制造水凝胶的方法、用该方法得到的用于结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂的制作方法【专利摘要】一种制造用作结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶的方法，包括以下步骤：提供预定量的水溶液；在该水溶液中加入并溶解预定量的可电磁辐射聚合的第一水溶性聚合物；向该水溶液中加入预定量的聚合调节剂，用于调节第一聚合物的聚合以得到混合物；向该混合物施加电磁辐射以实现具有预定粘度的第一聚合物的聚合并得到灭菌的水凝胶。在施加电磁辐射之前，向该水溶液中加入不同于可辐射聚合的第一水溶性聚合物且对所述调节剂无反应性的可辐射聚合的第二水溶性聚合物，选择调节剂相对于第一聚合物的量和第二聚合物的量以允许控制所述灭菌的水凝胶的最终稠度和粘度。第二聚合物的聚合度根据第一聚合物的链的分子间位阻而变化。设计为用作结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂。【专利说明】制造水凝胶的方法、用该方法得到的用于结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂
技术领域：
[0001]本发明通常在植入人体的生物材料的领域中获得应用，即本发明设及制造水凝胶的方法。[0002]本发明还设及水凝胶W及包含该水凝胶的制剂，它们被设计为用作自体来源、同种异体来源、异种来源、合成来源的结缔组织的载体和/或替代物。【
背景技术：
】[0003]已知将生物材料植入人体内用于再生/或替代在创伤或某些病理学病症后的某些组织类型。[0004]通常，运样的生物材料可W是合成来源或源自生物材料，并且可W在与疾病或创伤有关的区域借助外科手术或注射来植入体内。[0005]目P，运些生物材料的主要目的是取代结缔组织的细胞外基质，并通过可能响应于来自体内或体外的某些机械刺激而支持和诱导细胞增殖来促进受到损伤的组织的再生。[0006]除了别的之外，运些生物材料包括基于可在水溶液中溶解和/或水合并通过丫或0福射进行聚合和灭菌的聚合物的水凝胶。水溶性聚合物的分子量可W根据它们的聚合度(即，构成它们的化学结构的基本单元的数量)而不同。[0007]特别地，水溶液的最终粘度W及因此所希望的凝胶的最终粘度根据W下Mark-化wink方程按正比例用水溶性聚合物的分子量表示：[000引[11]=画3[0009]其中，h]是溶液的粘度，K是正比例常数，Μ是聚合物的分子量，a为与聚合物-溶剂相互作用有关的参数。[0010]然而，运些材料的主要缺点是因福射得到的聚合度不容易控制。[0011]难W控制聚合导致难W调节生物材料的粘度，因此降低预测其与其植入的组织比较的物理/化学行为的能力。[001^通常，运些水凝胶的机械性质比细胞外基质的机械性质低，运就限制了植入的细胞的增殖，由此造成只有部分组织再生。[0013]企图消除运些缺点，已经开发出了包含除上述水溶性聚合物之外的另外的用于限制福射后的聚合过程的组分的水凝胶。[0014]US5540033公开了PE0(聚氧化乙締)基水凝胶，该水凝胶包含选自包括抗坏血酸及其衍生物的组中的聚合抑制剂。[0015]特别地，抗坏血酸使得因福射形成的自由基隔离起来(sequestration)，从而延缓聚氧化乙締(PE0)分子的聚合反应。[0016]然而，运些材料的第一个缺点在于抗坏血酸和/或其衍生物与PE0结合使用只延缓聚合，因此粘度并未被不断地调节。[0017]结果，因水凝胶表面上的生物组织的作用或细胞与其它生物材料的粘附和增殖，运种水凝胶倾向于随时间改变其机械性能。[0018]另外的缺点在于使用运些特定类型的组分提供具有一定稠度、但不适于使用注射器或类似器械注射的水凝胶。[0019]最后，严重的缺点在于福射前后该物质的粘度可能发生巨大改变，运将要求在植入前对水凝胶组合物进行重复操作。【
