仿生支架的制作方法

专利名称：仿生支架的制作方法
仿生支架
相关申请的交叉引用本申请要求2006年11月30日提交的美国临时专利申请No. 60/861,780， 2006年6月9日提交的No. 60/804， 350和2006年1月27日 提交的No. 60/763， lll的优先权，其在此通过引用整体并入本文用于 所有目的。
背景技术：
本领域需要能够取代或改善受试者生物学功能的组合物。 本领域还需要可促进受试者新组织生长或取代损坏组织的组合物。本 文所描述的发明解决了这些及其他需要。
发明概述在第一方面，本发明提供了含有第一纤维性聚合物支架的 组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架的一条或多条纤维是排列对 齐的。在一个示例性的实施方案中，其中第一纤维性聚合物支架具有 选自如下范围的长度约O. 01cm到约20cm，约O. 05cm到约5cm，约O. 5cm 到约5cm,约lcm到约5cm，约2cm到约5cm，约lcm到约3cm，约2cm到约 10cm和约5cm到约15cm。在另 一个示例性的实施方案中，该组合物具有 选自如下形状的形状薄片，管，填充管和杆。在另一个示例性的实 施方案中，该组合物具有选自管，填充管和杆中的形状。在另一个示 例性的实施方案中，该组合物为杆状。在另一个示例性的实施方案中， 所述第一纤维性聚合物支架基本上沿着选自纵向和圓周的方向排列。 在另一个示例性的实施方案中，第一纤维性聚合物支架具有接缝。在 另一个示例性的实施方案中，第一纤维性聚合物支架是无缝的。在另 一个示例性的实施方案中，第一纤维性聚合物是整体形成的。在另一 个示例性的实施方案中，第一纤维性聚合物支架的纤维中的至少一种 包括选自如下的聚合物或亚基脂肪族聚酯，聚环氧烷烂，聚二甲基硅氧烷，聚己酸内酯，聚赖氨酸，胶原，层粘连蛋白，纤连蛋白，弹 性蛋白，藻酸盐，纤维蛋白，透明质酸，蛋白聚糖，多肽及其组合。
在另一个示例性的实施方案中，该脂肪族聚酯选自如下乳酸(D-或 L-)，丙交酯，聚(乳酸)，聚(丙交酯)，羟基乙酸，聚(羟基乙酸)， 聚(乙交酯)，乙交酯，聚(丙交酯-共聚-乙交酯)，聚(乳酸-共聚 -羟基乙酸)及其组合。在另一个示例性的实施方案中，第一支架纤维 性聚合物纤维的至少一种包括聚(丙交酯-共聚-乙交酯)(PLGA)。
在另一个示例性的实施方案中，该聚环氧烷烃选自如下 聚环氧乙烷，聚环氧丙烷及其组合。在另一个示例性的实施方案中， 本发明进一步包括细胞。在另一个示例性的实施方案中，该细胞包埋 在第一纤维性聚合物支架内或在第一纤维性聚合物支架的表面上。在 另一个示例性的实施方案中，该细胞选自千细胞和祖细胞。在另一个 示例性的实施方案中，该细胞选自如下成年血管细胞，血管祖细胞， 血管干细胞，成年肌细胞，肌肉祖细胞，肌肉干细胞，成年神经细胞， 神经祖细胞，神经千细胞，施旺细胞，成纤维细胞，成年皮肤细胞， 皮肤祖细胞和皮肤干细胞。在另一个示例性的实施方案中，本发明进 一步包括直接或通过连接物共价连接到所述第一纤维性聚合物支架的 分子，并且所述分子能够共价或者非共价连接到选自下列的成员胞 外基质组分，生长因子，分化因子及其组合。在另一个示例性的实施 方案中，该分子通过连接物共价连接，该连接物选自如下二-氨基聚 (乙二醇)，聚(乙二醇)及其组合。在另一个示例性的实施方案中， 该分子选自如下肝素，硫酸乙酰肝素，硫酸乙酰肝素蛋白聚糖及其 组合。在另一个示例性的实施方案中，该胞外基质组分选自如下层 粘连蛋白，胶原，纤连蛋白，弹性蛋白，玻连蛋白，纤维蛋白原，聚 赖氨酸及其组合。在另一个示例性的实施方案中，生长因子选自如下 酸性成纤维细胞生长因子，碱性成纤维细胞生长因子，神经生长因子， 脑衍生神经营养因子，胰岛素样生长因子，血小板衍生生长因子，转 化生长因子P，血管内皮细胞生长因子，表皮生长因子，角质形成细 胞生长因子及其组合。在另一示例性的实施方案中，分化因子选自如下基质细胞衍生因子，Shh蛋白(sonic hedgehog),骨形态发生蛋 白，缺刻(notch)配体，Wnt及其组合。在另 一示例性的实施方案中， 所述第一纤维性聚合物支架具有管状，填充管状或杆状，且其中所述 聚合物是无缝的。在另一个示例性的实施方案中，该组合物通过将包含聚合 物的聚合物溶液涂到旋转芯轴上制得。在另 一个示例性的实施方案中， 所述聚合物支架具有薄片，管或填充管的形状且通过包含具有至少一 个不导电区的旋转芯轴的静电纺纱过程制得。在另一个示例性的实施 方案中，所述聚合物支架具有杆状且通过包含具有气隙的旋转芯轴的 静电纺纱工艺制得。在另一个示例性的实施方案中本发明提供了包含如下组分 的药物组合物(a)本文所述组合物；(b)药学上可接受的赋形剂。 在另一示例性实施方案中，该组合物为杆状或管状且其中至少一种第 一纤维性聚合物支架纤维包含聚(丙交酯-共聚-乙交酯)(PLGA)。 在另一个示例性实施方案中，该组合物具有约O. 5cm-50cm的长度。在 另一个示例性实施方案中，本发明进一步包含围绕第一纤维性聚合物 支架的套管。在另一个示例性实施方案中，该套管包含第二纤维性聚 合物支架，且所述第二纤维性聚合物是排列对齐的或具有随机取向。 在另一个示例性实施方案中，本发明进一步包含围绕第一纤维性聚合 物支架的第一端的第一套管和围绕第一纤维性聚合物支架的第二端的 第二套管。在另一个方面，本发明提供了治疗受试者损伤的方法，所 述方法包括(i)以足以治疗所迷损伤的量和在足以治疗所述损伤的 条件下将本文所述组合物施用至所述受试者的目标位点。在另一个示
例性实施方案中，所述损伤选自如下断开的神经，受损伤的神经， 断开的肌肉，受损伤的肌肉，断开的血管，受损伤的血管，皮肤伤口 和挫伤的皮肤。在另一个示例性实施方案中，该损伤包括断开的神经， 所述第一纤维性聚合物支架为包含第一端和第二端的管状，填充管状 或杆状，且所述断开的神经包含第一神经残端和第二神经残端，所述施用包括(ii )将所述组合物的第一端连接到所述第一神经残端并 (i i i )将所述组合物的所述第二端连接到所述第二神经残端。在另一个示例性实施方案中，所述损伤涉及受损伤的神经， 且所述施用包括选自如下(ii)将本文所述组合物缠绕在所述受损 伤的神经周围，其中所述组合物具有薄片的形状。在另一个示例性实 施方案中，损伤包括受损伤的神经，且所述施用包括选自如下Ui) 将组合物插入所述受损伤的神经，其中所述第一纤维性聚合物支架为 杆状，管状或填充管状。在另一个示例性实施方案中，本发明提供增 强受试者神经生长的方法，所述方法包括(i)以足以增强神经生长 的量和在足以增强神经生长的条件下将本文所述组合物施用至所述受 试者的目标位点。在另一个示例性的实施方案中，该损伤涉及割伤的
皮肤或挫伤的皮肤，所述第一纤维性聚合物支架具有薄片的形状，且 所示施用包括(i )将所述组合物附着到所述割伤的皮肤上；从而治 疗所述损伤。在另一个方面，本发明提供了增强受试者皮肤生长的方 法，其中所迷第一纤维性聚合物支架具有薄片的形状，所述方法包括
(i )以足以增强皮肤生长的量和在足以增强皮肤生长的条件下将本文 所述的组合物施用至所述受试者需要治疗的皮肤的位点上。在另一个示例性实施方案中，该损伤包括断开的血管， 所述第一纤维性聚合物支架为包含第一端和笫二端的管状或填充管 状，且所述断开的血管包括第一血管残端和第二血管残端，所述施用 包含(ii)将所述组合物的所述第一端连接到所述第一血管残端； 且(iii )将所述组合物的所述第二端连接到所述第二血管残端。在另 一个方面，本发明提供增强受试者血管生长的方法，所述方法包括
(i )以足以增强血管生长的量和在足以增强血管生长的条件下将本文 所述组合物施用至所述受试者需要治疗的血管部位。在另一个示例性实施方案中，该损伤包括断开的肌肉，所 述第一纤维性聚合物支架为包含第一端和第二端的管状，填充管状或 杆状，且所述断开的肌肉包括第一肌肉残端和第二肌肉残端，所述施 用包括(ii)将所述組合物的所述第一端连接到所述第一肌肉残端；且(iii )将所述组合物的所述第二端连接到所述第二肌肉残端。在另 一个示例性实施方案中，所述损伤涉及受损伤的肌肉，和所述施用包 含选自如下(ii )将本文所述组合物缠绕在所述受损伤的肌肉周围， 其中所述组合物具有薄片的形状。在另一个示例性实施方案中，该损 伤涉及受损伤的肌肉，且所述施用包含选自如下将组合物插入所述 受损伤的肌肉，其中所述第一纤维性聚合物支架具有杆、管或填充管 的形状。在另一个方面，本发明提供了增强受试者肌肉生长的方法， 所述方法包括(i )以足以增强肌肉生长的量和在足以增强肌肉生长
的条件下本文所述组合物施用至所述受试者需要治疗的肌肉位点。在 另 一个方面本发明提供了制造本文所述组合物的方法。在另 一个示例
性实施方案中，所述方法包括(i)对一条或多条纤维进行静电纺纱 过程，从而制造所述组合物。在另一个示例性实施方案中，其中所述 静电纺纱过程包含具有气隙或至少一个不导电区的旋转芯轴。在第二方面，本发明提供了用于静电纺纱设备的芯轴，包 含第一导电区；第二导电区；和在第一和第二导电区之间延伸的不 导电区，其中将不导电区调整尺寸和构型配置以接受用于形成第一纤 维性聚合物支架的纤维性聚合物。在另一个示例性实施方案中，所述 不导电区为置于该芯轴周围的套管。在另一个示例性实施方案中，所 述不导电区选自如下胶带，绝缘胶带，聚四氟乙烯，和塑料。在另 一示例性实施方案中，所述不导电区将两个导电芯轴区互相连接。在 另 一示例性实施方案中，所述不导电区为在两个导电芯轴区之间延伸 的不连续部分。在另一个示例性实施方案中，所述不导电区选自聚四 氟乙烯和塑料。在另一个示例性实施方案中，所述不导电性具有选自 大于和小于所述导电区的直径。在第三方面，本发明提供了用于静电纺纱设备的芯轴，包 含第一导电区和第二导电区，其冲位于第一和第二导电区之间的气 隙形成了在第一和笫二导电区之间的不导电区。在另一个示例性的实 施方案中，本发明进一步包括位于第一导电部分的至少一部分上的 第一不导电套管，和位于第二导电部分的至少一部分上的第二不导电套管。在另一个示例性实施方案中，具有不导电区的芯轴与静电纺纱 体系结合。在另一个示例性实施方案中，具有气隙的芯轴与静电纺纱 体系结合。


图1为具有芯轴56A的静电纺纱设备的示意图。
图2为具有芯轴56A的静电纺纱设备的透视图。
图2A为形成聚合物支架90的具有芯轴56A的静电纺纱设备 的一部分。图2B为形成聚合物支架90的具有芯轴56A的静电纺纱设备 的一部分。图3说明了用于制造纤维性聚合物支架的各种芯轴。(A ) 其中整个表面为导电芯轴56; (B)具有第一导电区57A，第二导电区 57B,不导电区55，第一界面55A和第二界面55B的芯轴56A; (C)其中 不导电区55将两个导电芯轴区互相连接的芯轴56A的横截面；(D)其 中不导电区55A为覆盖导电部分57表面一部分的套管；(E)具有第一 导电区57A，第二导电区57B，第一导电区面57C,第二导电区面5"的 芯轴56B。该导电区被气隙58所分开。图4A为由纵向排列对齐的微米/纳米纤维组成的管状聚合 物支架的示意图。图4B为由纵向排列对齐的微米/纳米纤维组成的杆状 聚合物支架的示意图。注纤维尺寸不是按比例画出。图5A为显示图4A中管横截面的示意图。图5B为显示图化中
杆横截面的示意图。图6为具有芯轴56B的静电纺纱设备的示意图。
图7为具有芯轴56B的静电纺纱设备的透视图。
图7A为形成聚合物支架92的具有芯轴56B的静电纺纱设备
的一部分。图8为纵向排列对齐的聚合物支架薄片96的示意图。
图9为显示使用由排列聚合物支架薄片生成具有接缝的纤 维性聚合物管支架的轧压过程的工序图。此处纵向排列对齐的聚合物支架薄片96在杆97周围轧压，然后缝合或粘合。图IO包含排列对齐的薄片96和100的"十字交叉，，薄片 102的示意图。图11为具有芯轴56B的多喷丝头静电纺纱设备的示意图。 该聚合物溶液38, 38A和38B包含溶于溶剂的聚合物，并且分别包含 在喷射组件36，36A和36B中。该喷射组件为喷射泵组件32的一部分， 其中计算机34通过控制压力和流速控制了聚合物溶液离开喷射器的 速度。任选地，可对所选喷丝头提供和控制不同的流速。流速会依赖 于聚合物支架所需的物理特性，即，膜的厚度，纤维直径，孔径尺寸， 膜的密度等，而改变。该喷射泵组件32将聚合物溶液进料到位于平台44的喷丝头 42， 42A和42B。该喷丝头为尖形，其允许射流形成和通过而没有阻碍。 利用高压电源48通过电线41A将范围为约10kV到约30kV的电压施加到 该喷丝头上。芯轴56B (其在图3B中提及，包括57A, 57B和58 )位于喷丝 头42, 42A和42B的下面从而在带电喷丝头和芯轴56A之间形成电场。该 电场使一束聚合物溶液从该喷丝头喷出并喷射到芯轴56B,形成微米或 纳米直径的细丝或纤维46, 46A和46B。该钻夹头用接地线41B和41C接地。该芯轴56B连接到第一钻夹头54 (连接到不导电轴承60 )和 与电动机52相连的第二钻夹头54A (连接到不导电轴承60A)。该电动 机5 2与控制电动机旋转芯轴56B速度的速度控制器5 0A连接。任选地， 可提供不同旋转速率。旋转速度会依赖于聚合物支架所需的物理特性， 即，膜的厚度，纤维直径，孔径尺寸，膜的密度等，而改变。图12为非排列对齐(A)和排列对齐的(B) DEPLLA纳米纤 维的SEM图像。C)为显示了用肝素和bFGF和层粘连蛋白的共价结合对 PLLA纳米的化学修饰的示例图。改进的ELISA技术用于显示bFGF连接在 未经处理的二-NH2-PEG修饰的和肝素功能化的PLLA纳米纤维(D)和聚 (丙烯酸)涂敷的聚苯乙烯表面(E)的相对水平。
图13为从在非排列对齐纳米纤维上的DRG组织延伸的神经 突。神经丝的免疫荧光染色用于将从体外培养6天后在未经处理的，LAM 和LAM+bFGF非排列对齐纳米纤维上的DRG组织延伸的神经突显影。比例 尺=200 jam。
图14为从非排列对齐纳米纤维上的DRG组织延伸的神经 突。神经丝的免疫荧光染色用于将体外培养6天后在未经处理的，LAM 和LAM+bFGF排列对齐的纳米纤维上的DRG组织延伸的神经突显影。纳米 纤维以垂直方向排列。比例尺-200 Mm。
图15为在非排列对齐和排列对齐的LAM+bFGF PLLA纳米纤 维上的神经突形态的高度放大共焦显微图像。纳米纤维以垂直方向排 列对齐。
图16将人类间充质干细胞在PLLA微米/纳米纤维膜上培养 为小球状l, 3，或6天。细胞在非排列对齐微米/纳米纤维显示出随着 时间逐渐迁移和随机排列。在排列对齐的微米/納米纤维上的细胞在3 和6天时展示出在纤维方向增强的迁移以及沿着纤维方向的整体排列。 比例尺-200jiim。
图17为各种细胞类型在微米/纳米纤维支架上的伤口愈合 模型。MSCs:两天后的间充质千细胞。FFs: 5天后包皮成纤维细胞。 ECs:—天后的内皮细胞。在非排列对齐微米/纳米纤维支架上，伤口的 覆盖范围从最小(MSC样品)到中等(EC样品)。当微米/纳米细胞与 伤口长轴(A-Para)平行排列时，迁移到伤口内的细胞严重损伤。当 微米/纳米纤维垂直于伤口长轴排列时，细胞迁移和伤口覆盖度最大。
图18为对肌动蛋白(鬼笔环肽)和核(碘化丙锭)的荧光 染色证明了在A)天然体内通常颈动脉和B)用人平滑肌细胞接种的排 列纳米纤维聚合物薄片之间的细胞骨骼结构相似。
图19为纳米纤维性的包埋千细胞的血管移植物的构建。A) 干细胞接种到可生物降解的纳米纤维的排列薄片上。B)管状结构通过 在杆周围轧压薄片而生成。C )移走杆并使用缝合来维持移植物的形状。
图20为血管移植物和大鼠动脉横截面的Verhoeff染色。胶原(红色)和弹性蛋白(黑色)纤维的生长在1到3周显著提高。到三 周为止，操纵血管移植物的组织与天然大鼠动脉具有强的相似形。
图21为植入三周后在血管移植物内CD31 (内皮细胞标记) 横截面的免疫组织化学染色(褐色)。A)大鼠动脉。B)三周后的血 管移植物。
图22为在植入3周后在血管移植物内a-肌动蛋白(平滑肌 标记)横截面的免疫组织化学染色(褐色)。A)大鼠动脉。B)三周 后的血管移植物。
图23为当成肌细胞在非排列对齐和非图案化表面上生长 时，肌管以随机方式形成，当成肌细胞在排列纳米纤维和微图案化表 面上生长时，该肌管以排列对齐的方式形成。
图24:在排列PLLA纳米纤维支架上成肌细胞的排列和肌 管的集合。SEM图象显示了 (A)随即取向和(B)排列对齐的纳米纤 维支架的结构，然后在分化培养液内3天后成肌细胞在(C)随机取向 和(D)排列对齐的纳米纤维支架上纤维状肌动蛋白免疫荧光染色。进 行骨骼MHC的免疫荧光染色以显示在随机(E， G)和排列(F， H)纳 米纤维支架在3天(E, F)和7天(G， H)的肌管。在(I )随机取向 和(J)排列基材上7天后骨骼MHC染色的低放大合并图像显示了肌管 的总体排列和长度。箭头表示纳米纤维的方向。E和F的箭头表示核。 比例尺分别为50(ara ( A-H)和lOOiam ( I, J)。
图25为在排列对齐纤维基材上肌管组织和形态的量化。 (A)针对纳米纤维方向肌管的排列角度。(B) 7天后肌管的长度。 (C) 7天后肌管的宽度。*显示了统计上显著的差异(P<0.05)。
图26为在排列对齐纤维基材上成肌细胞增殖和肌管条紋 形成的量化。(A)细胞增殖的BrdU掺入(R， Ran; A， Align) 。 (B) 显示在排列纳米纤维支架上条紋状肌管的抗-MHC的免疫荧光染色(比 例尺20jLim)。 (C) 7天后条紋状细胞百分比的量化。*显示了统计 上显著的差异(P<0. 05)。
