2130, TMC2130_STANDALONE, TMC2208, TMC2208_STANDALONE,
TMC26X, TMC26X_STANDALONE, TMC2660, TMC2660_STANDALONE,
TMC5130, TMC5130_STANDALONE
:['A4988', 'DRV8825', 'LV8729', 'L6470', 'TB6560', 'TB6600', 'TMC2100', 'TMC2130',
'TMC2130_STANDALONE', 'TMC2208', 'TMC2208_STANDALONE', 'TMC26X', 'TMC26X_STANDALONE',
'TMC2660', 'TMC2660_STANDALONE', 'TMC5130', 'TMC5130_STANDALONE']
*/
#define X_DRIVER_TYPE DRV8825
#define Y_DRIVER_TYPE DRV8825
#define Z_DRIVER_TYPE DRV8825
#define E0_DRIVER_TYPE DRV8825
#define E1_DRIVER_TYPE DRV8825
/**
73
Con esta opción cada E paso a paso puede tener sus propios factores para el
después de los ajustes de movimiento. Si se dan menos factores que el
número total de extrusoras, el último valor se aplica al resto.
*/
#define DISTINCT_E_FACTORS
/**
Pasos de eje predeterminados por unidad (pasos/mm)
Reemplazar con M92
X, Y, Z, E0 [, E1[, E2[, E3[, E4]]]]
*/
#define DEFAULT_AXIS_STEPS_PER_UNIT { 800, 800, 800, 192.18, 100.4 }
/**
Velocidad máxima de avance predeterminada (mm/s)
Reemplazar con M203
X, Y, Z, E0 [, E1[, E2[, E3[, E4]]]]
*/
#define DEFAULT_MAX_FEEDRATE { 500, 500, 30, 500, 500 }
/**
Cambio de aceleración máxima por defecto (cambio/s) - mm/s
(Velocidad máxima de inicio para movimientos acelerados)
Reemplazar con M201
X, Y, Z, E0 [, E1[, E2[, E3[, E4]]]]
*/
#define DEFAULT_MAX_ACCELERATION { 700, 700, 30, 700, 700 }
/**
Cambio de aceleración por defecto (cambio/s) - mm/s
Reemplazar con M204
M204 P Aceleración
M204 R Retract Aceleración
M204 T Travel Aceleración
*/
#define DEFAULT_ACCELERATION 700 // Aceleración X, Y, Z y E para movimientos de impresión
#define DEFAULT_RETRACT_ACCELERATION 700 // Aceleración E para retractos
#define DEFAULT_TRAVEL_ACCELERATION 50 // X, Y, Z aceleración para viajes (no impresión) se
mueve
/**
Default Jerk (mm/s)
Override with M205 X Y Z E
"Jerk" especifica el cambio de velocidad mínimo que requiere aceleración.
Al cambiar la velocidad y la dirección, si la diferencia es menor que la
valor establecido aquí, puede suceder instantáneamente.
*/
#define DEFAULT_XJERK 0.01
#define DEFAULT_YJERK 0.01
#define DEFAULT_ZJERK 0.01
74
#define DEFAULT_EJERK 0.5
// Deshabilita el paso a paso del eje inmediatamente cuando no se está utilizando.
// ADVERTENCIA: ¡Cuando los motores se apagan hay una posibilidad de perder la precisión de la posición!
#define DISABLE_X false
#define DISABLE_Y false
#define DISABLE_Z false
#define DISABLE_E false // Para todos los extrusores
#define DISABLE_INACTIVE_EXTRUDER true // Mantenga habilitado solo el extrusor activo.
// Invierta la dirección del paso a paso. Cambiar (o invertir el conector del motor) si un eje va en el camino
equivocado.
#define INVERT_X_DIR true
#define INVERT_Y_DIR true
#define INVERT_Z_DIR true
// Para extrusor de accionamiento directo v9 establecido en true, para extrusor en gran engranaje establecido
en false.
#define INVERT_E0_DIR false
#define INVERT_E1_DIR false
#define INVERT_E2_DIR false
#define INVERT_E3_DIR false
#define INVERT_E4_DIR false
// Dirección de endstops al homing; 1-MAX, -1-MIN
// :[-1,1]
#define X_HOME_DIR -1
#define Y_HOME_DIR -1
#define Z_HOME_DIR -1
// El tamaño de la cama de impresión
#define X_BED_SIZE 270
#define Y_BED_SIZE 230
// Límites de recorrido (mm) después de la localización, correspondientes a las posiciones endstop.