发明内容】[0020]本发明的目的在于通过提供高效且相对成本有效的制造水凝胶的方法W及用于结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂来克服上述缺点。[0021]本发明的另外的目的在于提供用于允许粘度随时间基本保持不变的结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂。[0022]本发明的另一个目的在于提供用于其机械性质和化学性质适于提高细胞增殖的结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂。[0023]此外，本发明的另外的目的在于提供用于其机械性质和化学性质与待重建的组织的细胞外基质的机械性质和化学性质基本类似的结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂。[0024]本发明的另一个目的在于提供制备水凝胶的方法、用于可W提供具有不同稠度的可植入的产品的结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂。[0025]如下文更清楚地说明的运些目的和其它目的通过权利要求1所限定的制造水凝胶的方法来实现。[0026]在另一方面，本发明设及分别在权利要求10和12中限定的用于结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂。[0027]通过运些特征，可W得到粘度可控的水凝胶，该水凝胶在模拟细胞外基质的机械性质的同时可W起到用于受到损伤的生物组织的细胞的替代物的生长的支持体的作用。[0028]本发明的有利的实施方式限定在从属权利要求中。【附图说明】[0029]在阅读了制造水凝胶的方法、用于结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂的非限制性实施方式的详细描述后，本发明的另外的特征和优点将更易显而易见，所述水凝胶、用于结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶和制剂在附图的帮助下作为非限制性实例示出，在附图中：[0030]图1至图4表示第一水凝胶样品的稠度和/或粘弹性曲线的图，所述第一水凝胶样品含有具有第一分子量的水溶性聚合物。[0031]图5和图6表示第二水凝胶样品的稠度和/或粘弹性曲线的图，所述第二水凝胶样品含有与图1至图4相同的水溶性聚合物，该水溶性聚合物具有不同于第一分子量的第二分子量；[0032]图7至图10表示第Ξ水凝胶样品的稠度和/或粘弹性曲线的图，所述第Ξ水凝胶样品含有分子量不同于第一和第二分子量的第二水溶性聚合物。【具体实施方式】[0033]本发明提出了制造设计为用作结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶的方法。[0034]由于使用本发明的方法得到的水凝胶具有高生物相容性并且对待再生的生物组织基本无毒，因此其可W有利地直接原位植入人体内。[0035]特别地，所述方法可W提供能够模拟用于结缔组织再生的细胞外基质的结构的水凝胶。[0036]就其基本形式，所述方法包括提供预定量的水溶液的步骤、在该水溶液中加入预定量的聚合调节剂W调节可电磁福射聚合的第一水溶性聚合物的聚合的步骤，W及在该水溶液中加入、水合和/或溶解预定量的第一水溶性聚合物的步骤。[0037]优选地，水溶液可选自包括PBS或其他缓冲盐水的组。[0038]使用PBS将使操作抑保持在基本接近生理值7.4的值，W使水凝胶也具有与身体抑相容的抑。[0039]方便地，根据水溶液的量和要得到的水凝胶的最终量选择第一水溶性聚合物的量，W防止溶液饱和，从而防止可能改变水凝胶的物理/化学性质的沉淀物的形成。[0040]此外，在水溶液中加入、水合和/或溶解第一水溶性聚合物的步骤可W使用公知的方法(如磁力揽拌、机械揽拌或加热水溶液)进行加速。[0041]加入调节剂和第一水溶性聚合物的步骤提供均匀的水溶液混合物。[0042]该溶液可W具有预定浓度的第一水溶性聚合物，用于提供均匀的溶解，并防止沉淀物或絮状物的出现。[0043]此外，考虑到加速该过程和提供均匀的混合物，水合和/或溶解步骤可W通过反复加入部分量的第一水溶性聚合物来进行。[0044]在加入第一水溶性聚合物的步骤之后是对混合物施加预定频率的电磁福射的步骤，W实现具有预定粘度的第一聚合物的聚合，W及用于得到灭菌的水凝胶。[0045]有利地，电磁福射使第一水溶性聚合物分子上的自由基重排反应被激活，W促进分子间的反应，从而促进它们的聚合。