图27为在微图案化PDMS基材上成肌细胞排列和肌管组织17的量化。通过(A) SEM (侧视图)和(B)相差显微技术显示微图案化 聚二甲基硅氧烷底物。纤维状肌动蛋白在分化培养液内2天后的分配 显示在(C)非图案化和(D)微图案化基材上。进行骨骼MHC的荧光 染色以显示在无图案(E， G)和微图案化(F， H)膜上在2天(E, F) 和7天(G, H)的细胞融合。箭头表示细微紋沟的方向。比例尺分别 为5jum (A) , 20拜(B)和50Mra (C-H)。
图28为在微图案化膜上成肌细胞组织和形态的量化。(A) 在无图案(Con)和微图案化(Pat)膜上的针对细微紋沟方向肌管排 列对齐的角度。(B) 7天后肌管的长度(C) 7天后肌管的宽度。*显 示了统计上显著的差异(P<0.05)。
图29为在微图案化PDMS膜上成肌细胞增殖和条紋形成的 量化。(A)在无图案(Con)和微图案化(Pat)膜上融合早期因细胞 增殖的BrdU的摻入。(B) 7天后条紋状细胞百分比的量化。*显示 了统计上显著的差异(P<0. 05)。
图30在纳米纤维支架上肌管形成的扫描电镜图像。7天后 在A)随机取向和(B)排列对齐的PLLA纳米纤维支架上分化培养液 内的肌管的排列(比例尺条50lam)。
图31在微图案化可生物降解的PLGC底物上成肌细胞的排 列。(A)在PLGC基材上图象式微图案化细微紋沟的扫描电镜图像。 (B-C) 5天后在无图案B)和微图案化(C) PLGC底物上分化培养液 内成肌细胞的纤维状肌动蛋白染色。注意在微图案化PLGC基材上排 列和组织良好的肌动蛋白紧张纤维。比例尺分别为10yin ( A)和50 la m ( B-C )。
图32显示了用于生成三维立体肌纤维接种管状支架的工 序图。在排列对齐的纳米纤维膜上成肌细胞分化成排列对齐的肌管。 分化7天后，将薄片轧压成具有杆茎的管状支架并且缝合固定。
图33描述三维管状纳米纤维支架组织在低的(左)和高 的(右)放大率下的苏木精和曙红(H & E)染色。
图34为描述在截面(A)和长轴(B)方面三维管状纳米纤维支架内的成肌细胞和肌管的细胞形态学的激光共焦显微图象。该样 品对纤维状肌动蛋白(绿色)和核(红色)进行免疫荧光染色。
图35为在排列或不排列对齐纤维上体外伤口愈合模型的 图解。(A)用与伤口的长边缘边缘平行或者垂直的非排列对齐纤维或 排列对齐纤维生成的微米/纳米纤维为网孔状。((B)平化18量规喷 射器针头位于该纳米纤维网孔上以阻挡细胞粘着。(C)在纳米纤维网 孔上对细胞进行接种。(D)在细胞粘附到该纳米纤维上之后，移走该 针以允许细胞迁移到伤口处。
图36在排列对齐vs.对非排列对齐的纳米纤维上的具有 NHDF的体外伤口愈合模型。48小时后，在非排列对齐微米/纳米纤维 上的NHDF ( A)显示处中度的迁移和伤口覆盖度，以及随机的细胞排 列。当纤维以与伤口 (B)的边缘垂直的方向排列时，迁移和伤口覆盖 度大大提高，并且细胞与纤维排列成行。当纤维与伤口 (C)的边缘平 行排列时，伤口覆盖度大大地减少。染色为整体肌动蛋白(绿色)和 赫希斯特核染剂(蓝色)。白色点划线表示在0时的原始伤口边缘。 比例尺为300jam。
图37为在有或者没有化学修饰的排列对齐的微米/纳米 纤维上具有NHDF的体外伤口愈合模型。在所有组中，微米/纳米纤维 垂直于伤口的长边缘取向。A24小时后，在具有其他化学修饰的纤维 上NHDF显示出提高的迁移和伤口覆盖庹。在未经处理的纤维上，细胞 不完全覆盖伤口面积。当将层粘连蛋白添加到该纤维上时，细胞迁移 更快。以可溶形状或固定到微米/纳米纤维上的形式bFGF的添加更进 一步增强迁移。染色为整体肌动蛋白(绿色)和核(蓝色)。白色点 划线表示在0时的原始伤口边缘。S比例尺为300 um。
图38为多层微米/纳米纤维組织移植物的装配。各微米/ 纳米纤维薄片在彼此顶部层合以产生具有复杂结构的构造。本图描述了具有十字交叉纤维结构移植物的装配。其他构造可依赖各个体薄片 的纤维取向来生成。
图39为;^图案化聚合物膜的制造。(A)负性光致抗蚀剂在硅树脂晶片上旋转涂布并且通过光掩模暴露于紫外线。(B)无紫外 线聚合的光致抗蚀剂发展开来，留下图案化表面。(C)该聚合物溶液 浇铸到晶片上，旋转涂敷，并允许聚合。(D)然后将该薄膜从硅晶片 上剥离。
图40多细胞型移植物。(A)排列或随机取向的纳米纤维 薄片。(B)在薄片不同区域上的接种多细胞类型。(C)在移植物的 不同位置生成了具有多细胞类型的管状构造。
图41说明了本发明具有转鼓集电极的静电纺纱设备。优选实施方案详述定义和缩写义。
本文所用单数形式"一/该"包括复数指代，除非上下文另 有不同指明。
本文所用，除非另有说明，组合物"基本不含" 一种组分的意思为组合物含有小于约20wt%，例如小于约iowty。，小于约5wty。，或小于约3wt。/。该组分。
"肽"是指其中单体为氨基酸并且通过酰胺键结合在一起的 聚合物，或者被称为多肽。此外，也包括非天然氨基酸，例如，P-丙氨酸，苯基甘氨酸和高精氨酸。非基因编码的氨基酸也可用于本发 明。此外，已被修饰以包括活性基团，糖基化位点，聚合物，治疗部 分，生物分子等的氨基酸也可用于本发明。本发明所用的所有氨基酸 是D-或L-异构体。此外，其他拟肽在本发明中也是有用的。本文所 用"肽"是指糖基化的和非糖基化的肽。还包括通过表达所述肽的系 统不完全糖基化的肽。综述请参考，Spatola， A. F. , in Chemistry and Biochemistry of Amino Acids ， Peptides and Proteins, B. Weinstein， eds. ， Marcel Dekker， New York, p. 267 (1983)。
术语"氨基酸"是指天然存在和合成的氨基酸，以及与天 然存在的氨基酸以类似方式作用的氨基酸类似物和氨基酸模拟物。天 然存在的氨基酸是由遗传密码编码的那些氨基酸，以及之后修饰过那 些氨基酸，例如羟基脯氨酸，y-羧基谷氨酸，和0-磷酸丝氨酸。 氨基酸类似物是指与天然存在的氨基酸具有相同基本化学结构的化合 物，即，与氢，羧基，氨基，和R基结合的ot碳，例如高丝氨酸，正 亮氨酸，曱硫氨酸亚砜，甲硫氨酸甲基锍。这些类似物具有修饰的R 基(例如，正亮氨酸)或修饰的肽主链，但保持了与天然存在的氨基 酸相同的基本化学结构。氨基酸模拟物是指具有与氨基酸通常化学结 构不同结构的化合物，但是与天然存在的氨基酸以类似的方式作用。本文所用"核酸"是指DNA， RNA，单链，双链，或更高聚 集的杂交基序，和其任何化学修饰。修饰包括，但不限于，提供引入 额外电荷，极化度，氩键合，静电相互作用，连接点和官能度到核酸 配体碱基或核酸配体整体的化学基团。这些修饰，包括，但不限于， 肽核酸(PNA)，磷酸二酯基团修饰(例如，硫代磷酸酯，膦酸曱酯)， 2 '-位糖修饰，5-位嗜啶修饰，8-位噤呤修改，环外胺的修饰， 4-硫脲苷的取代，5-溴或5-碘尿嘧啶的取代；主链修饰，甲基化作 用，稀有碱基配对结合例如异碱基，异胞啶和异鸟嘌呤等。核酸可还 包括非天然的碱基，例如，硝基吲味。修饰可还包括3'和5'修饰例 如用荧光基团(例如，量子点)或另一个部分加帽。本文所用"抗体，，通常是指特异结合和识别抗原的包含来 自免疫球蛋白或其片段或免疫缀合物的框架区的多肽。公认的免疫球 蛋白包括k,人，oc， y, 5, s，和ju恒定区基因，以及无数免疫 球蛋白可变区基因。轻链分类为K或入。重链分类为y， M， a, 5，或e，其依次分别定义免疫球蛋白类型，IgG, IgM, IgA， IgD和IgE。本文所用术语"共聚物，，描述了含有不止一种类类型亚基 的聚合物。该术语包含包括2， 3， 4， 5，或6种类型亚基的聚合物。 [t)068]术语"分离的"是指材料基本上或本质上从用于制造该材料的组分中游离。该组合物纯度范围的下限为约60%,约70%或约80% 和纯度范围的上限为约70%，约80%,约90%或大于约90%。"水凝胶"是指不溶于水的和水可溶胀的交联聚合物，该 聚合物能够吸收至少3倍，优选至少IO倍其自身重量的液体。"水凝 胶"和"感温聚合物"在本文可互换使用。本文所用术语"连接"包含包括，但不限于，共价键合， 离子键合，化学吸附，物理吸附及其组合的相互作用。术语"生物分子"或"生物有机分子"是指通常由活体生 物制造的有机分子。这包括，例如，包含核苷酸，氨基酸，糖，脂肪 酸，甾体，核酸，多肽，肽，肽片段，碳水化合物，脂质，及其组合 的分子(例如，糖蛋白，核糖核蛋白，脂蛋白等)。"小分子"是指分子量小于1 kD，优选小于600 D的分子。本文所用"本发明组合物"是指本文所讨论的组合物，这些 组合物药学上可接受的盐和前药。在从左至右书写通过常规化学式指定取代基时，它们同样 包含化学上等同的取代基，其可由从右到左书写该结构而得到，例如， -CH20-也旨在表示为-OCH2。"有效，，量的药物，制剂，或渗透剂是指活性剂的量足以 提供所需局部或全身的效果。"局部有效"，"美容上有效"，"药 学上有效，，或"治疗有效"是引导起所需治疗结果所需的药物的量。术语"药学上可接受的盐"是指包括本发明化合物的盐， 其用相对无毒的酸或碱(取决于本文所述化合物上发现的特定取代基) 来制备。当本发明的化合物含有相对酸性的官能团时，碱加成盐可通 过在无溶剂或在适当的惰性溶剂内使这些化合物的中性形式与足够量 的所需碱接触获得。药学上可接受的碱加成盐的例子包括钠盐，钾盐， 钩盐，铵盐，有机胺，或镁盐，或类似的盐。当本发明的化合物含有 相对碱性的官能团时，酸加成盐可通过在无溶剂或在适当的惰性溶剂 内使这些化合物的中性形式与足够量的所需酸接触获得。药学上可接受的酸加成盐的例子包括衍生自无机酸的盐，例如盐酸盐，氢溴酸 盐，硝酸盐，碳酸盐，碳酸氢盐，磷酸盐，磷酸氢盐，磷酸二氩盐， 硫酸盐，硫酸氢盐，氢碘酸盐，或亚磷酸盐等，以及衍生自相对无毒 的有机酸的盐，例如乙酸盐，丙酸盐，异丁酸盐，马来酸盐，丙二酸 盐，安息香酸盐，琥珀酸盐，栓酸盐，反丁烯二酸盐，乳酸盐，扁桃 酸盐，苯二曱酸盐，苯磺酸盐，对曱苯磺酸盐，柠檬酸盐，酒石酸盐， 甲磺酸盐等。还包括氨基酸的盐，例如精氨酸盐等，和有机酸盐，例 如，葡糖醛酸盐或半乳糖醛酸盐等(参见，例如Berge et al." Pharmaceutical Salts 11 ， Journal of Pharmaceutical Science 66 : 1-19 ( 1977 ))。本发明的某些特定化合物兼含碱性和酸性官能团从 而可使该化合物转化为碱或酸加成盐。
的方式与母体化合物分离来再生。该化合物的母体形式在某些物理性 质方面不同于各种盐的形式，例如在极性溶剂中的溶解度。除了盐的形式，本发明提供了前药形式的化合物，本文所 述的化合物或混合物的前药容易在生理条件下发生化学变化以提供本 发明的化合物。此外，前药可在离体环境通过化学或生物化学法转化 为本发明的化合物。本发明的化合物还在构成这些化合物的一个或多个原子 上包含以非天然比例的元素同位素，例如，该化合物可由放射性同位 素(例如氚(3H )， 碘-1 25 ( 1251 )或碳-14 ( "C ))进行放射性标记。 所有本发明化合物的同位素变化，无论是放射性的或非放射性的，都
旨在包含在本发明的范围内。术语"药学上可接受的载体"或"药学上可接受的载体" 是指提供本文所定义的有效量的活性剂适当递送的任何制剂或载体介 质，不干扰活性剂生物活性的有效性，和其对宿主或患者足够无毒。 代表性的栽体包括水，油类(植物油和矿物油两者)，乳霜基质，洗 剂基质，软膏基质等。这些基质包括悬浮剂，增稠剂，渗透增强剂等。 这些制剂对化妆品和局部药物领域的专业人员是公知的。关于栽体的其j也^[言息可在:i口下参考文献中4戈到Remington : The Science and Practice of Pharmacy, 21st Ed. , Lippincott， Wi11iams&Wilkins (2005 )，其通过引用并入本文。"药学上可接受局部栽体"和等价术语是指如上所述药学 上可接受的载体，其适于局部施用。能够悬浮或溶解活性剂，并且当 施用到皮肤，指曱，毛发，爪子或蹄时具有无毒和非炎性的性质的非 活性液体或膏状赋形剂为药学上可接受局部载体的例子。该术语特定 旨在包含批准用于局部化妆品的载体原料。术语"药学上可接受添加剂"是指药物制剂领域已知或使 用的并且不过多干扰活性剂生物活性的有效性，且对宿主或患者足够 无毒的防腐剂，抗氧化剂，香料，乳化剂，染料和赋性剂。用于局部 制剂的添加剂在本领域是公知的，并且可加入到局部组合物中，只要 它们是药学上可接受的并且对上皮细胞或其功能无害。此外，它们应 该不会引起组合物稳定性的恶化。局部或经皮递送制剂的例如，惰性 填料，抗刺激剂，增粘剂，赋形剂，香料，遮光剂，抗氧化剂，胶凝 剂，稳定剂，表面活性剂，软化剂，着色剂，防腐剂，緩冲剂，其他 的渗透增强剂，及其他常规组分是本领域公知的。本文所用"施用/给药"是指对受试者口服给药，以栓剂给 药，局部接触，静脉内，腹膜内，肌内，病损内，鼻内或皮下给药， 或緩释装置(例如，小渗透泵)植入。术语"赋性剂"通常已知是指用于配制对所需用途有效的 药物组合物的栽体，稀释剂和/或媒介物。本文所用术语"自体细胞"是指受试者自身的细胞或其克隆。本文所用术语"同种异体细胞"是指不是第一个受试者自 身的细胞，或其克隆，而是来源自第二受试者的细胞或其克隆，并且 该第二受试者和第一受试者为相同的物种。本文所用术语"异源细胞"是指不是来自第一个受试者自 身细胞的细胞，或其克隆，而是来源自第二受试者的细胞或其克隆细胞，并且该第二受试者和第一受试者不为相同的物种。本文所用术语"干细胞"是指能够分化成其他细胞类型的 细胞，包括那些具有特定、特化功能的细胞(例如，终末分化细胞， 例如红细胞，巨噬细胞等)。干细胞可依照其来源定义(成年/体干细 胞，胚胎干细胞)，或依照其潜能定义(全能性干细胞，多能性 (pluripotent)干细胞，多能性(mulUpotent)干细胞和单能性干 细胞)。本文所用术语"单能性干细胞"是指只能产生一种细胞类 型的细胞，但是具有与非干细胞相区别的自我更新的性质。本文所用"多能性(multipotent )干细胞，，或"祖细胞" 是指可产生几种不同终末分化细胞类型的任何一种的细胞。这些不同 类型细胞通常紧密相关(例如，血细胞，例如红细胞，白血球和血小 板)。例如，间充质干细胞(也称为骨髓基质细胞)是多能性细胞， 并能够形成成骨细胞，软骨细胞，肌细胞，脂肪细胞，神经元细胞， 和(3-胰岛细胞。另一个例子为骨骼成肌细胞，其优选通过涉及个体细 胞融合为多核肌管的分化过程产生骨骼肌细胞。本文所用术语"多能性(pluripotent)干细胞"是指产生 一些或许多(然而并非全部)有机体细胞类型的细胞。多能干细胞能 分化成成熟有机体身体内任何细胞类型，虽然不经重编程它们不能重 新分化成其衍生而来的细胞。正如所理解的，"多能性(multipotent) 干细胞，，/祖细胞(例如，神经干细胞)具有比多能性(pluripotent) 干细胞更窄的分化潜力。比多能性(pluripotent)干细胞更原始的另 一类细胞(例如，不必定进行特定分化)是所谓的"全能性"干细胞。本文所用术语"全能性干细胞，，是指受精卵母细胞，以及 由受精卵细胞的最初几次分裂产生的细胞(例如，处于发育的二和四 细胞期的胚胎)。全能性细胞具有能够分化成特定物种的任何类型的 细胞的能力。例如，单个全能性干细胞可产生整个动物体，以及在特 定物种(例如，人)中可发现的无数细胞类型中的任何一种。在本说 明书中，多能性(pluripotent)和全能性细胞，以及具有分化成完全器官或组织潜能的细胞，被称为"原始"千细胞。
本文所用术语"去分化"是指细胞回复到较不特化的状态。 在去分化后，这个细胞将具有分化成比重编程之前可能的细胞类型更 多或不同的细胞类型的能力。反向分化的过程(即去分化)可能比分 化更复杂，并且需要"重编程"该细胞以变得更加原始。去分化的例 子为生肌祖细胞(例如早期初级成肌细胞)转化为肌肉干细胞或卫星 细月包。
"正常"干细胞是指不展现异常表现型或具有异常基因型， 因此可产生来源于这些干细胞的整套细胞的干细胞(或其后代)。例 如，若是正常的全能性干细胞，该细胞可产生，例如，完整，正常的 健康动物。相反，"异常的"干细胞是指例如由于一种或多种变异或 遗传修饰或病原体而失常的干细胞。因此，异常的干细胞不同于正常 的干细胞。
"生长环境"是干细胞体外增殖的环境。环境的特征包括 培养细胞的培养基，及如果存在，支持结构(例如在固体表面的基质)。
"生长因子，，是指对促进细胞生长有效的，除非加入到培 养基中作为补充，否则不是基本培养基组分的物质。另言之，生长因 子为不是被正在培养的细胞(包括任何铜养细胞，如杲存在)分泌的 分子，或即便由培养基中由细胞分泌，也不是足够实现通过外源添加 生长因子而获得的结果的量。生长因子包括，但不限于，碱性成纤维 细胞生长因子(bFGF)，酸性成纤维细胞生长因子(aFGF)，表皮生 长因子(EGF)，胰岛素样生长因子-I (IGF-I), 胰岛素样生长因子 -II (IGF-II)，血小板衍生生长因子-AB (PDGF)，血管内皮细胞生 长因子(VEGF)，苯丙酸诺龙-A，骨形态发生蛋白(BMPs)，胰岛素， 细胞因子，趋化因子，成形素，中和抗体，其他蛋白质和小分子。
本文所用术语"分化因子"是指诱导干细胞或祖细胞转化为特定特化的细胞类型的分子。
"胞外基质"或"基质"是指为支持细胞生长提供与祠养 细胞合成的胞外基质提供的条件基本相同的条件的一种或多种物质。可在基材上提供该基质。或者，构成该基质的一种组分或多种组分可 以溶液形式提供。胞外基质的组分可包括层粘连蛋白，胶原和纤连蛋白。