#define X_MIN_POS 0
#define Y_MIN_POS 0
#define Z_MIN_POS 0
#define X_MAX_POS X_BED_SIZE
#define Y_MAX_POS Y_BED_SIZE
#define Z_MAX_POS 120
// Los endstops de software mínimos restringen el movimiento dentro de los límites mínimos de coordenadas
#define MIN_SOFTWARE_ENDSTOPS
#if ENABLED(MIN_SOFTWARE_ENDSTOPS)
#define MIN_SOFTWARE_ENDSTOP_X
#define MIN_SOFTWARE_ENDSTOP_Y
#define MIN_SOFTWARE_ENDSTOP_Z
#endif
// Los endstops de software máximos restringen el movimiento dentro de los límites de coordenadas máximos
75
#define MAX_SOFTWARE_ENDSTOPS
#if ENABLED(MAX_SOFTWARE_ENDSTOPS)
#define MAX_SOFTWARE_ENDSTOP_X
#define MAX_SOFTWARE_ENDSTOP_Y
#define MAX_SOFTWARE_ENDSTOP_Z
#endif
// Velocidades de homing (mm/m)
#define HOMING_FEEDRATE_XY (25*60)
#define HOMING_FEEDRATE_Z (8*60)
// Constantes de precalentamiento
#define PREHEAT_1_TEMP_HOTEND 195
#define PREHEAT_1_TEMP_BED 50
#define PREHEAT_1_FAN_SPEED 0 // Value from 0 to 255
#define PREHEAT_2_TEMP_HOTEND 90
#define PREHEAT_2_TEMP_BED 50
#define PREHEAT_2_FAN_SPEED 0 // Value from 0 to 255
/**
IDIOMA LCD
Seleccione el idioma que desea mostrar en la pantalla LCD. Estos idiomas están disponibles:
en, an, bg, ca, cn, cz, cz_utf8, de, el, el-gr, es, es_utf8,
eu, fi, fr, fr_utf8, gl, hr, it, kana, kana_utf8, nl, pl, pt,
pt_utf8, pt-br, pt-br_utf8, ru, sk_utf8, tr, uk, zh_CN, zh_TW, test
:{ 'en':'English', 'an':'Aragonese', 'bg':'Bulgarian', 'ca':'Catalan', 'cn':'Chinese', 'cz':'Czech', 'cz_utf8':'Czech
(UTF8)', 'de':'German', 'el':'Greek', 'el-gr':'Greek (Greece)', 'es':'Spanish', 'es_utf8':'Spanish (UTF8)',
'eu':'Basque-Euskera', 'fi':'Finnish', 'fr':'French', 'fr_utf8':'French (UTF8)', 'gl':'Galician', 'hr':'Croatian', 'it':'Italian',
'kana':'Japanese', 'kana_utf8':'Japanese (UTF8)', 'nl':'Dutch', 'pl':'Polish', 'pt':'Portuguese', 'pt-br':'Portuguese
(Brazilian)', 'pt-br_utf8':'Portuguese (Brazilian UTF8)', 'pt_utf8':'Portuguese (UTF8)', 'ru':'Russian',
'sk_utf8':'Slovak (UTF8)', 'tr':'Turkish', 'uk':'Ukrainian', 'zh_CN':'Chinese (Simplified)', 'zh_TW':'Chinese
(Taiwan)', 'test':'TEST' }
*/
#define LCD_LANGUAGE es
/**
TARJETA SD
La compatibilidad con tarjetas SD está deshabilitada de forma predeterminada. Si el mando tiene una ranura
SD, debe quitar el comentario de la siguiente opción o no funcionará.
*/
#define SDSUPPORT
// Homing de eje individual
// Agregue elementos de búsqueda de ejes individuales (Inicio X, Inicio Y, Inicio Z) al menú LCD.
#define INDIVIDUAL_AXIS_HOMING_MENU
Tercer anexo: Planos
En esta sección se encuentran los planos de las chapas, piezas de fabricación por procesos
convencionales y piezas laminares de la bioimpresora 3D.
76
77
78
79
80
81
82
83
84
85
86
87
88
89
90
91
92
93
![Anteproyecto de Grado-hacienda El Agrado[1]](https://img.dokumen.tips/doc/110x75/563dba90550346aa9aa6b8f2/anteproyecto-de-grado-hacienda-el-agrado1.jpg)