[0046]优选地，对混合物施加的电磁福射的频率可W落入电离福射的范围内，优选接近于β射线的频谱。[0047]可W对混合物施加β型电磁福射，W使该混合物具有25KGy的平均福射吸收剂量。[0048]此外，β型电磁福射还将有利于混合物的灭菌，W消除在植入水凝胶时任何细菌或病毒感染的风险。[0049]有利地，施加电磁福射的步骤可W在将混合物与结缔组织类型的替代物的生物材料结合的步骤之后，W使后者可W在福射时被灭菌。[0050]根据本发明的特有的方面，在施加电磁福射W得到灭菌的水凝胶之前，向水溶液中加入不同于可福射聚合的第一水溶性聚合物且对调节剂无反应性的可福射聚合的第二水溶性聚合物。[0051]特别地，选择调节剂相对于第一水溶性聚合物的量和第二聚合物的量W允许控制灭菌的水凝胶的最终稠度和粘度。[0052]方便地，持久控制水凝胶的粘度对得到其化学、物理和机械性质与待取代的细胞外基质的化学、物理和机械性质基本相同的生物材料是必需的。[0053]就水溶性聚合物来说，在该过程结束时得到的水凝胶的稠度和粘弹性值与该聚合物的聚合度(即构成聚合物链的单体的数量)W及该聚合物的分子量有关。[0054]特别地，随着形成链的单体的数量的增加，聚合度也增大，从而提供的最终产品的稠度和粘弹性值高。[0055]有利地，调节剂适于调节第一水溶性聚合物的聚合度，因此间接地调节水凝胶的最终稠度和粘弹性。[0056]此外，考虑到施加电磁福射时第二水溶性聚合物完全聚合，将选择该第二水溶性聚合物。[0057]特别是由于调节剂与第二水溶性聚合物的组合效应，该方法将提供稠度和粘弹性随时间恒定受控的水凝胶。[0058]使用本发明的方法得到的水凝胶可W是用于使结缔组织的细胞的替代物增殖的理想介质，该理想介质可W模拟细胞外基质的机械性质。[0059]方便地，调节剂可W选自包括抗坏血酸及其衍生物的组，并且可W适于随其在混合物中浓度的增加而降低第一水溶性聚合物的聚合度，如图中的曲线图所示。[0060]在本领域中已知抗坏血酸或维生素C通常通过把由于某些电化学反应而形成的自由基隔离起来而起抗氧化剂的作用。[0061]有利地，在本发明的方法中，抗坏血酸和/或其衍生物将施加电磁福射时形成的第一水溶性聚合物的自由基物质隔离起来，从而促进限制该聚合过程和水凝胶的最终聚合度。[0062]因此，如果水溶性聚合物的运样的自由基物质没有被抗坏血酸隔离起来，那么它们可能保持与彼此的反应，而继续它们的聚合过程。[0063]当然，调节剂也可W与抗坏血酸及其衍生物不同，并且特别是可W选自包括类胡萝l·素、硫辛酸、维生素E、D、BW及谷脫甘肤的组，它们也具有与自由基物质类似的抗氧化效果。[0064]有利地，混合物中调节剂的浓度可W保持在lOOmM或更小的值。[0065]特别地，运样的抗坏血酸浓度将有利于对与混合物结合的生物材料的福射后保护。[0066]然而，通过试验还发现2mM的调节剂浓度足W调节和控制第一水溶性聚合物的聚合度，并因此调节和控制水凝胶的最终粘度。[0067]有利地，第一水溶性聚合物可W选自包括聚乙二醇(PEG)的第一组W得到可注射的水凝胶。[0068]适于制备水凝胶的聚乙二醇(PEG)的分子量可W为1OKg/mo1~1OOKg/mo1，优选为1OKg/mo1~40Kg/mo1。[0069]特别适合的聚乙二醇(PEG)类型的分子量可W分别为10Kg/mol、20Kg/mo巧日35Kg/mol。[0070]运些类型的聚乙二醇(PEG)与调节剂和第二水溶性聚合物结合使用将提供可能具有适于可注射制剂的稠度和粘弹性值的水凝胶。[0071]或者，第一水溶性聚合物可W选自包括聚氧化乙締(PE0)的第二组，W得到基本半固体水凝胶。[0072]适于制备水凝胶的聚氧化乙締(阳0)的分子量可W为lOOKg/mol~lOOOKg/mol，优选为1OOKg/mo1~600Kg/mo1。[0073]有利地，适合的聚氧化乙締（PE0)类型的分子量可W分别为100Kg/mol、200Kg/mo1、400Kg/mo巧日600Kg/mo1。[0074]运些类型的聚氧化乙締(PEO)与调节剂和第二水溶性聚合物结合使用将提供稠度和粘弹性比第一水凝胶的稠度和粘弹性高的水凝胶。[0075]方便地，基于水凝胶的总重量，第一水溶性聚合物的重量百分比可W为1%至20%。