本文所用术语"再生能力"是指干细胞转化成分裂的祖细 胞和分化的组织特异性的细胞。[OIOO]本文所用术语"自我更新"是指无种系指定的增殖。 [OIOI]本文所用术语"排列对齐的(aligned)"是指在纤维性聚 合物支架内的纤维取向，其中至少50%的纤维取总方向，并且其取向形 成了一个排列均轴。任何给定纤维的取向可偏离排列均轴，且偏离可 以用所述排列轴与纤维取向之间形成的角来表示。0°的偏角显示精 确排列对齐，90° (或-90° )显示该纤维与排列均轴垂直排列。在一 个示例性实施方案中，纤维与排列均轴的标准偏差可选自如下的角度 0。 -1° ， 0° -3。 ， 0° -5。 ， 0° -10° ， 0° -15° ， 0。 -20° ，或 0。 -30。。
本文所用术语"杆"是指基本上为实心圆柱形状的纤维性 聚合物支架。空间和通道可存在于构成该杆的单个纤维之间。
本文所用术语"管"是指基本上为圆柱状的物体。该管具 有内壁和外壁，内径，外径，和由管的内径以及其长度确定的内部空 间。空间和通道可存在于构成该管的单个纤维之间。
本文所用术语"填充管"是指该内部空间的一部分由填充 材料构成的管。该填充材料可为纤维性聚合物支架。空间和通道可存 在于构成该管的单个纤维之间。
本文所用术语"接缝"或"缝合的"是指将两个部分通过 拟合，联结，或搭接连接在一起形成的接合点。这两个部分可由机械 方式，例如缝合，或由化学方法，例如退火或粘合剂保持在一起。例 如，接缝是通过将一个薄片区域与另一个区域结合形成。
本文所用术语"无缝的"是指没有接缝。
术语"细胞"可指单个细胞或多个细胞的情况。
本文所用术语"胞外基质组分"是指选自如下的组分层粘连蛋白，胶原，纤连蛋白和弹性蛋白。
本文所用术语"支撑架"是由除其他物质外的金属和有机 聚合物制成的管。当该支撑架由有机聚合物组成时，该聚合物不是本 文所述的纳米纤维或微米纤维聚合物支架。换句话说，如果所述支撑 架由纤维性聚合物支架组成，该纤维的平均直径将在100微米到约50 厘米之间。在一些情况下，整个支撑架能从第一直径膨胀到第二直径， 其中第二直径大于第一直径。II.组合物[OllO]这些组合物可包含聚合物支架。这些聚合物支架可为纤维 性聚合物支架，例如微纤维聚合物支架或纳米纤维聚合物支架。这些 聚合物支架还可以是微图案化聚合物支架。本发明的组合物和/或聚合 物支架可任选地为非排列对齐或它们可为例如纵向或圆周排列对齐 的。本发明的组合物和/或聚合物支架可以任选地形成，例如，薄片， 十字交叉薄片，管，杆或填充管的形状。本发明的组合物和/或聚合物 支架可具有接缝或他们可以是无缝的。本发明的组合物或聚合物还可 任选地包括原料，例如细胞，生物分子，或药学上可接受的赋形剂。 这些排列，形状，和附加的组分可有助于改善或再生或取代生物学功 能。本发明组合物不包括支撑架。该组合物可被用于组织工程以改善， 再生或取代生物学功能。II a)纤维性聚合物支架[Olll]第一方面，本发明提供了包含纤维性聚合物支架的组合物。 纤维性聚合物支架包括可具有一定范围直径的一种或多种纤维。在一 个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为约 0.1纳米到约50000纳米。在另一个示例性的实施方案中，纤维性聚 合物支架中纤维的平均直径为约25纳米到约25， 000纳米。在一个示 例性的实施方案中，纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为约50納米 到约20, OOO纳米。在一个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架 中纤维的平均直径为约100纳米到约5， 000纳米。在一个示例性的实 施方案中，纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为约1, OOO纳米到约20, 000纳米。在一个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架中纤 维的平均直径为约10纳米到约1， OOO纳米。在一个示例性的实施方 案中，纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为约2， OOO纳米到约IO, 000纳米。在一个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架中纤维的 平均直径为约0. 5纳米到约100纳米。在一个示例性的实施方案中， 纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为约0. 5納米到约50纳米。在一 个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为约1 纳米到约35纳米。在一个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架中 纤维的平均直径为约2纳米到约25纳米。在一个示例性的实施方案中， 纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为约90纳米到约1， 000纳米。 在一个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架中纤维的平均直径为 约500纳米到约1， 000纳米。
在一个示例性实施方案中，纤维性聚合物支架选自纳米纤 维聚合物支架和微米纤维聚合物。微米纤维聚合物支架具有微米尺度 特征(平均纤维直径约l， 000纳米到约50， OOG纳米，和尤其约1, 000纳米到约20, 000納米)，而纳米纤维聚合物支架具有亚微米尺 度特征(平均纤维直径约IO纳米到约1， 000纳米，和尤其50納米到 约l， 000纳米)。这些聚合物支架的每一个可模仿治疗区域的物理结 构。例如天然胶原纤维或其他的胞外基质。性聚合物支架。纤维可由单体或亚基制得。例如，可利用乳酸或聚(乳 酸)或羟基乙酸或聚幾基乙酸形成聚丙交酯(PLA)或聚(L-丙交酯) (PLLA)纳米纤维或聚(乙交酯)(PGA)纳米纤维。纤维还可由多于 一种的单体或亚基制得从而形成共聚物，三元共聚物等。例如，乳酸或聚(乳酸)与羟基乙酸或聚羟基乙酸结合形成该共聚物聚(丙交酯-共聚-乙交酯)(PLGA)。用于本发明的其他共聚物包括聚(乙烯-共 聚-乙烯醇)。在一个示例性的实施方案中，纤维包括选自如下的聚合 物或亚基脂肪族聚酯，聚环氧烷烃，聚二甲基硅氧烷，聚乙烯醇， 聚赖氨酸，胶原，层粘连蛋白，纤连蛋白，弹性蛋白，藻酸盐，纤维蛋白，透明质酸，粘蛋白，多肽及其组合。在另一个示例性的实施方
案中，纤维包括选自如下组分的两种不同聚合物或亚基脂肪族聚酯， 聚环氧烷烃，聚二甲基硅氧烷，聚乙烯醇，聚赖氨酸，胶原，层粘连 蛋白，纤连蛋白，弹性蛋白，藻酸盐，纤维蛋白，透明质酸，粘蛋白， 多肽及其组合。在另一个示例性的实施方案中，纤维包含选自如下组 分的三种不同聚合物或亚单元脂肪族聚酯，聚环氧烷烃，聚二甲基 硅氧烷，聚乙烯醇，聚赖氨酸，胶原，层粘连蛋白，纤连蛋白，弹性 蛋白，藻酸盐，纤维蛋白，透明质酸，粘蛋白，多肽及其组合。在一 个示例性的实施方案中，该脂肪族聚酯为直链或分支的。在另一个示 例性的实施方案中，该直链脂肪族聚酯选自如下乳酸(D-或L-)， 丙交酯，聚(乳酸)，聚(丙交酯)，羟基乙酸，聚(幾基乙酸)，聚 (乙交酯)，乙交酯，聚(丙交酯-共聚-乙交酯)，聚(乳酸-共聚-羟基乙酸)，聚己酸内酯及其组合。在另一个示例性的实施方案中， 该脂肪族聚酯是分支的并包含选自如下的至少一种连接到连接物或 生物分子的乳酸(D-或L-)，丙交酯，聚(乳酸)，聚(丙交酯)，羟 基乙酸，聚(羟基乙酸)，聚(乙交酯)，乙交酯，聚(丙交酯-共聚 -乙交酯)，聚(乳酸-共聚-羟基乙酸)，聚己酸内酯及其组合。在另 一示例性的实施方案中，其中所述聚环氧烷烃选自如下聚环氧乙烷， 聚乙二醇，聚环氧丙烷，聚丙二醇及其组合。在某些实施方案中，该纤维性聚合物支架由单个连续纤维 组成。在其他实施方案中，该纤维性聚合物支架由至少二，三，四， 或五种纤维组成。在一个示例性实施方案中，该纤维性聚合物支架中 的纤维的数量选自2-100, 000。在一个示例性实施方案中，该纤维性 聚合物支架中的纤维的数量选自2-50， 000。在一个示例性实施方案 中，该纤维性聚合物支架中的纤维的数量选自50， 000-100， 000。在 一个示例性实施方案中，该纤维性聚合物支架中的纤维的数量选自 10-20， 000。在一个示例性实施方案中，该纤维性聚合物支架中的纤 维的数量选自15-1， 000。该纤维性聚合物支架可包含至少一种组合物的纤维。在一个示例性的实施方案中，该纤维性聚合物支架包含许多不同类型的纤
维，且该数选自1， 2， 3， 4， 5， 6， 7， 8， 9和10中的一个。在另一个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架的一个 或多个纤维为可生物降解的。在另一个示例性的实施方案中，该纤维 性聚合物支架的纤维包含可生物降解的聚合物。在另一个示例性实施 方案中，该可生物降解聚合物包含选自乳酸和羟基乙酸的单体。在另 一个示例性实施方案中，该可生物降解聚合物是聚(乳酸)，聚(幾 基乙酸)或其共聚物。优选的可生物降解聚合物是由美国食品与药物 管理局批准的用于临床使用那些物质，例如聚(乳酸)和聚(羟基乙 酸)。在另一个示例性的实施方案中，本发明的可生物降解聚合物支 架可用于引导工程化组织的形态形成并在该组织集合之后逐渐降解。 该聚合物的降解率可通过本领域技术人员调整以与该组织的生成率相 匹配。例如，如果快速生物降解的聚合物是所需的，可选择约50:50 PLGA的组合。其他增加聚合物支架生物降解性的方式包括选择更亲水 的共聚物(例如，聚乙二醇)，减小聚合物的分子量，因为较高的分 子量通常意味着较慢的降解率，和改变孔隙率或纤维密度，因为较高
另一个示例性的实施方案中，该组织可选自如下肌肉组织，血管组 织，神经组织，脊髓组织和皮肤组织。在另一个示例性的实施方案中，
形成并在成
肌细胞，肌管，和骨骼肌肌肉组织聚集之后逐渐降解。 纤維性聚合物支架的制造方法本发明的聚合物支架可以多种方式制造。在一个示例性的 实施方案中，该聚合物支架可通过静电纺纱制造。静电纺纱是一种导 电流体的雾化过程，其利用静电场和该导电流体之间的相互作用。当
外部静电场施加于导电流体时(例如，半稀释聚合物溶液或聚合物熔 体)，形成了悬浮圆锥形的微滴，从而该微滴的表面张力与该电场平 衡。在该静电场足够强以克服该液体的表面张力时，发生静电雾化。 然后该液i离变得不稳定且细小的射流从该微滴的表面射出。在它到达接地目标的同时，可将该材料收集为互相连接的网，该网含有相对细 小，即小直径纤维。由这些小直径纤维得到的薄膜(或膜)具有非常 大的表面面积与体积的比率和小的孔径尺寸。静电纺纱设备的详细说
明在Zong, et al. ， Polymer, 43 ( 16 ) : 4403-4412 ( 2002 ) ; Rosen et al.， Ann Plast Surg. ， 25:375-87 ( 1990 ) Kim， K., Biomaterials 2003， 24， ( 27 ) ， 4977-85; Zong， X， Biomaterials 200， 26, ( 26 ) ， 5330-8中提供。在静电纺纱之后，可利用挤出工 艺和铸模工艺进一步成型该聚合物。为了将纤维組织调节成排列对齐 的纤维性聚合物支架，利用图案化电极，巻丝筒集电极，或后加工方 法例如单轴拉伸可以成功。Zong，X. ，Biomaterials 2005， 26，
(26) ， 5330-8; Katta, P., N ano Lett 2004， 4， ( 11 ), 2215-2218; Li，D. ，Nano Lett 2005，5，(5)， 913-6.可以几种方式中一种制造聚合物溶液。 一种方法包括将单 体聚合和在适当的溶剂中溶解所产生的聚合物。该过程可以在喷射组 件中实现或其可随后载入到喷射组件内。另 一种方法包括购买商品化 的聚合物溶液或商品化的聚合物和将他们溶解以生成聚合物溶液。例 如，PLLA可以从DuPont (Wilmington, DE )，聚(丙交酯-共聚-乙交酉旨)可以从Ethicon ( Somervi 1 le， NJ )和Birmingham Polymers
(Birmingham, AL )购买，Sigma-Aldr ich ( St. Louis， MO) 和 Polysciences (Warrington, PA)购买。其他制造商包括Lactel Absorbable Polymers (Pelham， AL )。其他本发明的聚合物支架组分， 例如细胞和生物分子也是商品化的，可购自供应商例如Invitrogen
(San Diego, CA ) ， Cambrex ( Walkersvi 1 le， MD )， Sigma-Aldrich，Peprotech (Rocky Hill, NJ ) ，R&D Systems
(Minneapolis, MN ) ， ATCC ( Manassas, VA ) ， Pierce Biotechnology (Rockford，IL)。用于形成聚合物支架的聚合物首先溶于溶剂。该溶剂可以 是任何溶剂，该溶剂能够溶解该聚合物单体和/或亚基和提供能够导电 和静电纺纱的秉合物溶液。典型的溶剂包括选自如下的溶剂N，N-二曱基甲酰胺(DMF)， 四氢呋喃(THF) , 二氯甲烷，二氧杂环己烷， 乙醇，六氟异丙醇(HFIP),氯仿，水及其组合。该聚合物溶液可任选含有产生过量电荷作用以促进该静电 纺纱过程的盐。适合的盐的例子包括NaCl， KH2P04， K2HP04， KI03， KC1， MgS04， MgCl2，NaHC03， CaCl2或这些盐的混合物。形成该导电流体的聚合物溶液优选具有约1 wt %-约80 wt %的聚合物浓度，更优选约8 wt %-约60 wt °/。。导电流体优选具有约 50 mPa X s-约2000 mPa X s的粘度，更优选约200 mPa X s-约700 mPa X s。在静电纺纱过程中产生的电场优选在约5 kV-约100 kV的 范围内，更优选约10 kV-约50 kV。该导电流体进料到喷丝头(或电 极)的速度优选在约0. 1微升/分钟_约1000微升/分钟的范围内，更 优选在约1微升/分钟-约250微升/分钟。单个或多个喷丝头位于平台上，该平台可调，改变平台和 接地集电极基材之间的距离。该距离可以是任何允许溶剂在聚合物与 接地集电极基材接触之前基本完全蒸发的距离。在一个示例性的实施 方案中，这个距离可在1 cm到25 cm之间变化。增加接地集电极基材 和该平台之间的距离通常可制造更细的纤维。在需要旋转芯轴的静电纺纱的情况下，该芯轴和电动机通 常通过钻夹头机械连接。在一个示例性实施方案中，该电动机以约1 rpm-约500 rpm的速度旋转芯轴。在另 一个示例性实施方案中，该电 动才几以约200 rpm-约500 rpm的速度i走转芯轴。在另一个示例性实施 方案中，该电动才几以约1 rpm-约100 rpm的速度S走转芯轴。本文描述了用于静电纺纱过程和设备的其他实施方案或修改。
导电流体的电/机械性能的变化由静电纺纱制造的所得膜的性质受该导电流体的电性能和 机械性能影响。该聚合物溶液的导电率可通过添加离子无机/有机化合 物来剧烈改变。该聚合物溶液的磁流体力学性质可依赖于物理和机械性能的组合，(例如，液体的表面张力，粘度和粘弹性)和电性质(例 如，液体的电荷密度和极化度)。例如，通过添加表面活性剂到聚合 物溶液中，可减少流体表面的张力，以致该静电场可以在更宽的条件 范围内影响该射流形状和该射流。通过耦联可将流速控制在恒定压力 下或在恒定流速下的喷射泵，可减轻该导电流体粘度的影响。 电极设计在另 一个用于制造本发明膜的实施方案中，在静电纺纱期 间进一步优化射流形成过程以提供对纤维尺寸更好的控制。并非如上 所讨论的仅提供带电喷丝头和接地板，带正电的喷丝头仍对该聚合物 溶液微滴的形成负责且中心具有小出口孔的电极板对该射流的形成负 责。该出口孔提供了使射流穿过该电极板的工具。因此，如果带正电 的喷丝头上的该聚合物^:滴具有2-3mm的典型尺寸和该电极板位于距 离该喷丝头约10 mm处，可以形成合理的静电势。两个电极之间的短 距离意味着静电势可相当低。但是，该所得的电场强度对于静电纺纱 过程可以是足够强的。通过改变喷丝头的电势，可控制和调节射流的 形成。这样的电极构造将大大减少喷丝头上需要的外加电势，典型地， 从约15 kV下降到约1.5-2 kV (相对于地面板极电势)。对稳定射流 形成所需的确切喷丝头电势依赖于特定导电流体的电/机械性能。
射流加速和输送的控制在另一个制造本发明聚合物支架优选的实施方案中，射流 射程也是精确控制的。通过该电极板出口孔的射流是带正电的。虽然， 该流体具有在飞行时自身矫直的倾向，在无外部电场限制下，射流在 其轨线上很快变得不稳定。换句话说，该带电流体开始散开，导致对 流体的微观和宏观特性失去控制。该不稳定性可以通过在电极板和一 系列(等)间隔电极板之后立即使用小心设置的试探电极来去除。该 电极组件(或复合电极)，即，试探电极和电极板，可产生沿着(直 的)飞行路线静电势的均匀分布。通过将喷丝头的基础电势置于比目 标(接地电势)高约+20到+30 kV，同时调节试探电极的静电势低于 该电极板的基础电势来形成加速电势。该复合电极能够将射流递送到所需的目标区。该复合电极还将用于操作该射流。通过改变静电势， 改变射流的加速度，导致形成的聚合物纤维的直径变化。这个静电势 变化改变了射流的稳定性，因此，复合电极的相应改变可用于稳定新 的射流。这些程序可用于在静电纺纱过程期间微调和改变的纤维直径。 喷射操作在又一个的实施方案中，射流可以通过使用广泛用于高能 物理学的加速器技术的"交变梯度"(AG)技术来聚焦。基本思想是 使用两对静电四极透镜。第二个透镜具有与第一个透镜相同的几何排 列而具有反转的(交替的)电梯度。带正电的射流将会聚集，例如， 在第一个透镜之后的xz平面内，然后在第二个透镜之后的yz平面内 重新聚集。注意Z轴方向表示起始飞行路径的方向。通过将附加的三 角形波形信号施加到一对四极上的电势，该喷射可以席巻目标区，使 射流的方向处于控制之中。此外，由于变化的"席巻，，电势信号波形， 在目标上可形成所需的图案。
具有单独芯轴的静电纺纱设备静电纺纱聚合物纤维可沉积在静止或旋转的基材上。过去， 静止金属集电极用于静电纺纱纤维的随机沉积。在静电纺纱期间使用 旋转金属芯轴。旋转金属芯轴引起在芯轴表面上纤维的随机沉积，当 除去芯轴时其可制造管。具有圆周纤维排列对齐的管也可以通过修饰 该方法和高速(〉100rpm)旋转芯轴来制造。如果大直径和/或长度的 转鼓用作集电极基材，非排列对齐和排列对齐的纤维性聚合物支架薄 片可通过从该转鼓切割并除去沉积的纤维性聚合物支架而制造。之前 也已显示在静止金属集电极内部制造气隙(孔)诱发了穿过间隙沉积 的静电纺纱纤维的排列(Li， D. ， Wang Y. LL， Xia， Y. N., Electrospinning of Polymeric and Ceramic Nanofibers as Uniaxially Aligned Arrays. Nano Letters, 2003. 3 ( 8 ) : p. 1167-71)。但是，在Li，或任何其他文献中，都没有对排列对齐的 三维管或杆的制造或直接由纵向排列对齐的纤维构成的静电纺纱管或 杆的描述。
在另 一个方面，本发明包括在旋转芯轴上对排列对齐纤维 性聚合物支架静电纺纱的方法。这些纤维性聚合物支架可以用户所需 的任何取向排列。在一个示例性实施方案中，该支架基本纵向或基本 圆周排列。通过这个方法产生的纤维性聚合物支架既可以具有接缝也 可以是无缝的。在一个示例性的实施方案中，纤维性聚合物支架是无 缝的。在另一个示例性实施方案中，纤维性聚合物支架在沿着与该聚 合物支架纵轴基本平行的方向上是无缝的。在另一个方面，本发明包括允许无缝管，无缝填充管和无 缝杆静电纺纱的单独芯轴。在另一个示例性实施方案中，该无缝管， 无缝填充管和无缝杆具有非排列对齐的纤维取向。在另一个示例性实 施方案中，该无缝管，无缝填充管，无缝杆的纤维是排列对齐的。在 另一个示例性实施方案中，该无缝管，无缝填充管，无缝杆具有基本 纵向排列对齐的纤维。在另一个方面，本发明包括允许整体形成的管，填充管和 杆静电纺纱的单独芯轴。在另一个示例性实施方案中，该整体形成管， 填充管和杆具有非排列对齐的纤维取向。在另一个示例性实施方案中， 该整体形成管，填充管和杆的纤维是排列对齐的。在另一个示例性实 施方案中，该整体形成管，填充管和杆具有基本纵向排列对齐的纤维。在一个示例性实施方案中，芯轴与能够以其纵轴为中心旋 转芯轴的发动机装置连接。在静电纺纱设备中，该旋转芯轴是接地的 并位于喷丝头的下面。聚合物溶液被递送到喷丝头的尖端并通过电源 使带电。在喷丝头和芯轴之间产生的电场诱发喷丝头顶端的带电聚合 物溶液形成喷射。该喷射向芯轴方向喷射。该聚合物接触芯轴的一导 电区然后接触该芯轴的第二导电区，穿过该芯轴不导电区或气隙沉积。 这导致形成了排列对齐纤维沉积在不导电区或气隙上。通过旋转芯轴， 得到排列对齐纤维的均匀涂敷层。该沉积纤维层与芯轴或芯轴之间的 气隙的形状一致，因此在有些情况下形成薄片，在有些情况下为管或 在其他的情况下为杆。包含薄片，管或杆的纤维会沿着管或杆的长度 方向排列，因此形成了具有纵向排列对齐纤维的薄片，管或杆。在一个示例性的实施方案中，该管或杆是无缝的。在另一个示例性实施方 案中，该管或杆沿与该管或杆的长轴基本平行的方向是无缝的。在一个实施方案中，本发明提供了具有至少两导电区和至 少一个不导电区的芯轴。这样的芯轴可以许多方式设计；该芯轴的示 例性描述提供于图3B和作为制造本发明薄片和/或管设备一部分的 芯轴的描述叙述在图1， 2, 2A，和2B中。在一个示例性的实施方 案中，导电材料是金属。在另一个示例性实施方案中，该金属选自钢 和铝。 一种情形下，导电芯轴的区域可由不导电材料覆盖。这个芯轴 的示例性横截面提供于图3D。在一个示例性实施方案中，该不导电材 料选自如下胶带，绝缘胶带，聚四氟乙烯，和塑料。另一种情形下， 可制造具有至少三个部分， 一个互连两个导电芯轴区的不导电区。另 一个情形下，不导电区为在两个导电芯轴区之间延伸的不连续部分。 这个芯轴的示例性横截面提供于图3C。附加不导电区可通过将不导电 区置于该芯轴的导电区之上，或通过互连在芯轴两个导电区之间的不 导电区添加到该芯轴上。这些附加不导电区，如果与附加喷丝头结合 使用，可同时促进在相同芯轴上不止一个管的生产。在一个实施方案 中，本发明提供了具有至少三导电区和至少两个不导电区的芯轴。在 一个实施方案中，本发明提供了具有至少四导电区和至少三个不导电 区的芯轴。在一个实施方案中，本发明提供了具有至少五导电区和至 少四个不导电区的芯轴。在一个实施方案中，本发明提供了具有第一导电区，第二 导电区和在第一导电区和第二导电区之间气隙的芯轴。这样的芯轴可 以许多方式设计；该芯轴的示例性描述提供于图3E。该芯轴作为生产 本发明杆设备的一部分的示例性描述描述在图6， 7，和7A。提供的具 有多头喷丝头的实施方案描述在图11中。在一个示例性的实施方案 中，导电材料是金属。在另一个示例性实施方案中，该金属选自钢和 铝。在一个示例性实施方案中，芯轴的各导电区与另一个排列成行。 在一个示例性实施方案中，芯轴的各导电区与能够以相同速度旋转的 组件连接。这可通过将电动机组件连接到芯轴的各导电区和保证各电动机在相同的速度下运转来实现。这也可通过保证芯轴的各导电区与 相同的电动机连通来实现。在静电纺纱完成之后，本发明的聚合物支架从芯轴上移开。 对于薄片支架聚合物，该薄片可从芯轴剥离。对于管聚合物支架，该 芯轴可从电动机组件内取出，然后移出管。在一些实施方案中，移出 还可通过将在中间的芯轴拆开或也还可通过切割管来实现。对于杆聚 合物支架，该杆可从导电区的金属端剥离。某些情形下，该沉积纤维 的长度不是等同的，导致在聚合物支架的一端或两端为锯齿状边缘。 任选地，为了产生具有基本相同尺寸长度的聚合物支架，可切割该聚 合物支架的一端。当聚合物支架在芯轴上时，或在其已从芯轴移开之 后，可进行这样的切割。本文描述的该聚合物支架的特征可通过变化多个参数来改 变。例如。有几个方法，其既可以单独使用也可以结合使用，可减少 纤维性聚合物支架内纤维的平均直径。 一种方法是添加更多的盐到该 聚合物溶液中。在聚合物溶液中使用极性更强的溶剂也易于降低平均 纤维直径，在喷丝头和芯轴之间增加距离也起到同样的作用。减少支 架直径其他方法包括增加设备的电压和增加聚合物的浓度。
方法来形成。例如，多层管可以由完成几个芯轴的旋转来形成。也可 制造其他具有多于一种类型的层的聚合物支架。在一个示例性实施方 案中，该纤维的圆周排列也可通过改变芯轴旋转的速度而调节或变化。 因此可以制造具有内部纵向排列层和外部圓周排列层的聚合物支架。 为了制造具有特定排列各层的多层空心管支架，可以使用各种芯轴和 转速。在一个示例性实施方案中，将空心管形纤维性支架制造为具有 纵向排列对齐的腔层和圆周排列对齐的纤维外层。制造这样的支架的 一种方法包括使用如前所述的具有不导电区的芯轴。该芯轴低速旋转 以允许由纵向排列对齐纤维组成的管形纤维性支架的形成。然后增加 芯轴的转速，其引起静电纺纱纤维在沿围绕纵向排列对齐的纤维性管 的圆周排列。在另一个示例性实施方案中，内层纵向排列而该外层由随机排列对齐的纤维组成。这可通过使用之前描述的相同装置实现， 除了当形成外层时，该芯轴以防止纤维纵向和圆周排列对齐的中速旋转。
II.b)微图案化的聚合物支架在第二方面，本发明提供了包含微图案化的聚合物支架的 组合物。因为微图案化，软蚀刻技术用于形状或化学改变该聚合物的 空间和几何组织以在基材表面生成微米尺度特征。Taylor, A.M., Nat Methods 2005, 2， (8) ， 599-605; Dow， J. A. ， J Cell Sci Suppl 1987， 8， 55-79; Kane， R. S. ， Biomaterials 1999， 20,( 23—24 ), 2363 -76。由这些技术生成的聚合物支架可用于控制细胞行为的许多 方面，包括细胞尺寸，形状，空间组织，增殖和生存。Chen， C. S.， Science 1997， 276， ( 5317 ) , 1428-8; Bhatia， S.N.， Faseb J 1999， 13, (14)， 1883-900; Deutsch， J. ， J Biomed Mater Res 2000， 53， (3)， 267-76; Folch， A. ， A腿Rev Biomed Eng 2000， 2, 227-56; Whitesides， G. M. , A匪Rev Biomed Eng 2001， 3， 335 -73。聚(二曱基硅氧烷)(PDMS)是一种可通过微图案化具有高 再生性，并可为细胞连接提供柔韧基材的弹性体。Wang， N. , Cell Motil Cytoskeleton 2002, 52， (2) , 97-106。
II. c)聚合物支架的排列本发明的聚合物支架可具有排列取向或随机取向。在排列 取向内，包含聚合物支架的至少50%纤维是沿着排列均轴取向。在一个示例性实施方案中，该组合物具有选自如下的排列 基本纵向的，基本圆周的和十字交叉的。当纤维在沿着管、填充管或 杆状的聚合物支架长轴方向排列时，存在纵向排列。当纤维是沿着聚 合物支架短轴方向排列时，存在圆周排列。当组合物中的一种聚合物 支架纤维以第一聚合物支架排列均轴相对于第二聚合物支架(其与第 一聚合物支架邻接)排列均轴成一定角度的方式排列时，存在十字交 叉的排列，纵向排列或圆周排列对齐的聚合物支架可以具有不止一层 的纤维。十字交叉排列聚合物支架需要不止一层的纤维。
在另一个示例性实施方案中，聚合物纤维具有与纤维束中
心轴的标准偏离。在一个示例性实施方案中，所述纤维的标准偏离选
自fe口下约0° -约1° ，约0° -约3° ，约0° -约5° ，约0° -约10 ° ，约0° -约15° ，约0° -约20° ,和约0° -约30° 。排列的聚合物支架对细胞骨架的排列，细胞迁移和细胞功 能具有深刻的影响。排列的聚合物支架可以诱导和引导细胞迁移因此 提高组织的再生。这样的支架是解决多种组织例如肌肉，血管组织， 神经和脊髓再生最有前景的方法。例如，纵向排列对齐的纤维性聚合 物支架可以提高和特定引导神经，皮肤，肌肉和/或血管组织穿过损伤 间隙生长。其中排列的聚合物支架位于的方向可影响替换或改善排列 的聚合物支架的生物学功能。例如，当排列聚合物支架位于伤口内， 伤口愈合更快，此时排列对齐的聚合物支架垂直于而不是平行于伤口 的长轴。在一个示例性实施方案中，该束排列对齐的聚合物支架的中 心长轴位于垂直于改善或替换排列的聚合物支架的材料的方向。在另 一个示例性实施方案中，该束排列对齐的聚合物支架的中心长轴位于 与改善或替换排列聚合物支架的材料方向平行的方向。在另一个示例性实施方案中，本发明的排列的组合物(例 如聚合物支架)可包含可生物降解聚合物。这些组合物可用于引导其 他类型具有各向异性结构组织的形态形成，例如，神经，皮肤，血管， 骨骼肌，心肌，腱和韧带。本发明这些排列，可生物降解的组合物还 可用于三维组织的形成。使用静电纺纱可生物降解的纤维性聚合物支 架，可以生成神经组织，脊髓组织，皮組织，血管组织和肌肉組织的 三维构造。在一个示例性实施方案中，本文所述组合物可包含不止一 个聚合物支架。那些聚合物支架的每一个可具有与组合物中其他一个 或多个聚合物支架相同或不同的排列。在一个示例性实施方案中，该组合物包含两个聚合物支架。 第一聚合物支架有管形状且是纵向排列对齐的。第二聚合物支架围绕第一个聚合物支架的外部和具有选自如下取向的取向随机，圆周，
十字交叉，和纵向。在一个示例性实施方案中，第二个聚合物支架的
取向选自随才几和圆周。
II.D)聚合物支架的形状/制造聚合物支架的方法
本发明的聚合物支架可形成为多种形状，依赖于解决问题
的性质。本发明的组合物和/或聚合物支架具有各种尺寸。在一个示 例性实施方案中，聚合物支架是0.1 mm-50 cm长。在另一个个示例 性实施方案中，该聚合物支架是0. 1 mm-lmm长。在另一个示例性实施 方案中，该聚合物支架是1mm-lcm长。在另 一个示例性实施方案中， 该聚合物支架是lcm-10 cm长。在另一个示例性实施方案中，该聚合 物支架是10cm-50cm长。在另 一个示例性实施方案中，该聚合物支架 是lcm-5 cm长。在另 一个示例性实施方案中，该聚合物支架是 2. 5cm-15 cm长。在另一个示例性实施方案中，该聚合物支架是5mm-6cm 长。在另一个示例性实施方案中，该聚合物支架是8mm-3cm长。在另 一个示例性实施方案中，该聚合物支架是10cm-25cm长。在另一个示 例性实施方案中，该聚合物支架是O. 5cm-2cm长。在另一个示例性实 施方案中，该聚合物支架是0. lcm-2cm长。本发明组合物和/或聚合物支架可由各种纤维层组成。在一 个示例性实施方案中，该组合物具有约1-约2, 000个纤维层。在一个 示例性实施方案中，该組合物具有约1-约l，OOO个纤维层。在一个示 例性实施方案中，该组合物具有约1-约500个纤维层。在一个示例性 实施方案中，该组合物具有约1-约20个纤维层。在一个示例性实施 方案中，该组合物具有约1-约IO个纤维层。在一个示例性实施方案 中，该组合物具有约5-约25个纤维层。在一个示例性实施方案中， 该组合物具有约500-约1， 500个纤维层。在一个示例性实施方案中， 该组合物具有约10-约20个纤维层。在一个示例性实施方案中，该组 合物具有约35-约80个纤维层。在一个示例性实施方案中，该组合物 具有约10_约IOO个纤维层。在一个示例性实施方案中，该组合物具有约5-约600个纤维层。在一个示例性实施方案中，该组合物具有约 10-约80个纤维层。在一个示例性实施方案中，该组合物具有约2-约 l2个纤维层。在一个示例性实施方案中，该组合物具有约60-约400 个纤维层。在一个示例性实施方案中，该组合物具有约1， 200-约1， 750 个纤维层。在一个示例性实施方案中，聚合物支架具有薄片或膜的形 状。聚合物支架膜可通过静电纺纱制成。在膜内部的各纤维可在使用 转鼓作为集电极的静电纺纱期间或者在机械单轴拉伸之后排列。在另一个示例性实施方案中，该聚合物支架具有十字交叉 状。为了形成十字交叉薄片，排列聚合物薄片或膜的层可以彼此以选 自如下角度的角度排列大于20度但是小于160度，大于30度但是 小于150度，大于40度但是小于140度，大于50度但是小于130度， 大于60度但是小于120度，大于70度但是小于110度，和大于80 度但是小于100度。有制造十字交叉薄片的各种方式。在一个示例性实施方案 中，使用不含不导电区的旋转金属转鼓集电极。纤维排列层在鼓上生 成，然后将其从鼓上剥离。该排列层旋转90度然后放回鼓上。在该鼓 高速旋转的同时添加静电纤维的下一个附加层。其他十字交叉层可通 过重复这些步骤来添加。在另一个示例性实施方案中，使用有不导电 区的转鼓。此处，该转鼓緩慢旋转第一阶段使该纤维沉积并纵向排列 在不导电部分。然后该转鼓快速旋转从而该纤维被迫圆周排列。其他 的十字交叉层可通过重复这些步骤来添加。在另一个示例性实施方案中，聚合物支架具有管形。管的 示例性描述提供于图4A和管的横断面视图的示例性描述提供于图5A。 管可以具有各种尺寸，依赖于其长度，以及其内径和外径。在一个示 例性实施方案中，该管的内部空间基本上无纤维性聚合物支架。可变 化这些参数以适应，例如，多种组织的尺寸和应用。在一个示例性的 实施方案中，该管壁由排列对齐纤维组成。在另一个示例性实施方案中，该纤维纵向排列或圆周排列。另一个示例性的实施方案中，该管 具有接缝。在另一个示例性实施方案中，该管的接缝基本与管的纵轴 平行。在另一个示例性的实施方案中，该管是无缝的。在另一个示例 性实施方案中，该管在管的纵轴平行方向上基本无缝。在另一个示例 性实施方案中，该管的内壁由纵向排列对齐的纤维层组成而管的外壁 由非排列对齐的纤维组成。在另一个示例性实施方案中，与该管的纵 轴平行的管是无缝的，和该管的内壁由纵向排列对齐纤维层组成而该 管的外壁由非排列对齐纤维组成。在这一情况下限定的管由于存在作 为外层鞘壳随机定向纤维显示出更大的结构完整性。在另一个示例性 实施方案中，管的内壁由非排列对齐随机取向的纤维组成而管的外壁 由纵向排列对齐的纤维层组成。在另一个示例性实施方案中，这个与 管纵轴平行的管是无缝的。在另一个示例性实施方案中，该管的内壁 由纵向排列对齐的纤维组成而管的外壁由圆周排列对齐的纤维组成。 在另一个示例性实施方案中，这个与管纵轴基本平行的方向的管是无 缝的。在一个示例性实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距离 为约lnm到50,000 nm。