[0076]特别地，基于水凝胶的总重量，可注射的制剂中的聚乙二醇(PEG)聚合物的重量百分比可W为5%至15%。[0077]或者，基于水凝胶的总重量，聚氧化乙締(PE0)聚合物的重量百分比可W为2%至10%。[0078]有利地，第二水溶性聚合物可W选自包括诸如径乙基纤维素化EC)、径丙基甲基纤维素化PMC)、乙基纤维素化C)、甲基纤维素(MC)等纤维素衍生物的组。[0079]使用纤维素衍生物促进恒定控制水凝胶的粘度，并防止它们的溶解干扰第一水溶性聚合物的溶解。[0080]此外，纤维素单体的聚合，特别是对于低浓度溶液的纤维素单体的聚合主要是通过不受抗坏血酸或其衍生物及其他作为调节剂的抗氧化剂影响的醋化反应发生。[0081]由于该原因，纤维素聚合物对调节剂是惰性的，它们继续聚合而与第一水溶性聚合物的聚合无关。[0082]然而，纤维素聚合物的聚合可能受第一水溶性聚合物的链的分子间位阻的影响和/或限制，该第一水溶性聚合物的聚合度由抗坏血酸和/或其衍生物调节。[0083]优选地，基于水凝胶的总重量，第二水溶性聚合物的重量比可W为0.1%至10%，优选为0.5%至5%。[0084]当然，应意图通过举例和不受限制的方式将纤维素用作第二水溶性聚合物，因为纤维素可W被具有同等粘弹性质的其它水溶性聚合物取代。[0085]在另外的方面，本发明设及设计用作结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶，该水凝胶包含水溶液、在水溶液中聚合的第一聚合物和预定量的用于调节水溶液中第一聚合物的聚合度的调节剂。[0086]该水凝胶的特有的方面在于它包含预定量的不同于第一水溶性聚合物且对调节剂是惰性的第二水溶性聚合物。[0087]此外，选择调节剂的量和第二水溶性聚合物的量W允许控制灭菌的水凝胶的最终稠度和粘度。[0088]有利地，第一水溶性聚合物可W选自包括聚乙二醇（PEG)或聚氧化乙締（PE0)的组，而调节剂可W选自包括抗坏血酸及其衍生物的组。[0089]此外，第二水溶性聚合物可W选自包括诸如径乙基纤维素化EC)、径丙基甲基纤维素化PMC)等纤维素衍生物的组。[0090]根据使用的第一水溶性聚合物的类型W及在水凝胶的制备过程中已经加入的调节剂的量，该水凝胶可w具有不同的稠度和粘弹性值。[0091]特别地，包含聚乙二醇(PEG)的水凝胶可W具有低的稠度和粘弹性，并且可W用作结缔组织的载体和/或可注射的替代物，而包含聚氧化乙締(PE0)的水凝胶可W具有相对较高的稠度和粘弹性，并且可适于用作结缔组织的载体和/或预成形的半固体替代物。[0092]而且，在另外的方面，本发明设及设计为用作自体来源、异种来源或合成来源的细胞和/或结缔组织，和/或生物活性分子的载体的制剂。[0093]特别地，细胞可W是马来源的骨和/或软骨组织细胞。[0094]生物活性分子可W选自包括生长因子、药物或细菌素的组。[0095]应理解的是，制剂可W包括不同于上述细胞而来源于自体来源、同种异体来源或合成来源的非骨组织的细胞。[0096]下面提供本发明的两种不同水凝胶组合物的两个实施例。[0097]实施例1[00側聚乙二醇(PEG)基水凝胶的制备^及对该水凝胶的稠度和粘弹性的分析[0099]通过首先提供预定量的水溶液来制备水凝胶，该预定量取决于最终希望的水凝胶的量和重量。[0100]水溶液优选由浓度为1X的憐酸缓冲盐水(PBS)组成。[0101]之后，通过在烧杯中使用ARG0LABM2-A揽拌器W30化pm进行磁力揽拌使预定量的抗坏血酸和/或其衍生物在PBS中溶解10分钟或溶解至抗坏血酸和/或其衍生物充分溶解。[0102]然后，称量待稍后溶解于水溶液中的固体组分，特别是水溶性聚合物。[0103]特别地，制备两种不同的样品，称为LMW35K和LMW20K，它们包含分子量分别为35Kg/mol和20Kg/mol的两种类型的聚乙二醇(PEG)。然后，向两种样品中都加入恒定量的径丙基甲基纤维素化PMC)。[0104]聚乙二醇（PEG)与径丙基甲基纤维素化PMC)的重量比基本保持在15:1或更小的值。[0105]然后，使用刮勺缓慢加入两种聚合物(PEG和HPMC)。[0106]在加入聚合物的同时，保持在烧杯中使用定浆立柱揽拌器(ARG化ABAM20-D)w30化pm揽拌溶液。将混合物揽拌24小时或揽拌至聚合物充分水合。[0107]针对两种样品中的每一种使用不同的抗坏血酸浓度，W使可W评价它们对水凝胶的最终稠度和粘弹性的影响。