在另 一个示例性实施方案中，该管的内壁和 外壁之间的距离为约lnm到10, OOOnm。在另 一个示例性实施方案中， 该管的内壁和外壁之间的距离为约lnm到5， 000 nm。在另一个示例性 实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距离为约lrnn到500 nm。在另 一个示例性实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距离为约lnm到50 nm。在另一个示例性实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距离为约 lrnn到5 nra。另一个示例性实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距 离为约10nm到500 nm。在另 一个示例性实施方案中，该管的内壁和 外壁之间的距离为约100nra到1， 000 nni。在另一个示例性实施方案中， 该管的内壁和外壁之间的距离为约S，000mn到l5， 000 nm。在另一个 示例性实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距离为约20， 000nm到 50，000 nm。在另 一个示例性实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距 离为约75nm到600 nm。在另 一个示例性实施方案中，该管的内壁和外壁之间的距离为约2， 000 nm到7， 000 nm。在一个示例性实施方案中，该管的内径为约lnm到50， 000 mn。在另 一个示例性实施方案中，在该管的内径为约l認到10， QOO nm。 在另一个示例性实施方案中，在该管的内径为约l認到5， 000 nm。在 另一个示例性实施方案中，在该管的内径为约lrnn到500 nm。在另一 个示例性实施方案中，在该管的内径为约lnm到50 nm。在另一个示 例性实施方案中，在该管的内径为约lnm到5 nm。在另一个示例性实 施方案中，在该管的内径为约10nm到500 nm。在另一个示例性实施 方案中，在该管的内径为约100nm到1， 000 nm。在另一个示例性实施 方案中，在该管的内径为约5，000rnn到15, 000 nm。在另一个示例性 实施方案中，在该管的内径为约20， OOOnm到50， 000 nm。在另一个示 例性实施方案中，在该管的内径为约75nm到600 nm。在另一个示例 性实施方案中，在该管的内径为约2， 000 nm到7, 000 nm。本文所述的管可以多种方式制造。在一个示例性的实施方 案中，该管不是通过静电纺纱制造的。在另一个示例性实施方案中， 该管由随机无定向的纤维或随机无定向的聚合物支架组成。在一个示例性实施方案中，将纤维性聚合物支架薄片轧压 制造具有接缝的管。首先，纤维性聚合物支架薄片是通过静电纺纱制 造的。包含薄片的纤维可在静电纺纱期间排列。制造排列静电纺纱纤 维的某些方法包括使用转鼓作为接地集电极基材的方法或通过使用本 文所述芯轴的方法。在一个示例性的实施方案中，该芯轴是芯轴56A。
包含薄片的纤维也可在静电纺纱之后通过机械单轴拉伸排列。然后排 列对齐的纤维性聚合物支架薄片在芯轴周围轧压以形成管。该芯轴既 可在固定该管之前也可之后除去。在一个示例性实施方案中，然后将 与聚合物支架纵轴平行的薄片的两个端固定在一起以制造纵向排列对 齐的接缝管。在另一个示例性实施方案中，该薄片在该芯轴周围轧压 不止一次和该薄片的一端固定到管的一部分上以生成纵向排列对齐的 接缝管。通过退火(热)，粘合或缝合来实现该固定。粘合剂的例子 包括溶剂或生物学粘合剂例如血纤蛋白粘合剂和胶原凝胶剂。
现在将详细参考本发明的几个实施方案，其例子在附图中 示例。尽管本发明将会结合随后实施方案详细描述，但应该理解他们 并不旨在将本发明限于这些实施方案。相反，本发明旨在覆盖可包括 在由所附权力要求所限定的本发明的精神和范围内的备选方案，修改 方案和等价方案。在另一示例性实施方案中，本发明提供了无缝管。图l为 制造这样结构的静电纺纱设备30。聚合物溶液38，其包含溶于溶剂的 聚合物，包含在喷射组件36之内。该喷射组件36为喷射泵组件32 的一部分，其中计算机34通过控制压力或流速来控制聚合物溶液排出 该喷射器的速率。任选地，可对所选喷丝头提供和控制不同的流速。 依赖于该聚合物支架所需的物理性质改变流速，即，膜的厚度，纤维 直径，孔径尺寸，膜的密度等。该喷射器泵组件32将聚合物溶液进料到喷丝头42，该喷 丝头42位于平台44。该喷丝头为尖形，其允许喷射形成和递送而无 干扰。利用高压电源48通过电线41A将约10 kV-约30 kV的电压施
加到该喷丝头上。芯轴56A (其，如同图3B所提到的包括55， 57A和57B) 位于喷丝头42下面从而在带电喷丝头和芯轴56A之间形成电场。该电 场使一束聚合物溶液从该喷丝头喷出并喷射到芯轴56A,形成微米或 纳米直径的细丝或纤维46。该钻夹头使用接地线41B和41C接地。该芯轴56A连接与电动机52连接的第一钻夹头54 (连接 到不导电轴承60) 和第二钻夹头54A (连接到不导电轴承60A)。 该电动机52与速度控制器50连接，该速度控制器50控制该电动机旋 转芯轴56A的速度。任选地，可提供不同的旋转速度。依赖于该聚合 物支架所需的物理性质改变旋转速度，即，膜的厚度，纤维直径，孔 径尺寸，膜的密度等。在另一个示例性的实施方案中，本发明提供通过图2静电 纺纱设备制造的无缝管。这个设备类似于图1的设备，但还包括容纳 平台44的塔40。
具有多层聚合物支架的管可以多种方式制造。在一个示例
性实施方案中，可将附加的聚合物支架薄片缠绕在本文所述的管外或 本文所述的管内。在一个示例性实施方案中，生成纵向排列对齐的纤 维性聚合物支架，其为无缝或具有接缝。然后非排列对齐的微米/纳米 纤维纤维性聚合物支架薄片位于纵向排列管的周围以生成具有内部纵
向排列对齐的纤维层和外部非排列对齐的纤维层的双层管。具有其他
层数的管(3， 4， 5， 6等)是这些方法可能延伸。缝合或粘合剂可 任选地添加到该聚合物以维持这个结构。在另一个示例性实施方案中，生产纵向排列对齐的纤维性 聚合物支架，其为无缝或具有接缝。然后将圆周排列对齐纤维性聚合
物支架薄片置于纵向排列管的周围以形成具有内部纵向排列对齐纤维 层和外部非排列对齐纤维层的双层管。缝合或粘合剂可任意地添加到
该聚合物以维持这个结构。在另一个示例性实施方案中，生成具有内壁和外壁的无缝 纤维性聚合物支架管，其中内壁由纵向排列对齐的纤维组成和外壁由 圆周排列对齐的纤维组成。在静电纺纱期间使用本文所述在不导电区 两侧具有两导电区的芯轴。该芯轴以低速旋转以形成纵向排列对齐纤 维的均匀沉积。然后该芯轴以高速旋转以形成圆周排列对齐纤维的均 匀沉积。得到无缝纤维性聚合物支架管，其具有内部纵向排列对齐的 纤维层和外部圆周排列对齐的纤维层。在另一个示例性实施方案中，生成具有内壁和外壁的无缝
纤维性聚合物支架管，其中内壁由纵向排列对齐的纤维组成和外壁由 圆周非排列对齐的纤维组成。上述在不导电区两侧具有两导电区的特
定芯轴在静电纺纱期间使用。该芯轴以低速旋转以形成纵向排列对齐 纤维的均匀沉积。然后该芯轴以中速旋转，该速度防止沉积纤维的纵 向和圆周的排列。得到无缝纤维性聚合物支架管，其具有内部纵向排 列对齐的纤维层和外部随机排列对齐的纤维层。在另一个示例性实施方案中，聚合物支架具有杆的形状。杆的示例性描迷提供于图4B和杆的横断面视图的示例性描述提供于 图5B。杆可以具有各种尺寸，依赖于其长度，以及其直径。也可以变 化杆内纤维的数量，这将影响该杆的密度。可变化这些参数以适应， 例如，各种组织的尺寸和应用。在一个示例性的实施方案中，该杆由 排列对齐纤维组成。在另一个示例性实施方案中，该纤维纵向排列或 圆周排列。另一个示例性的实施方案中，该杆具有接缝。在另一个示 例性实施方案中，杆的接缝基本与杆的纵轴平行。在另一个示例性的 实施方案中，该杆是无缝的。在另一个示例性实施方案中，该杆在与 杆纵轴平行的方向基本上是无缝的。在另一个示例性实施方案中，该 杆包括纵向排列对齐的纤维层，其被由非排列对齐纤维组成的管覆盖。 在另一个示例性实施方案中，该杆在与杆纵轴平行的方向基本上是无 缝的，并且该杆包括纵向排列对齐纤维层，其被由非排列对齐纤维组 成的管覆盖。由于作为外层鞘壳随机定向纤维的存在，将在这一情况 下限定的材料设计为显示出更大的结构完整性。在另一个示例性实施 方案中，杆由非排列对齐的随机取向纤维组成而该管由纵向排列对齐 纤维组成。在另一个示例性的实施方案中，该杆在与杆纵轴平行的方 向基本上是无缝的。在另一个示例性实施方案中，该杆由纵向排列对 齐的纤维组成，其被由圆周排列对齐的纤维组成的管覆盖。另一个示 例性的实施方案中，该杆在与杆纵轴平行的方向基本上是无缝的。在一个示例性实施方案中，该杆的直径约lnm到50, 000 nm。在另一个示例性实施方案中，该杆的直径为约lnm到10， 000 nm。 在另一个示例性实施方案中，该杆的直径为约lnm到5， 000 nm。在另 一个示例性实施方案中，该杆的直径为约lnm到500 mn。在另一个示 例性实施方案中，该杆的直径为约lnm到50 nm。在另一个示例性实 施方案中，该杆的直径为约lnm到5 nm。在另 一个示例性实施方案中， 该杆的直径为约10nm到500 nm。在另 一个示例性实施方案中，该杆 的直径为约100nm到1， 000 nm。在另 一个示例性实施方案中，该杆的 直径为约5， 000nm到15, 000 nm。在另 一个示例性实施方案中，该杆 的直径为约20， OOOnm到50， 000 nm。在另 一个示例性实施方案中，该杆的直径为约7Snm到600 nm。在另 一个示例性实施方案中，该杆的 直径为约2， 000 nm到7， 000 nra。本文所述的杆可以多种方式制造。在另一个示例性的实施 方案中，该杆不是通过静电纺纱制造的。在另一个示例性实施方案中， 该杆由随机无定向的纤维或随机无定向的聚合物支架组成。在一个示例性实施方案中，将纤维性聚合物支架薄片轧压 制造具有接缝的杆。首先，纤维性聚合物支架薄片是通过静电纺纱制 造的。包含薄片的纤维可在静电纺纱期间排列。制造排列对齐的静电 纺纱纤维的某些方法包括使用转鼓作为接地集电极基材或本文所述芯
轴的方法。在一个示例性的实施方案中，该芯轴是芯轴56B。包含薄 片的纤维也可在静电纺纱之后通过机械单轴拉伸排列。然后该排列对 齐的纤维性聚合物支架薄片自身轧压形成杆。然后该聚合物支架薄片 的一端固定在该杆的一部分上以生成纵向排列对齐的接缝杆。通过退 火(热)，粘合或通过缝线来将该薄片固定在一起。粘合剂的例子包 括溶剂或生物学粘合剂例如纤维蛋白粘合剂和胶原凝胶。现在将详细参考本发明的几个实施方案，其例子在附图中 示例。尽管本发明将会结合随后实施方案详细描述，但应该理解他们 并不旨在将本发明限于这些实施方案。相反，本发明旨在覆盖可包括 在由所附权力要求所限定的本发明的精神和范围内的备选方案，修改
方案和等价方案。在另一个示例性实施方案中，本发明提供了无缝杆。图6 为制造这样结构的静电纺纱设备80。聚合物溶液38,其包含溶于溶剂 的聚合物，包含在喷射组件36之内。该喷射组件36为喷射泵组件32 的一部分，其中计算机34通过控制压力或流速来控制聚合物溶液排出 该喷射器的速率。任选地，可对所选喷丝头提供和控制不同的流速。
依赖于该聚合物支架所需的物理性质改变流速，即，膜的厚度，纤维 直径，孔径尺寸，膜的密度等。该喷射器泵组件32将聚合物溶液进料到喷丝头42,该喷 丝头42位于平台44上。该喷丝头为尖形，其允许喷射形成和递送而无干扰。利用高压电源48通过电线41A将约10kV到约30kV的电压 施加到该喷丝头上。芯轴56B(其如同图3C所提到的，包括57A， 57Band58) 位于喷丝头42下面。该芯轴56B具有第一导电区57A和第一导电面 57C，第二导电区57B和第二导电面57D，从而在带电喷丝头和该芯轴 56B之间生成电场。该电场使一束聚合物溶液从该喷丝头喷出并喷射 到芯轴56B,形成在58内的微米或纳米直径的细丝或纤维。钻夹头使 用接地线41B和41C接地。第一导电区57A连接到第一钻夹头54(连接到不导电轴承 60)且第二导电区57B与第二钻夹头54A连接(连接到不导电轴承 60A),该第二钻夹头54A与电动机52A连接。电动机52和52A与速 度控制器50A连接，该速度控制器50A控制电动机旋转芯轴56B的速 度。任选地，可提供不同的旋转速度。依赖于该聚合物支架所需的物 理性质改变旋转速度，即，膜的厚度，纤维直径，孔径尺寸，膜的密 度等。在另一个示例性的实施方案中，本发明提供通过图7静电 纺纱设备制造的无缝杆。这个设备类似于图6的设备，但还包括容纳 平台44的塔40。具有多层聚合物支架的杆可以多种方式制造。在一个示例
性实施方案中，可将附加的聚合物支架薄片缠绕在本文所述的杆外。
在一个示例性实施方案中，生成纵向排列对齐的纤维性聚合物支架，
其为无缝或具有接缝。然后非排列对齐的微米/纳米纤维的纤维性聚合
物支架薄片位于纵向排列杆的周围以生成具有内部纵向排列对齐纤维 层和外部非排列对齐纤维层的双层聚合物支架。具有其他层数的管(3，
4， 5， 6等)是这些方法的可能延伸。缝合剂或粘合剂可任选地添加 到该聚合物以维持这个结构。这些多层杆实施方案的一些也可称为"填 充管"。在另一个示例性实施方案中，生成纵向排列对齐的纤维性 聚合物支架，其为无缝或具有接缝。然后圆周排列对齐的纤维性聚合物支架薄片置于纵向排列对齐的杆周围以形成具有内部纵向排列对齐 纤维层和外部圆周排列对齐纤维层的双层杆。缝合或粘合剂可任意地 添加到该聚合物以维持这个结构。在一个示例性实施方案中，该聚合物支架具有填充管的形 状。该填充管可以如下制造(l)如本文所迷形成管；和(2)用于填 充管的填充材料由纵向排列对齐纤维组成。该填充材料可以是松散的， 高孔隙度的材料。在一个示例性的实施方案中，该填充材料通过静电 纺纱制成排列对齐的纤维的薄膜。然后该材料直接插入到本文所述的 管内部，其以与该管的长轴平行的方向取向。另一个情况下，纵向排
列对齐纤维杆如本文所述制造。然后这个杆或者(l)直接插入到充 分形成的管内部或者(2)用作围绕纤维薄片轧压围绕的芯轴然后用缝 合剂或粘合剂密封以形成填充管。
II. f )附加组合物或聚合物支架组分
II. fl )细胞在一个示例性实施方案中，本文所述的组合物和/或聚合物 支架进一步包含细胞。该细胞可在组合物和/或聚合物支架的表面或包 埋其中或嵌入其中。在一个示例性实施方案中，该细胞共价连接到本物支架联系。在某些实施方案中，该细胞被用于促进新组织的生长。
在一个示例性实施方案中，该细胞选自如下自体的(供体和受体是 相同的个体)，同种异体的(供体和受体不是相同的个体，但是来自 于相同的物种)和异源的(供体和受体来自于不同的物种)。在一个 示例性的实施方案中，该细胞不是干细胞。在一个示例性的实施方案 中，该细月包是干细胞。在一个示例性实施方案中，该细胞选自如下 成年千细胞和胚胎干细胞。在另一个示例性实施方案中，成年干细胞 可以是间充质干细胞(MSC )(来源于骨髓)或衍生自脂肪组织(ADAS ) 的成年干细胞。在另一个示例性实施方案中，该千细胞选自如下单 能性千细胞，多能性(multipotent)千细胞，多能性(pluripotent ) 干细胞和全能性干细胞。在一个示例性的实施方案中，该细胞是祖细 胞。在另一个示例性实施方案中，祖细胞可以是成纤维细胞，成肌细 胞，神经祖细胞，生血祖细胞，和内皮祖细胞。在另一个示例性实施 方案中，该细胞选自成肌细胞和肌肉祖细胞。在另一个示例性实施方 案中，该细胞选自如下成年肌细胞，肌肉祖细胞，肌肉干细胞或其 结合。在另一个示例性实施方案中，该细胞选自如下成年血管细胞， 血管祖细胞，血管干细胞或其结合。在另一个示例性实施方案中，该 细胞选自如下成年神经细胞，神经胶质细胞，神经祖细胞，神经胶 质祖细胞，神经干细胞，神经上皮细胞或其结合。在另一个示例性实 施方案中，该细胞选自施旺细胞，成纤维细胞和血管细胞。在另一个 示例性实施方案中，该细胞选自如下成年皮肤细胞，皮肤祖细胞， 皮肤千细胞。近来，用于指导细胞生长，功能，和组织的纳米纤维基 材的可行性已经在成纤维细胞，血管细胞，和间充质干细胞上得到证 明。Zong， X. ， Biomacromoleucles 2003， 4， (2) ，， 416-23; U D.， Adv Mater 2004， 16， (4), 1151-1170; Boland, E. D. ， Front Biosci 2004,9， 1422-32; Bhattarai， S. R. Biomaterials 2004， 25， (13)， 2592-602; Yoshimoto， H. ， B, iomaterials 2003， 24， ( 12 ) 2077 82。
在另一个实施方案中，本文所述的有细胞包埋的组合物和/或聚合物支架可被用于三维组织的发展。在另一个示例性实施方案中， 有成肌细胞包埋的聚合物支架可用于发展肌肉组织，神经细胞-包埋的 聚合物支架可用于发展神经组织，血管细胞包埋的聚合物支架可用于 发展血管组织，脊髓细胞包埋的聚合物支架可用于发展脊髓组织和皮 肤细胞包埋的聚合物支架可用于发展皮肤组织。细胞可以在静电纺纱或后-制造之后掺入该组合物和/或聚 合物支架内部。