[0108]在聚合物溶解后，将如此得到的混合物分配于适当的塑料或玻璃容器中，或将如此得到的混合物与结缔组织的替代物结合。[0109]之后，用β型电磁福射照射该混合物，W促进抗坏血酸介导的聚乙二醇(PEG)与径丙基甲基纤维素化PMC)的聚合。[0110]如此得到的样品使用StableMicroSystemsTA.XTPlus质构仪进行测量稠度和粘弹性的测试。[0111]特别地，将样品置于圆柱形塑料玻璃器皿中，使用适当的圆柱形探头P25进行压缩和松弛测试。[0112]该测试在于引起探头W恒定的速度0.5mm/s在水凝胶上滑动固定的距离10mm，在等待120秒后，监测样品的松弛。[0113]测量在已经达到10mm时的压缩阻力提供对每种样品的粘弹性的定量。[0114]在下面的表1和表1I中给出了两种样品LMW35K和LMW20K的粘度值W及它们的不同组成。[0115]表1中的值显示在图1至图4的曲线图中，而表1I中的样品IONS和10S的值显示在图5和图6的曲线图中。[0116]表1[0117][0120]词语"未灭菌"和"灭菌"分别表示施加电磁福射之前和之后的样品。[0121]表和曲线图表明，加入浓度增加的抗坏血酸限制了施加电磁福射时水凝胶的稠度和粘弹性。[0122]在没有抗坏血酸的情况下，由于聚乙二醇(PEG)的聚合度较高，粘度趋于达到极高的值，水凝胶的可注射性得不到保证。[0123]此外，应懂得的是，对于包含聚乙二醇(PEG)的两种制剂，由于ImM浓度的抗坏血酸的作用，施加电磁福射前后的粘度基本不变。[0124]实施例2[01巧]聚氧化乙締(PE0)基水凝胶的制备^及对该水凝胶的稠度和粘弹性的分析[0126]通过首先提供预定量的水溶液来制备水凝胶，该预定量取决于最终希望的水凝胶的量和重量。[0127]水溶液优选由浓度为IX的憐酸缓冲盐水(PBS)组成。[012引之后，通过在烧杯中使用ARG0LABM2-A揽拌器W30化pm进行磁力揽拌使预定量的抗坏血酸和/或其衍生物在PBS中溶解10分钟或溶解至抗坏血酸和/或其衍生物充分溶解。[0129]然后，称量待稍后溶解于水溶液中的固体组分，特别是水溶性聚合物。[0130]特别地，制备包含聚氧化乙締(PE0)的样品，该聚氧化乙締的分子量为400Kg/mol。然后，向该样品中加入恒定量的径丙基甲基纤维素化PMC)。[0131]聚氧化乙締(PE0)与径丙基甲基纤维素化PMC)的重量比基本保持在15:1或更小的值。[0132]然后，使用刮勺缓慢加入所述两种聚合物。[0133]在加入聚合物的同时，保持在烧杯中使用定浆立柱揽拌器(ARG化ABAM20-D)W10化pm揽拌溶液。[0134]将混合物揽拌24小时或揽拌至聚合物充分水合。[0135]使用不同的抗坏血酸浓度，W使可W评价它们对水凝胶的最终稠度和粘弹性的影响。[0136]在聚合物溶解后，将如此得到的混合物分配于适当的塑料或玻璃容器中，或将如此得到的混合物与结缔组织的替代物结合。[0137]之后，用β型电磁福射照射该混合物，W促进抗坏血酸介导的聚氧化乙締(PE0)与径丙基甲基纤维素化PMC)的聚合。[013引如此得到的样品使用StableMicroSystemsΤΑ.XTPlus质构仪进行测量稠度和粘弹性的测试。[0139]特别地，将样品置于圆柱形塑料玻璃器皿中，使用适当的圆柱形探头P25进行压缩和松弛测试。[0140]该测试在于引起探头W恒定的速度0.5mm/s在水凝胶上滑动固定的距离10mm，在等待120秒后，监测样品的松弛。[0141]测量在已经达到10mm时的压缩阻力提供每一种样品的粘弹性的定量。[0142]在下面的表ΙΠ中给出了所述样品的粘度值W及它们的不同组成。[0143]表ΙΠ中的值显示在图7至图10的曲线图中。[0144]表1II[0145][0146]表W及曲线图表明，加入浓度增加的抗坏血酸限制并逐渐降低了施加电磁福射时水凝胶的稠度和粘弹性。[0147]在没有抗坏血酸的情况下，由于聚氧化乙締(PE0)的聚合度较高，粘度趋于达到极高的值。[0148]本发明的方法、水凝胶和制剂容许在所附权利要求书公开的本发明的原理内有许多改动和变形。[0149]工业实用性[0150]本发明在用于治疗和医疗/化妆品用途的医疗装置和生物材料的领域中获得工业应用，特别是在作为结缔组织的替代物植入人体的生物材料的领域中获得工业应用。