II. f2)生物分子生物分子(例如核酸，氨基酸，糖或脂质)可共价连接到 本文所述的组合物和/或聚合物支架或非共价连接到本文所述的组合 物和/或聚合物支架。在一个示例性实施方案中，所述生物分子选自如 下受体分子，胞外基质组分或生物化学因子。在另一个示例性实施 方案中，生物化学因子选自生长因子和分化因子。在一个示例性实施 方案中，所述生物分子选自糖胺聚糖和蛋白聚糖。在一示例性的实施 方案中，该生物分子选自如下肝素，硫酸乙酰肝素，硫酸乙酰肝素 蛋白聚糖及其组合。在另一个示例性实施方案中，第一分子(其可能或可能不 是生物分子)共价连接到本发明的组合物和/或聚合物支架。这个第一 分子可用于与第二生物分子相互作用。在一个示例性实施方案中，第 一分子是连接物，和第二生物分子选自如下受体分子，生物化学因 子，生长因子和分化因子。在一示例性的实施方案中，第一个分子选 自如下肝素，硫酸乙酰肝素，硫酸乙酰肝素蛋白聚糖及其组合。在 一个示例性实施方案中，第二生物分子选自如下受体分子，生物化 学因子，生长因子和分化因子。在另一个示例性的实施方案中，第一 个分子通过连接物共价连接，且所述连接物选自二氨基聚(乙二醇)， 聚(乙二醇)及其组合。对于不与肝素结合的生物分子，直接缀合到 聚合物支架或通过连接物(例如PEG，氨基PEG和二氨基PEG)连接 也是可行的。在另一个示例性的实施方案中，该生物分子选自如下的 胞外基质组分层粘连蛋白，胶原，纤连蛋白，弹性蛋白，玻连蛋白，纤维蛋白原，聚赖氨酸，其他细胞粘着促进多肽及其组合。在另一个
示例性实施方案中，该生物分子是选自如下的生长因子酸性成纤维 细胞生长因子，碱性成纤维细胞生长因子，神经生长因子，脑衍生神 经营养因子，胰岛素样生长因子，血小板衍生生长因子，转化生长因 子-P，血管内皮细胞生长因子，表皮生长因子，角质形成细胞生长因 子及其组合。在另一示例性实施方案中，生物是选自如下的分化分子 基质细胞衍生因子，Shh蛋白，骨形态发生蛋白，缺刻配体，Wnt及其 组合。共价连接到本发明聚合物支架的第一分子可用于与生物分 子(例如，生长因子和/或ECM组分)相互作用以刺激轴突生长。在另 一个示例性实施方案中，该聚合物支架可用于损伤愈合，且所述生物 分子选自胞外基质组分，生长因子和分化因子。用于增强损伤愈合的 潜在因子的例子包括表皮生长因子(EGF),血管内皮细胞生长因子
(VEGF)，碱性成纤维细胞生长因子(bFGF)和血小板衍生生长因子
(PDGF)。可在静电纺纱或后-制造期间可将生物分子掺入本发明的 组合物内。这些生物分子可通过共混，直接共价连接或通过各种连接 物或通过吸附引入。
II. f3)药学上可接受的赋形剂/药物制剂药学上可接受的赋形剂还可被归入具有本发明的聚合物支 架的组合物中。在一个示例性实施方案中，本发明提供了组合物，该 组合物是包含a)本发明的聚合物支架；和b)药学上可接受的赋形剂 的药物制剂。在一个示例性的实施方案中，该药物制剂是其中存在药 学上可接受赋形剂的聚合物支架。在一个示例性实施方案中，该药学 上可接受的赋形剂选自如下惰性稀释剂，成粒和崩解剂，粘合剂， 脱模剂，和时间延迟材料。本发明的药物制剂可以采取适用于所选的给药途径的各种 形式。本领域的技术人员将会认识到可用于制备掺入本文所述化合物 的无毒药物制剂的各种合成方法。本领域的技术人员将会认识到可用来制备本发明化合物溶剂化物的多种无毒药学上可接受的溶剂，例如
水，乙醇，丙二醇，矿物油，植物油和二曱基亚砜(DMS0)。本发明的组合物可通过外科切口 ，局部，或肠胃外以剂量
单位施用包含常规无毒药学上可接受载体，佐剂和赋形剂的制剂。在另一个示例性实施方案中，本文所述的组合物和/或聚合
物是试剂盒的一部分。这个试剂盒可包含教导本发明方法和/或描述该 试剂盒的组分用途的使用手册。 III.组合物的用途在另一个方面，本发明組合物(例如聚合物支架)可用于 受试者以取代，再生或改善生物机能。在一个示例性的实施方案中， 该组合物可取代，再生或改善受试者神经的机能或肌肉的机能或皮肤 的机能或血管的机能。在另一个方面，本发明提供治疗受试者损伤的 方法，所述方法包括(a)让所述受试者与足以治疗损伤的药物有效 量的本发明组合物接触。在一个示例性实施方案中，该组合物接触受 试者的损伤位点。在另一个示例性实施方案中，所述损伤选自如下 断开的神经，受损伤的神经，断开的肌肉，受损伤的肌肉，断开的血 管，受损伤的血管，皮肤伤口和挫伤的皮肤。在另一个方面，本发明 提高受试者组织生长的方法，所述方法包括(a)让所述受试者与足 以促进所述组织的生长的药物有效量的本发明组合物接触。在一示例 性的实施方案中，该组织可选自如下肌肉组织，血管组织，神经组 织和皮肤组织。该组合物可在体外或体内使用以试验其效力。在另一 个示例性的实施方案中，受试者为动物。在另一个示例性实施方案中， 该动物选自如下人，狗，猫，马，大鼠和小鼠。以下为本发明组合物用途的例子。
III. a)涉及神经的用途在一个示例性实施方案中，本文所述的组合物可用于取代 断开的或损伤的神经。 一个用途是用于损伤外周神经的再生。外周神 经损伤可以由外伤，自身免疫病，糖尿病等所引起。外周神经由神经 纤维组成，该神经纤维通过身体从脊髓伸到全身各种终末靶。外周神经损伤导致运动和感觉功能在神经终末靶至少部分损失。最严重的损 伤形式，神经完全断开和在近端的和远端的神经残端之间形成大的损 伤缺口 。在近端的神经纤维能够再生但是不能同样有效地作用于几毫 米长的缺口 。因此将损伤缺口用有效引导神经纤维从神经近段到神经 远段的神经纤维再生的材料桥连是迫切的。在外周神经被损伤并且不再连续的临床情况下，可以使用 至少一种本文所述的纵向排列对齐的纤维性聚合物支架。该聚合物支
架具有管、填充管或杆的形状。导致神经不连续的损伤通常发生在四 肢。该排列对齐纤维状支架可以植入这些区域以提高穿过损伤缺口的 神经再生和允许四肢运动和感觉机能的回复。该支架可用于所有的涉 及间断受损伤的神经的情况，其中在神经残端之间的缺口足够大以防 止直接的再连接。在每种情形下，该支架将桥连该神经的两端，缝合 到神经段并且提高和引导神经纤维从神经近段到神经远段的再生。构 成支架的纵向排列对齐的纤维将排列在与神经纤维基本相同的取向 上。因此，该排列对齐的支架纤维可提供特定的指导线索，该线索引 导神经纤维有效穿过损伤缺口的再生。该纵向排列管聚合物支架可通 过对位于近端周边的神经纤维的初期促进引导生长而起作用。该杆状 和填充管形纵向排列对齐的聚合物支架可能连续地引导所有神经纤维 从近端到远端神经节段。该聚合物支架也可负载生物分子例如胞外基 质蛋白质，多肽，生长因子和/或分化因子以进一步提高并且引导神经 纤维的再生。可被添加到聚合物支架的胞外基质蛋白质包括胶原，层 粘连蛋白，和纤连蛋白。可被添加到聚合物支架的生长因子包括碱性 成纤维细胞生长因子，神经生长因子和血管内皮细胞生长因子。可被 添加到聚合物支架的多肽包括聚赖氨酸，基于RGD的多肽和层粘连蛋 白模仿多肽。其他可被添加到该聚合物支架的生物分子包括肝素和硫 酸乙酰肝素蛋白聚糖。这些生物分子还可用于非共价俘获层粘连蛋白， VEGF和BFGF到纤维性聚合物支架上。可以对该支架塑型和调节尺寸以匹配患者的神经损伤的特 定需求。例如，该管，填充管的内径和杆状聚合物支架的总体直径可为约lmm到约20 mm。在另 一个示例性实施方案中，该直径为约2mm 到约8mm。在另一个示例性实施方案中，该直径为约5mm到约10mm。 在另一个示例性实施方案中，该直径为约2mm到约15 mm。在另一个 示例性实施方案中，该直径为约12mm到约18mm。在另一个示例性实 施方案中，该直径可为约lmm， 1. 5mm， 2mm, 2. 5mm， 3mm， 3. 5mm， 4mm， 4. 5mm， 5mm， 5. 5mm， 6mm， 6. 5mm， 7mm， 7. 5mm， 8min, 8. 5mm， 9mm， 9. 5mm， 10mm， 10. 5mm， llmm, 11. 5mm， 12mm, 12. 5mm， 13mm, 13. 5薩， 14咖, 14. 5mm， 15mm， 15. 5mm， 16mm， 16. 5顏, 17mm， 17.5mm， 18mm， 18. 5mm， 19mm， 19. 5mm， 20mm， 21mm 作为与受损伤的神经相匹配的特定尺寸。支架长度可在lcm到约50 cm
之间变化以适应大范围的损伤缺口。在另一个示例性实施方案中，支 架长度为约4cm到约15 cm。在另 一个示例性实施方案中，支架长度 为约14cm到约30cm。在另一个示例性实施方案中，支架长度为约lcm 到约5cm。在另一个示例性实施方案中，支架长度为约2cra到约8cm。 在另一个示例性实施方案中，支架长度可为约lcm， 1.5cm， 2cm， 2. 5cm， 3cm， 3. 5cm， 4cm， 4. 5cm， 5cm， 5. 5cm， 6cm， 6. 5cm， 7cm, 7. 5cm， 8cm， 8. 5cm， 9cm， 9. 5cm， 10cm， 10. 5cm， llcm, 11. 5cm, 12cm， 12. 5cm， 13cm， 13. 5cm， 14cm， 14. 5cm， 15cm， 15. 5cm， 16cm， 16. 5cm， 17cm， 17. 5cm， 18cm, 18. 5cm, 19cm, 19.5cm， 20cm， 20. 5cm。所有形式的纵向排列对齐纤维状支架可充 当神经自体移植物的取代物，其为现在最广泛使用的但远非治疗神经 损伤的理想形式。该支架也可用于桥连由当前合成的神经指导产品覆 盖范围外的长损伤缺口。例如，被桥连的损伤缺口可超过3 cm。在一 个示例性实施方案中，受试者具有长损伤缺口，并且杆状聚合物支架 或填充管聚合物支架可为最优选的用于穿过长损伤缺口神经再生的支 架形状。临床情况下，其中外周神经是损伤的而非断开的，本发明 所述的纵向排列对齐的纤维状支架可被制成形状为薄片并用作缠绕神 经包覆物和/或可被制成形状为杆状或填充管状或管状并且直接插入到损伤区域内。该纵向排列对齐的纤维状支架还可用本文所述的相似 生物分子负载。本发明所述支架的另一用途是用于损伤脊髓的再生。排列 对齐纤维性聚合物支架可插入损伤区域中以桥连脊髓组织。该排列对 齐纤维性聚合物支架可提高和引导脊神经纤维的再生。该支架还可用 生物分子和/或细胞负载。生物分子可以包括如上列出的胞外基质蛋白 质，多肽，生长因子和/或分化因子并且可以引发和增强脊神经的再生。 细胞可以包括神经干细胞，神经胶质细胞，和/或神经祖细胞。该细胞 可取代损失神经元和神经胶质细胞和/或可支持和增强脊神经的生长。在另一个示例性实施方案中，纵向排列对齐的聚合物管支 架用作神经引导管以促进穿过损伤缺口的神经再生。
III. b)涉及皮肤的用途本发明描述的聚合物支架可用于临床和个人伤口的照料和 软组织再生。在本发明的一个方面，聚合物支架薄片用作损伤敷料或 外层皮肤伤口的移植物。在临床装置中，这些薄片可用于治疗由于外 伤，烧伤，溃疡，擦伤，划破，手术，或其他损伤导致的伤口。外科 医生可使用这些移植以覆盖和保护受伤区域，以临时取代损失或损伤 的皮组织，和引导新組织生成和损伤愈合到损伤区域。在临床装置中， 微米/纳米纤维薄片可使用缝合剂，粘合剂，或重叠绷带固定到伤口区 域。这些微米/納米纤维伤口敷料可被切割以匹配伤口的尺寸，或可叠 盖在伤口边缘。在本发明的另一个方面，该聚合物支架薄片可制作用于个 人/居家照料，这通过将薄片与粘合底布结合制成聚合物支架绷带来达 到。该粘合部分将聚合物支架薄片保持在受伤区域的位置上，并可在 纤维降解或与该组织熔接时除去。该聚合物支架薄片还可用液体或凝
胶粘合剂固定。本发明的另 一个方面，大的聚合物支架薄片可被用做纱布 以吸收液体和保护大的伤口。这个聚合物支架纱布可缠绕在受伤区域 周围或用胶带固定。
在本发明的另一个方面，聚合物支架薄片可用于治疗内部 软组织伤口例如羊膜嚢内的伤口，胃肠道或粘膜内的溃疡，齿龈损伤 或塌陷，内部外科切口或活组织检查等。该聚合物支架移植物也可以 缝合或粘附到填充或覆盖损伤组织区域的部位。聚合物支架具有许多对伤口愈合有用的特征。首先，本文 所述聚合物支架包括具有纳米多孔和可呼吸性质的纳米纤维。他们可 防止微生物和传染性粒子穿过，但是其允许对伤口自然愈合关键的气 流和水分的渗透。第二，本发明中的纤维是可生物降解的，这允许在新组织 最终向内生长之前临时伤口覆盖。可决定用于聚合物支架伤口敷料材 料的选择以与包括机械强度和降解/组织再生速率的天然组织特征匹 配。第三，聚合物支架可被包埋或与各种因子结合，其中该因 子在降解时释放。这些因子可包括，但不限于表皮生长因子(EGF)， 血小板衍生生长因子(PDGF)，碱性成纤维细胞生长因子(bFGF)，转 化生长因于-P (TGF-I3 )，和金属蛋白酶的组织抑制剂(TIMP)， 其已经-故证明在伤口愈合中是有益的。Fu， X. etal.， Wound Repair Regen， 1 3 ( 2 ) :122-30 ( 2005 )。其他伤口愈合因子例如抗生素， 杀细菌剂，杀真菌剂，含银的试剂，镇痛药，和释放氧化氮的化合物 还可引入到聚合物支架伤口敷料或移植物中。第四，用于伤口愈合的聚合物支架移植物可与细胞接种用 于更快的组织再生和更天然的组织结构。这些细胞包括，但不限于成 纤维细胞，角质形成细胞，上皮细胞，内皮细胞，间充质干细胞，和/ 或胚胎干细胞。第五，纳米纤维聚合物支架的纳米尺度构造紧密模仿许多 常见软组织的胞外基质(ECM)的构造。例如，纳米尺度纤维在结构上 类似于在皮肤及其他组织中发现的胶原纤维。这种构造可通过提供用 于细胞迁移到伤口的有组织的支架防止伤疤的形成。本发明的这个方 面，聚合物支架的排列(与随机取向的纤维相反)对保持细胞排列和有组织是重要的，而不是允许其如同在伤疤组织的形成中那样随机排 列。排列对齐的聚合物支架可针对伤口给定的轴取向以允许组织更快 的向内生长和伤口的覆盖。聚合物支架排列还将用于紧密匹配天然组织ECM的构造。 这可包括在单个方向排列，正交方向十字交叉排列，或更复杂纤维构 造的纤维。在本发明的情况下，聚合物支架包括在各层中具有特定纤 维取向的多层纤维。类似地，每个聚合物支架层还可包含特异性因子 或细胞类型例如之前列出的那些。这允许可紧密匹配天然组织构造和 组成的聚合物支架生成。例如，简单的聚合物支架伤口敷料或移植物 可以包括单层排列对齐纤维。在另一方面，更复杂的聚合物支架皮肤 移植物可以包括多层十字交叉重叠的纤维薄片，底部薄片上为成纤维 细胞和在顶端薄片上为角质化细胞，以及在底部薄片上为bFGF和在顶 端薄片上为抗微生物剂。其他这样的结合是可能的，依赖于患者的特
定需要。
III.c)涉及血管系统的用途本文所述聚合物支架可用于取代或绕过各种损伤，切断或 改变的血管。在一个示例性实施例中，该管或填充管聚合物支架用于 冠状动脉旁路术手术。此外，这些移植物通过用聚合物支架对血管进 行完全取代或通过生成象套子一样的鞘壳用于支持和稳定血管动脉瘤 (即，腹主动脉瘤通常需要合成聚合物取代移植物，例如ePTFE或 Dacron )。其他增强技术包括缠绕聚合物支架薄片在动脉瘤位点周围。 其用途不限于较低躯体血管取代，但是可包括其他动脉瘤的公共位点； 例如-Willis环绕，涉及4壬何局部动脉，包括内部颈动脉，后躯沟通， 后脑等。在一个示例性实施方案中，该由套管围绕的聚合物支架用 于取代或再生血管。可将套管围绕聚合物支架以提高其机械强度，刚 性，可塑性或任何其他物理或化学性质。这个套管可位于纳米纤维聚 合物支架管周围，例如使得基础纳米纤维具有特别的排列方向并且该 套管可具有相同或不同的排列方向。非排列对齐或随机排列对齐的微米或纳米纤维还可充当套管材料或基础纳米纤维构造。多个套管可用 于生成具有不同物理或化学性质的多层构造。 多细胞型移植物管状构造可通过将聚合物支架的不同区域接种不同的细胞 类型制成。例如，图40显示具有对细胞腔加衬的细胞类型l和在移植 物的中部的细胞类型2和通过在移植物的另一个区域上接种而包住移 植物的细胞类型3。
纳米纤维管状构造的修饰在一个示例性实施方案中，本发明提供了用于血管系统的 聚合物支架，其在植入前不具有生物化学或细胞修饰。在另一个示例 性实施方案中，本发明进一步包括聚(乙二醇)或相似生物化学修饰 以生成无污垢的、不形成血栓的刷子层，该层防止血小板与纳米纤维 粘附。该刷子层可共价移植于纳米纤维聚合物支架上用于减少血栓形 成。在另一个示例性实施方案中，聚合物支架进一步包括肝素，水蛭 素或其结合。肝素能够结合抗凝血酶III,该凝血酶III可在血液中 阻断因子Xa和凝血酶。水蛭素是凝血酶的抑制剂。肝素和水蛭素可通 过使用二氨基聚(乙二醇)连接物共价移植到聚合物支架上。在一个 示例性的实施方案中，聚合物支架包含PLLA纤维。可用于与受试者 的血管系统连通的本发明的聚合物支架减少了血栓形成并增加了移植 效力。在另一个示例性实施方案中，用于与血管系统联系的聚合 物支架进一步包含人骨髓衍生间充质干细胞。在一个示例性实施方案 中，该间充质干细胞将在植入前至少24小时接种。在另一个示例性的 实施方案中，细胞将在植入前2天接种到移植物上。脱细胞-人骨髓衍生间充质干细胞或任何细胞类型将如上 所述接种2天。植入前几个小时，杀死该细胞，同时保持细胞结构和 细胞表面的完整。在另一个示例性实施方案中，用于与血管系统联系的聚合 物支架进一步包含内皮前体细胞。在一个示例性的实施方案中，该内皮前体细胞将在植入前2天接种到移植物上。这些内皮细胞可以通过 高效细胞膜表面防止血小板粘合/活化，血栓形成和纤维化形成，该细 胞膜表面包括硫酸乙酰肝素蛋白聚糖和几个由细胞自身分泌的因子。
在另一个示例性实施方案中，用于与血管系统联系的聚合 物支架进一步包含人胚胎干细胞衍生血管祖细胞。这些胚胎干细胞可 通过胶原IV整联蛋白信号分化成血管祖细胞系并能够在生长因子刺 激下充分分化成内皮和平滑肌细胞。III. d)涉及肌肉的用途