【主权项】1.一种制造用作结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶的方法，包括以下步骤：-提供预定量的水溶液；-向所述水溶液中加入预定量的聚合调节剂，用于调节可电磁辐射聚合的第一水溶性聚合物的聚合；-在所述水溶液中加入、水合和/或溶解预定量的所述第一水溶性聚合物以得到混合物；-在所述混合物中加入、水合和/或溶解不同于所述可电磁辐射聚合的第一水溶性聚合物的可电磁辐射聚合的第二水溶性聚合物；-向所述混合物施加预定频率的电磁辐射，用于实现具有预定粘度的所述第一聚合物和所述第二聚合物的聚合以及用于得到灭菌的水凝胶；其特征在于，所述第二水溶性聚合物对所述调节剂无反应性，并且所述第二聚合物的聚合度根据所述第一聚合物的链的分子间位阻而变化，选择所述调节剂相对于所述第一聚合物的量和所述第二聚合物的量以允许控制所述灭菌的水凝胶的最终稠度和粘弹性。2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，为了使所述水凝胶具有可注射型，所述第一水溶性聚合物选自包括聚乙二醇(PEG)的第一组，并且所述第一水溶性聚合物的分子量为IOKg/mo1~IOOKg/mo1，优选为IOKg/mo1~40Kg/mo1。3.如权利要求1所述的方法，其特征在于，为了使所述水凝胶为基本半固体且可预成形，所述第一水溶性聚合物选自包括聚氧化乙烯(PEO)的第二组，并且所述第一水溶性聚合物的分子量为I〇〇Kg/mo1~1000Kg/mo1，优选为100Kg/mo1~600Kg/mo1。4.如权利要求2或3所述的方法，其特征在于，基于所述水凝胶的总重量，所述第一水溶性聚合物的重量百分比为1%~20%。5.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述调节剂选自包括抗坏血酸及其衍生物的组，所述调节剂适于随其在混合物中的浓度的增加而降低所述第一水溶性聚合物的聚合度。6.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述调节剂的浓度为IOOmM或更低。7.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第二水溶性聚合物选自包括诸如羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基甲基纤维素(HPMC)、乙基纤维素(EC)、甲基纤维素(MC)等纤维素衍生物的组。8.如权利要求1所述的方法，其特征在于，基于所述水凝胶的总重量，所述第二水溶性聚合物的重量百分比为0.1%~10%，优选为0.5%~5%。9.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述电磁辐射的频率落入电离辐射的范围内，并优选接近于β射线的频谱。10.-种用作结缔组织的载体和/或替代物的水凝胶，包含水溶液、在所述水溶液中聚合的第一水溶性聚合物、不同于所述第一水溶性聚合物的第二水溶性聚合物和预定量的用于调节所述水溶液中的所述第一聚合物的聚合度的调节剂，其特征在于，所述第二水溶性聚合物对所述调节剂无反应性，并且所述第二水溶性聚合物的聚合度根据所述第一水溶性聚合物的链的分子间位阻而变化，选择所述调节剂的量和所述第二聚合物的量以允许控制所述水凝胶的稠度和粘弹性。11.如权利要求10所述的水凝胶，其特征在于，所述第一水溶性聚合物选自包括聚乙二醇(PEG)或聚氧化乙烯(PEO)的组，所述调节剂选自包括抗坏血酸及其衍生物的组，并且所述第二水溶性聚合物选自包括诸如羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基甲基纤维素(HPMC)等纤维素衍生物的组。12.-种设计为用作自体来源、异种来源或合成来源的细胞和/或结缔组织，和/或生物活性分子的载体的制剂，包括如权利要求10和11中任一项或二者所述的水凝胶。【文档编号】C08L1/28GK105934258SQ201580004965【公开日】2016年9月7日【申请日】2015年1月19日【发明人】毛罗·菲奥里尼【申请人】佰欧泰克股份公司