包括本发明聚合物支架的肌肉移植物可治疗性地植入肌内 用于增强由于急性损伤之后重要肌肉损失的肌肉再生。生长因子及其其将促进所e有肌肉的治愈。生长因子可包L胰岛素样生长因子-1 (IGF-1)，碱性生长因子(bFGF)，血管内皮细胞生长因子(VEGF)， 和血小板衍生生长因子(PDGF)。该生长因子可通过共价结合或生理 涂敷引入到移植物种。有关的方法包括遗传修饰细胞以过表达这样蛋 白质的基因。
移植物的另一个治疗应用是用于具有肌肉疾病的动物或人 的遗传修饰例如肌营养不良，其特征为特异基因的遗传突变。对于这 种类型的基因治疗应用，具有正常基因的成肌细胞可在移植物内递送 到肌肉。或者，该基因可直接以质粒DNA形式连接到支架上。在身体内 部支架的移植可导致遗传修饰以有助于正常肌肉机能的组织发展。对 基因治疗的目的来说，该聚合物支架提供用于植入细胞的存活和生长 的基质和/或充当用于质粒DM的释放和随后吸收的递送介质。
该移植物可为片或管的形状。在两种情况下，纤维方向平 行于肌肉的方向。对于啮齿类，该支架的物理尺寸的范围为0. 5-5. 0 x 0.5-5.0 x 0.1-0.5 cm。对于人移植物，该支架尺寸的范围为 1.0-50.0 x 1.0-50.0 x 0. 1-5. 0 cm。
最适于这类治疗法的肌肉是具有排列几何形状和靠近脉管 系统以滋养移植物的那些。这种肌肉包括二头肌，四头肌，前部胫骨肌，和用夂肠肌。
在一个示例性实施方案中，用成肌细胞埋入的管可用于生 长骨骼肌。在另一个示例性实施方案中，用间充质干细胞埋入的管能 被用作血管移植物。在另一个示例性实施方案中，与神经干细胞包埋 的管能被用作神经移植物。在另一个示例性实施方案中，本发明提供 制造该组合物的方法，该方法包含(i)将该聚合物与细胞接种；(ii) 将产品轧压在芯轴周围，从而形成用于聚合物的管状；和(iii)除去 该芯轴。在另一个示例性实施方案中，本发明提供(iv)将该聚合物 的第一部分连接到该聚合物的第二部分。这种连接借助于退火(热)， 粘合(例如生物粘合剂)或缝线缝合而实现。III. e)具有微图案化聚合物支架的肌肉移植物
具有微图案化聚合物支架的肌肉移植物应用类似于如上所 述的纳米支架的应用，除了微图案化聚合物支架为薄片形状。
本发明通过如下实施例示例。该实施例并不旨在限定或限 制本发明的范围。实施例实施例1成肌细胞的制备
鼠C2C12成肌细胞(ATCC， Manassas， VA )用于研究细 胞组构和装配。将该成肌细胞在生长培养基中培养，该生长培养基由 dulbecco， s Modified Eagle， s培养液(DMEM) ， 10%胎牛血清， 和1°/。青霉素/链霉素组成。为了引发成肌细胞分化和汇合，在样品汇 合24小时之后，该生长培养基被分化培养液取代，该分化培养基由 DMEM， 5%马血清和1%青霉素/链霉素组成。在所有的实验中，时间点 通过在分化培养液中的温育时间来表示。实施例2PLLA納米纤维支架的制备
将可生物降解的聚(L-丙交酯)(PLLA )( Lactel Absorbable Polymers, Pelham， AL，1. 09 dL / g固有粘度)用于通过静电纺纱制造纳米纤维支架。(Zong， X. ， Biomacromolecules， 4(2): 416-23 ( 2003 ))。简而言之，将该PLLA溶液(10% w / v在氯仿内) 通过可编程泵以25毫升/分钟的流速递送到电极出口孔。高压电源 (Glass醒High Voltage Inc., High Bridge, NJ )用于施加20 千伏的电压。收集板在转鼓上，该转鼓通过步进电机接地和控制。为 了排列納米纤维，静电纺纱的支架在60 。C单向延伸到200%的工程应 变。纳米纤维支架大约为150 )am厚。该纳米纤维支架表面在细胞接 种前涂敷有2%明胶或纤连蛋白(5|ag/cra2)。没有在明胶和纤连蛋白 涂层间检测到在细胞粘合和形态方面的显著差异。随机取向的支架用 作对照。维排列。SEM图像显示导致排列纳米纤维的单轴拉伸(图24A-B)。 该支架内的平均纳米纤维直径为大约500 mn，并具有大约4Mm的平 均缺口尺寸。 实施例3在分化培养液下的纳米纤维支架上成肌细胞的生长/表征
将汇合成肌细胞在分化培养液内納米纤维支架上培养至7 天。为了测定在随机取向和排列对齐的納米纤维支架上的细胞组织和 细胞骨架结构，对纤维状肌动蛋白，肌球蛋白重链(MHC) 和细胞核 进4亍荧光染色(Supporting Information)。纤维状肌动蛋白使用荧 光素(FITC)-缀合的鬼笔环肽(Molecular Probes, Eugene, OR) 进行染色。MHC用小鼠抗骨骼肌快速MHC抗体(Sigma, St. Louis， MO)进行免疫染色。细胞核用ToPro染料(Molecular Probes )染色。 使用Nikon TE300显微镜和Leica TCS SL共聚焦显微镜进行荧光显微 镜检查。实施例4微图案化基材的微制造
通过改进的Thakar， R. G. , Biochem Biophys Res Commun， 307( 4 ) : 883 -90( 2003 )中的方法由珪晶片反才莫板(siliconwafer inverse template)制造由聚二甲基娃氧烷(PDMS)或聚L-丙 交酯-共聚-乙交酯-共聚-e -己内酯(PLGC )聚合物组成的微图案化薄 膜。为了生成微图案化模板，晶片在丙酮中清洗，然后再用硫酸与过 氧化氢4:1的洗涤溶液(Piranha acid)清洗。干燥该晶片并涂敷六 甲基二硅氮烷(HMDS) 5分钟以提高光致抗蚀剂向基材的粘附力。首 先产生具有图案化乳液条的掩膜。平行条为lO-jum宽，lO-)am间隔， 和4-cm长。为了将该图案转移到硅晶片上，I-line(0CG OiR 897-10i， Arch Chemicals, Norwalk, CT )光致抗蚀剂以820RPM的速度4t转 到晶片上l分钟，生成大约2. 8-jLim厚的光致抗蚀剂层。然后将该光 致抗蚀剂暴露于具有KS校准器的紫外线之前，该晶片在90 。C烘焙60 分钟以硬化该光致抗蚀剂。在120。C进行曝光后烘焙60秒以有助于光 致抗蚀剂定型和驱使该光化产品的扩散。使用光致抗蚀剂显影液OPD 4262对曝光的光致抗蚀剂显影60秒，具有未膝光光致抗蚀剂的晶片 在12(TC放入primer烘箱15分钟以允许剩余的光致抗蚀剂定型。在 这个点，晶片随时可用于PDMS薄膜的制备。用于PLCG薄膜制造的模 板需要利用STS Deep Reactive Ion Etcher蚀刻的附加步骤2-3分钟 以生成大约2jum深的细樣克紋沟。
微图案化和非图案的PDMS薄膜按照厂家(Sylgard 184， Dow Corning, MI)的指导来制备。在真空下脱气之后，15 gPDMS倾 倒在晶片在上。具有PDMS的晶片放置在光致抗蚀剂旋转器并以100 rpm的速度旋转30秒，然后以200 rpra的速度旋转2分钟，其形成了 具有大约350lam等厚度的PDMS薄膜。具有旋转涂敷PDMS的晶片保存 在室温下10分钟，然后放置在80。C的烘箱内1S分钟以允许PDMS的 聚合。在烘焙后，PDMS冷却到室温然后从晶片上移走。在制造过程后， 该PDMS膜在水中进行超声处理清洗。为了杀菌和促进细胞黏附，该膜 用氧等离子体处理并在细胞接种前涂敷2%明胶30分钟。
对于可生物降解的微图案化薄膜，以70: 10: 20组分比率(Mn 一100，000 )使用三嵌段的共聚物PLGC(Aldrich， St. Louis， MO)。 PLGC溶液在氯仿中制备浓度为50 mg / mL并在台式搅拌器(stirplate)中搅拌直到溶解。然后该溶液倾倒在硅铸模上并使溶剂 蒸发，形成聚合物薄膜。在制造后，PLGC薄膜在70%乙醇灭菌2小时 并在PBS中漂洗。在细胞接种前，该薄膜用2%明胶涂敷30分钟以增 强细胞的连接。 实施例5由扫描电子显微术(SEM)对组合物进行表征
包含细胞的组合物或样品通过在溶于0.1 M二甲胂酸钠緩 冲液中的2%戊二醛固定以进行SEM。在用乙醇连续脱水后，干燥样品 并溅射涂敷铱和金铂(40:60 )的粒子到厚度为10-15 nm。样品在 环境扫描电子显微镜(Philips XL-30)下显象。实施例6免疫荧光染色
样品固定在4%多聚甲醛15分钟，用0.5% Triton X-100 透化10分钟，并用1%牛血清清蛋白(BSA)预先处理30分钟。纤维 状肌动蛋白装配通过荧光素(FITC)-缀合的鬼笔环肽(5 U/mL， Molecular Probes)温育染色1小时。对于肌球蛋白重链染色，样品 与小鼠抗骨骼的快速肌球蛋白重链(87|ag/mL， Sigma)温育，然后 与FITC-缀合的驴抗小鼠(6.25jag/mL, Jackson ImmunoResearch， West Grove， PA )抗体一起温育。细胞核在用Nikon TE300 microscope 或Leica TCS SL共焦显孩t镜显象以前用ToPro (ljiM， Molecular Probes)染色。共焦图像表示三维堆叠图像的两维投影。实施例7BrdU惨入
对于细胞周期分析，样品用溴脱氧尿苷(BrdU， 1: 1 000， Amersham, Piscataway, NJ )在生长培养基中脉冲2小时，然后固 定在4%多聚甲醛并在磷酸盐緩沖盐水(PBS)中洗涤。该样品用50% 甲醇预先处理30分钟，然后在0. 5% Triton X-100透化10分钟，然 后2NHC1处理30分钟。之后，样品用小鼠抗-BrdU(2.5Mg/mL， BD Biosciences, Bedford, MA)温育，然后是FITC-缀合驴抗小鼠(6. 25|j g/mL )抗体。用石典4匕丙锭(1 ja g/ mL, Molecular Probes)对细 胞核染色。 实施例8
细胞融合和增殖的分析抗骨骼肌球蛋白染色的荧光免疫图像在至少5个代表性的 高功率的40x)和低功率(10x)视野下获得。使用SP0T4. 0. 5软件 (Diagnostic Instruments, Sterling Heights, MI)， 分另'J利用 高倍放大率和低倍放大率对肌管宽度，长度，和相对于排列納米纤维 或细微紋沟的轴的排列进行量化。0度的最小肌管排列值表示了沿納 米纤维轴平行排列和90度的最大值代表垂直排列。对于随机取向的納 米纤维支架和非图案化的PDMS基材的排列分析，使用任意的排列轴。 此外，以高功率对融合核，BrdU-阳性细胞，和条紋状肌管的百分比 进行量化和平均。对平均宽度进行量化和平均。在低倍放大率下的系 列图像合并以定量肌管长度。所有的数据用平均数±标准偏差(n > 3 ) 来表示。由两组的student氏t检验计算统计学显著性或用Holm， s 调整的方差分析进行多重比较。 实施例9
管在矩形排列纳米纤维薄片上成肌细胞分化7天。为了生成 三维结构，该納米纤维薄片绕1-2 mm直径的钢杆轧压(图27)。该 管状结构由在该管状构造两端上的7-0Ticron缝合来固定。然后该样 品低温切割用于组织分析。该低温切割样品由常规的苏木精和曙红(H & E)染色和纤维状肌动蛋白的免疫荧光染色来分析。制造的管状构造直径为大约2-3 imn和纵向长度为10mm。 用于这些构造截面的整体形态的H & E染色证明该构造的管状结构可 成功地制造(图28)。可在整个支架层上看到显著紫色-着色的核， 尽管更多细胞在各个层的表面上是可见的。免疫荧光染色纤维状肌动 蛋白的共焦显微证明细胞渗透到该多层构造内(图29)。细胞采用 拉长的形态和按照纳米纤维的方向排列。这些结果证明了使用纳米聚合物操纵排列三维骨骼肌的可行性。
实施例10
纳米纤维聚合物的生长可生物降解的聚(L-丙交酯)(PLLA) (Lactel可吸收的 聚合物，Pelham， AL， 1. 09 dL / g固有粘度)用于之前由Rosen et al. ， Ann Plast Surg. ， 25: 375-87 ( 1990 )所述的静电纺纱来 制造纳米纤维支架。PLLA溶液(10% w / v在氯仿中)由可编程序的 泵递送到在高电场中的接地收集板，产生随机纳米纤维。为了排列纳 米纤维，该静电纺纱的支架在60 'C单轴拉伸到200%的工程应变。納 米纤维支架大约为150jam厚。扫描电子显微术(SEM)用于显象在单 轴拉伸之后的纳米纤维排列。SEM图像显示产生高度排列纳米纤维的 单轴拉伸(图12A-B)。平均纳米纤维直径大约为500 nm。为了化学修饰纳米纤维， 一种ECM蛋白质(层粘连蛋白) 和一种神经营养因子(基本成纤维细胞因子或bFGF)被选为代表性的 例子。层粘连蛋白和bFGF都已经显示出促进体外神经突的延伸。 Manthorpe et al. ， J CellBiol., 97: 1882-90 ( 1983 ); Rydel et al. , J Neurosci. ， 7:3639-53 ( 1987 )。此外，这两种蛋白 质通过它们的肝素结合域与肝素相连。肝素也已经显示出防止bFGF 降解并在bFGF细胞信号转导途径中起到了关键作用。Gospodarowicz et al. , J Cell Physiol. ， 128: 475-84 ( 1986 ) ; Saksela et al.， J Cell Biol., 107:743-51 ( 1988 ) ; Yayon et al. Cell, 64:841-8 (1994 )。肝素功能化纳米纤维使用二氨基聚(乙二醇)(二-氨基 -PEG)作为连接物分子(图12C)来生成。首先，在PLLA纳米纤维上 的活性羧基的密度通过用0. 01N NaOH ( Sigma, St. Louis, MO)来 处理来增加。然后使用零-长度交联剂1-乙基3-( 3-二甲基氨基丙烷) 碳二亚胺盐酸盐(EDC )和N-羟基橫基琥珀酰亚胺(Sulf o-NHS )( Pierce Biotechnology, Rockford， IL )将二-氨基-PEG (MW 3400， Sigma ) 分子与在PLLA纳米纤维上的羧基共价连接。然后通过EDC和sulfo-NHS将肝素(Sigma)分子与在二-氨基-PEG分子上的自由胺共 价连接。在纳米纤维支架上的任何剩余活性位点通过在10% w / v甘 氨酸在磷酸盐緩冲液盐溶液(PBS )温育样品来阻断。然后bFGF ( 50ng /cm2， Peprotech， RockyHm， NJ)和层粘连蛋白(10|ug/cm2， S i gma )在PBS溶液中用纳米纤维支架顺序温育以允许他们与肝素结合 并固定在纳米纤维的表面上。 bFGF分子与肝素功能化的PLLA纳米纤维的连接通过使用 修正的ELISA技术来验证。为了比较固定bFGF不同方式的效率，用在 PBS中的bFGF温育三个具有同样尺寸，未处理的，二-氨基-PEG修饰 和肝素功能化的纳米纤维膜的纳米纤维支架。然后用在PBS溶液中1% 牛血清清蛋白(BSA)温育所有膜以最小化抗体的被动吸附。随后，样 品用HRP-缀合的抗-bFGF小鼠单克隆IgG抗体(R&D Systems, Minneapolis, MN)温育。彻底洗涤该膜，转移到孩t量离心管并用HRP 基材溶液(过氧化氢和chromagen， tetramethylbenzidine )温育。 然后使用2N硫酸停止该反应。然后使用分光光度计对该溶液的吸光率
(450 nm波长)读数。非特异的bFGF抗体的吸附在阴性对照样品上 测试，并被认为是微不足道的(数据未显示)。结果(图12D)显示 bFGF涂层在用肝素功能化的纳米纤维上大为有效。这些结果进一步在 用聚(丙烯酸)涂敷的组织培养聚苯乙烯基材上检验并用二-氨基-PEG 和肝素以在PLLA纳米纤维所使用的相同方式缀合(图12E)。从P4-P5大鼠中收获的DRG组织用于研究纳米纤维支架上 的神经突外延。在补充有B27和0. 5 mM L-谷氨酰胺(invitrogen， Carlsbad, CA )神经基础培养液中培养在以下排列对齐的和非排列对 齐的PLLA纳米纤维支架上的DRG组织6天未经处理的，用层粘连蛋 白(LAM)肝素功能化的，和用层粘连蛋白和bFGF肝素功能化的
(LAM+bFGF)。在体外培养6天后，使用免疫荧光染色分析神经突外 延。首先所用样品用4%多聚甲醛固定，然后用0.5% Triton-X100在 PBS溶液中透化细胞膜。用山羊多克隆的抗神经丝-M(NFM) IgG抗体
(Santa Cruz Biotechnology Santa Cruz,CA)随后用FITC-缀合
68驴抗山羊IgG抗体(Jackson Immunoresearch，West Grove, PA) 温育样品。该样品设置在载玻片上并使用Zeiss荧光显微镜和Leica 共焦荧光显微镜显象。由DRG组织的神经突外延在非排列对齐未经处理纳米纤维 支架上不能观察到(图13未处理的)。从在非排列对齐的LAM纳米纤 维上培养的DRG组织的神经突外延是最小的(图13LAM)。可观察到 各种神经突从在非排列对齐的LAM+bFGF纳米纤维上培养的DRG组织 延伸出。神经突在从DRG组织以半径的形式向外伸展并缺乏排列 一 致 性。从DRG组织的神经突生成物约为lmm。与非排列对齐未经处理的納米纤维相反，在未经处理排列 纳米纤维上观察到神经突外延。神经突从DRG组织两个不同区域伸出 并沿纳米纤维方向排列。图14显示了神经突从组织的两个区域之一 伸出。在未经处理的纳米纤维上的神经突生成物为约0. 7mm。这些结 果表明排列对齐的纳米纤维提供了诱导从DRG组织内感觉神经元的神 经突延伸的指导。类似排列对齐的但更长的神经突在排列对齐的LAM 纳米纤维上观察到(图14LAM),暗示ECM蛋白质可以进一步增强排 列纳米纤维的指导。在LAM纳米纤维上的神经突生成物为约1.3mm。 最长和最密集的神经突延伸在排列对齐的LAM+bFGF納米纤维上观察 到(图14 LAM+bFGF )。在LAM+bFGF生成物上的神经突生成物约4. 8mm。 这些结果清晰显示了来自层粘连蛋白和bFGF的化学线索和来自排列 纳米纤维基材的物理线索，个别地或结合，大大地增强和指导神经突 从感觉神经元的延伸。高倍-放大率共焦显微学证明延伸的神经突遵循 生物活性纳米纤维的指导，和在随机和排列对齐的纳米纤维上形成不 同的图案(图15)。
实施例11
纵向排列对齐的聚合物支架管可生物降解的聚(乳酸-共聚-羟基乙酸)(PLLA) (Lactel 可吸收的聚合物，Pelham， AL, 0.82 dL / g固有粘度)用于通过 静电纺纱制造纳米纤维支架。PLGA溶液(20% w / v在HFIP内)以1毫升/小时的流速通过可编程序泵递送到电极出口孔。高压电源用于施 加11千伏的电压。集电极基材是连接能够围绕其长轴旋转芯轴的电动
机的接地钢芯轴。Teflon胶带缠绕在芯轴一部分周围以生成不导电 区。芯轴低速旋转〈15 rpm)同时静电纺纱PLGA纤维。在由不导电的 Teflon带区域分离芯轴的两个部分之间交替射流产生与芯轴长轴平 行的PLGA纤维的沉积。芯轴的旋转确保PLGA纤维在芯轴周围的均匀 覆盖。在完成静电纺纱后，静电纺纱的PLGA纤维状管的边缘用小刀弄 钝然后从Teflon带和芯轴中移走该管。为了检验纤维排列，该管沿其长轴方向切割并用光学显微 镜显象纤维形态。大多数纤维在纵向排列(即沿着管的长轴)。
实施例12
纵向排列对齐的聚合物支架杆可生物降解的聚(乳酸-共聚-羟基乙酸)(PLLA) (Lactel 可吸收的聚合物，Pelham， AL， 0.82 dL / g固有粘度)用于通过 静电纺纱制造纳米纤维支架。PLGA溶液(20% w / v在HFIP内)以1 毫升/小时的流速下通过可编程序泵递送到电极的出口孔。高压电源用 于施加11千伏的电压。为了静电纺纱过程形成杆状纵向排列对齐的纤 维，可使用特定的集电极基材。集电极基材可由两个首尾相连排列对 齐的接地金属芯轴组成，其中在中间(即2 cm)有气隙并且可放置电 极的出口孔下(即15cm)。每个芯轴可与电子控制的电动才几连接，该 电动机可围绕芯轴的长轴以同步的方式旋转芯轴。在静电纺纱的过程 期间，可以低速旋转芯轴(<10rpm)以确保静电纺纱聚合物纤维的均 匀沉积。在静电纺纱过程期间，聚合物溶液将形成向收集基材移动的 射流。在这些情形下，该射流将穿过在两个芯轴的端点之间的气隙， 形成沿着缺口长度方向排列对齐的纤维(和具有和芯轴的长轴方向相 同的取向)。在完成静电纺纱时，该静电纺纱的聚合物材料可通过使 用小刀并沿芯轴边缘切割与两个金属芯轴端点分离。形成杆状静电纺 纱纤维性聚合物支架，其具有沿其长轴方向排列对齐的纤维。
实施例13纵向排列填充管纤维性聚合物支架
为了形成由纵向排列对齐纤维组成的管并用纵向排列对齐 的聚合物纤维填充，可使用以下方法首先，具有纵向排列对齐纤维 的空心管是静电纺纱的。为了制造2 cm长，内径O. 5 cm纵向排列对 齐的填充管，可使用以下条件。首先，纵向排列对齐的空心管可如本 文所述使用具有至少2cm长和直径为0. 5 cm的不导电区的芯轴静电纺 纱。然后纵向排列对齐的空心管从芯轴移走并切割尺寸。填充材料静 电纺纱为如同本文所述的高孔隙度的排列聚合物纤维薄片。排列对齐 的纳米纤维薄片可制成空心管细胞腔的适当尺寸的形状。然后排列对 齐纤维薄片插入管中以生成沿长轴排列对齐的聚合物纤维填充的管支 架。
填充材料可如排列对齐纤维组成的轧制薄片和由纵向排列 对齐纤维组成的杆一样制造。为了使用由排列对齐纤维组成的轧制薄 片制造填充材料，可使用本文所述方法。50微米厚的排列对齐纤维性 聚合物膜可为通过静电纺纱制造的并可将其切割成2cm x 2cm。然后 该薄片可以排列对齐纤维沿轧制薄片长度进行的方式轧压到自身上。 该薄片可轧压直到形成杆的直径为0.5厘米。然后切去多余材料。然 后该轧压杆状填充材料可插入纵向排列对齐的空心管中，利用钳状体 形成纵向排列对齐的填充管。为了制造填充材料，可使用按照本文所 述方法的由纵向排列对齐纤维组成的杆状纤维性聚合物支架。为了制 造适当尺寸的杆，两个集电极芯轴直径可为0. 5 cm并以至少2 cm间 隔以生成至少2 cin气隙。在如实施方案12静电纺纱杆后，该杆可使 用小刀移走，并沿芯轴边缘切割。然后杆状支架使用钳状体插入到空 心管内。实施例14PLGA纳米纤维支架的制备可生物降解的聚(乳酸-共聚-羟基乙酸)(PLLA) (Lactel可吸 收的聚合物，Pelham， AL， 1.09 dL / g固有粘度)用于通过静电 纺纱制造纳米纤维支架。PLGA溶液(20% w / v在HFIP内)以1毫升/小时的流速通过可编程序泵递送到电极的出口孔。高压电源用于施加ll千伏的电压。纤维沉积在涂敷有铝箔(直径10cra，长度10cm) 的旋转钢制转鼓上(参见图41)，该转鼓接地并通过步进电机控制。 对于排列对齐的纳米纤维，该集电极鼓以400 rpra的速度旋转。对于 非排列对齐的纤维，该集电极鼓以〈30 rpm的速度旋转。静电纺纱进 行到由500 nm直径纤维组成的纤维状支架大约130 jum厚。为了从该 鼓移走纤维性聚合物薄片，沿鼓的长度切割聚合物层和箔并从鼓上缠 下聚合物层和箔。然后纤维性聚合物层从铝箔剥离以制造大约30长和 10 cm宽的纤维性聚合物薄片。
使用相差显微镜(Carl Zeiss)检验纤维的排列，和将纤 维性聚合物薄片切割成所需的尺寸以适合给定的应用。对于伤口愈合， 纳米纤维支架片可切割以匹配伤口的尺寸或扩张到伤口外。可选择纤 维的取向以与伤口给定轴成特定角度排列。实施例15十字交叉的纳米纤维支架的制备
具有十字图案纤维的纤维性聚合物支架可通过几个方法形 成。在一个实施方案中，静电纺纱可通过收集在转鼓上的纤维或通过 延伸非排列对齐的纤维用于生成如本专利之前所述排列对齐的纤维性 聚合物薄片。然后这些排列对齐的聚合物薄片从集电极鼓处移走并可 彼此层合，同时各薄片中的纤维垂直于上面和下面的纤维配列(图 38)。此外，该薄片可为了机械强度和稳定性缝合在一起。
在第二实施方案中，该十字交叉图案可通过利用在中心具 有不导电部分的导电鼓形成用于沿鼓的纵向纤维静电纺纱。直径为10 cm和10 cm长的钢制鼓可固定到电动才几上。Teflon胶带可在鼓周围轧 压以覆盖4cm宽。为了生成十字图案，首先该鼓将緩慢旋转(〈30rpm) 以生成穿过不导电Teflon带区域沿纵轴排列对齐的纤维。随后快速旋 转鼓(〉100rpm)以生成与第一层垂直排列对齐的纤维。在该鼓的慢速 和快速旋转之间转换将生成沉积在Teflon带区域上沉积的一系列排 列对齐纤维层从而产生十字图案。或者，构造鼓，其中不导电区是夹在两个导电金属区域之间，这类似于本发明之前描述芯轴的设计。
在第三个实施例中，具有十字交叉排列对齐纤维的纤维性 聚合物支架薄片可使用转鼓作为集电极基材静电纺纱。静电纺纱装置 可以本文所述配备用于静电纺纱的排列对齐纤维性聚合物薄片。排列 对齐纤维层沉积在转鼓上。然后该纤维层可从鼓上剥离，旋转90度并 -改回到鼓集电极上。然后该鼓再一次以高速(<100 rpm)旋转以形成 排列对齐纤维的沉积。这个过程可以重复许多次以制造十字交叉排列 对齐的纤维性聚合物支架薄片，其中任何给定纤维层相对应与其邻接的纤维层垂直排列。 实施例16微米/纳米纤维伤口愈合
PLLA微米/纳米纤维薄片可如实施方案IO所述生成具有排 列和非排列对齐的纤维。人工伤口或缺口缺陷在如下这些纤维薄片上 的单层正常人皮肤的成纤维细胞(NHDF)内生成首先，使用手工钳 夹将18号喷射器针头弄平。其次，纳米纤维PLLA网孔被切割成1 x 1 cm的尺寸。弄平的针头和网孔在70%异丙醇和紫外线下灭菌30分钟，和将针固定穿过在关于纤维排列所需取向上的纳米纤维-纤维针对伤 口轴为是平行，垂直，或非排列对齐的(图35) 。 NHDF在全部区域共 混接种，但该针防止细胞结合在下面(图35)。在粘合细胞后，除去 该针，将"伤口"留在其位置上。培养物用5%二氧化碳保持在3"7 °C 湿润的孵化器内1-2天以允许有时间供细胞迁移和伤口覆盖。在接种 前，NHDF简要地用Dil细胞跟踪器染色(1: 2000稀释度，IO分钟)以观察原始伤口尺寸和监测细胞浸润入伤口的进展。
在微米/纳米纤维上的NHDF用4%多聚曱醛固定，用0.1% Triton X-100透化，和用1%牛血清白蛋白阻断。对于细胞骨架染色， 样品用抗整体肌动蛋白一抗温育60分钟，然后用FITC-缀合抗山羊IgG 二抗(Jackson ImiiumoResearch)温育60分钟。细胞骨架特征用于测 定细胞取向和形态，以及NHDF单层的总体组织和伤口覆盖度。NHDF 核用Hoechst染色5分钟以允许细胞计数。在非排列对齐的纤维上，细胞迁移和伤口覆盖度是唯一在24小时后适度的，但是当纤维与伤口 的长边缘垂直取向时，其被大大地增强了 (图36)。还有，NHDF在非 排列对齐纤维上随机取向，但在排列对齐纤维上以纤维方向取向。实施例17伤口愈合
仅使用排列对齐纤维如实施方案16所述生成PLLA纤维性 聚合物支架薄片用于伤口愈合。在细胞接种前，纤维性聚合物支架薄 片可用实施方案10所述的层粘连蛋白和/或bFGF功能化，bFGF固定 在所述聚合物支架薄片上，和以可溶形式存在于培养液中。在实施方 案16所述的这些薄片上的单层正常人皮肤成纤维细胞(NHDF)内生成 人工伤口或缺陷。所有样品的纤维排列关于伤口的长轴垂直。用实施 方案16所描述的免疫染色和显微学分析细胞迁移和伤口覆盖度。未经 处理纤维上的NHDF在24小时后没有充分覆盖伤口区域，而处理纤维 (层粘连蛋白或bFGF)上的NHDF向伤口更快地迁移并显示出增强的 伤口覆盖度(图37)。实施例18动物的纳米纤维伤口愈合
排列可生物降解的聚合物纳米纤维薄片使用实施方案14所 述转鼓集电极生成，这些薄片将用作伤口敷料以有助于动物体内的皮 组织修补。外科医生将在大鼠背部切割以整块厚的缺口。将微米/纳米 纤维薄片切割成伤口的尺寸，并缝合到外胚层内以有助于成纤维细胞 迁移到缺口。伤口愈合和组织再生使用数字摄影，组织学，和免疫组 织化学监测。
可以理解本文所述实施例和实施方案仅是为了示例性的目 的，本领域技术人员将获得在其教导下的各种修饰或变化的启示，并 包括在本申请的精神和限度以及所附权利要求的范围内。本文所引用 的所有出版物，专利和专利申请为所有目的通过引用并入本文。
权利要求
1.一种包含第一纤维性聚合物支架的组合物，其中，所述第一纤维性聚合物支架的一条或多条纤维是排列对齐的。
2. 根据权利要求l的组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架具 有选自如下的长度约O. 01cm到约20cm,约O. 05cm到约5cm，约O, 5cm 到约5cm,约lcm到约5cm，约2cm到约5cm，约lcm到约3cm，约2cm到约 10cm，和约5cm到约15cm。
3. 根据权利要求l的组合物，其中该组合物具有选自如下的形状 薄片，管，填充管和杆。
4. 根据权利要求1的组合物，其中该组合物具有选自如下的形状 管，填充管和杆。
5. 根据权利要求l的组合物，其中该组合物具有杆的形状。
6. 根据权利要求l的组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架基 本沿着选自纵向和圆周的方向排列。
7. 根据权利要求l的组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架具 有接缝。
8. 根据权利要求l的组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架是 无缝的。
9. 根椐权利要求l的組合物，其中所述第一纤维性聚合物支架是 整体形成的。
10. 根据权利要求l的组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架的 至少一种纤维包括选自如下的聚合物或亚基脂肪族聚酯，聚环氧烷 烃，聚二曱基硅氧烷，聚己酸内酯，聚赖氨酸，胶原，层粘连蛋白， 纤连蛋白，弹性蛋白，藻酸盐，纤维蛋白，透明质酸，蛋白聚糖，多 肽及其组合。
11. 根据权利要求10的组合物，其中所述脂肪族聚酯选自如下 乳酸(D-或L-),丙交酯，聚(乳酸)，聚(丙交酯)，羟基乙酸，聚(羟基乙酸)，聚(乙交酯)，乙交酯，聚(丙交酯-共聚-乙交酯)，聚(乳酸-共聚-羟基乙酸)及其组合。
12. 根据权利要求l的组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架的 至少一种纤维包括聚(丙交酯-共聚-乙交酯)(PLGA)。
13. 根据权利要求10的组合物，其中所述聚环氧烷径选自如下 聚环氧乙烷，聚环氧丙烷及其组合。
14. 根据权利要求l的组合物，还包括细胞。
15. 根据权利要求14的组合物，其中所述细胞包埋在第一纤维性 聚合物支架内或在第一纤维性聚合物支架的表面上。
16. 根据权利要求14的组合物，其中所述细胞选自千细胞和祖细胞。
17. 根据权利要求14的组合物，其中所述细胞选自如下成年血 管细胞，血管祖细胞，血管干细胞，成年肌细胞，肌肉祖细胞，肌肉 干细胞，成年神经细胞，神经祖细胞，神经干细胞，施旺细胞，成纤 维细胞，成年皮肤细胞，皮肤祖细胞，和皮肤干细胞。
18. 根据权利要求l的组合物，进一步包括直接或通过连接物共价 连接到所述第一纤维性聚合物支架的分子，并且所迷分子能够共价或 非共价连接到选自以下的成员胞外基质组分，生长因子，分化因子 及其组合。
19. 根据权利要求18的组合物，其中所述分子通过连接物共价连 接，并且所述连接物选自如下二-氨基聚(乙二醇)，聚(乙二醇) 及其组合。
20. 根据权利要求18的组合物，其中所述分子选自如下肝素， 硫酸乙酰肝素，疏酸乙酰肝素蛋白聚糖，及其组合。
21. 根据权利要求18的组合物，其中所述胞外基质组分选自如下 层粘连蛋白，胶原，纤连蛋白，弹性蛋白，玻连蛋白，纤维蛋白原， 聚赖氨酸及其组合。
22. 根据权利要求18的组合物，其中生长因子选自如下酸性成 纤维细胞生长因子，碱性成纤维细胞生长因子，神经生长因子，脑衍 生神经营养因子，胰岛素样生长因子，血小板衍生生长因子，转化生长因子-P，血管内皮细胞生长因子，表皮生长因子，角质形成细胞生 长因子及其组合。
23. 根据权利要求18的组合物，其中分化因子选自如下基质细 胞衍生因子，Shh蛋白，骨形态发生蛋白，缺刻配体，Wnt及其组合。
24. 根据权利要求l的组合物，其中所述第一纤维性聚合物支架具 有管、填充管或杆的形状，且其中所述聚合物是无缝的。
25. 根据权利要求l的组合物，该组合物通过将含有聚合物的聚合 物溶液施加到旋转芯轴上制得。
26. 根据权利要求l的组合物，其中所述聚合物支架具有薄片，管 或填充管的形状且通过包括具有至少一个不导电区的旋转芯轴的静电 纺纱过程制得。
27. 根据权利要求l的组合物，其中所述聚合物支架具有杆的形状 且通过包含具有气隙的旋转芯轴的静电纺纱工艺制得。
28. 药物组合物，其包括(a) 权利要求l的组合物；和(b) 药学上可接受的赋形剂。
29. 根据权利要求l的组合物，其中该组合物为杆或管且其中第一 纤维性聚合物支架的至少一种纤维包含聚(丙交酯-共聚-乙交酯)(PLGA)。
30. 根据权利要求29的组合物，其中该组合物具有约0. 5cm到50cm 的长度。
31. 根据权利要求29的组合物，进一步包括围绕第一纤维性聚合 物支架的套管。
32. 根据权利要求31的组合物，其中所述套管包含第二纤维性聚 合物支架，且所述第二纤维性聚合物支架为排列对齐的或具有随机取向。
33. 根据权利要求31的组合物，进一步包含围绕第一纤维性聚合 物支架的第一端的第一套管和围绕第一纤维性聚合物支架的第二端的 第二套管。
34. 治疗受试者损伤的方法，所述方法包括(i )将权利要求l的组合物以足以治疗所述损伤的量并在足以治 疗所述损伤的条件下施用到所述受试者的目标部位。
35. 根据权利要求34的方法，其中所述损伤选自如下断开的神 经，受损伤的神经，断开的肌肉，受损伤的肌肉，断开的血管，受损 伤的血管，皮肤伤口和挫伤的皮肤。
36. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及断开的神经，所 述第一纤维性聚合物支架具有包含第一端和第二端的管、填充管或杆 的形状，且所述断开的神经包括第一神经残端和第二神经残端，所述 施用包括(ii)将所述组合物的所述第一端连接到所述第一神经残端；和 (iii )将所述组合物的所述第二端连接到所述第二神经残端。
37. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及受损伤的神经， 且所述施用包括选自如下(H)将权利要求l的组合物缠绕在所述受损伤的神经周围，其中 所述组合物具有薄片的形状。
38. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及受损伤的神经， 且所述施用包括选自如下(ii)将组合物插入所述受损伤的神经，其中所迷第一纤维性聚 合物支架具有杆，管或填充管的形状。
39. 增强受试者神经生长的方法，所述方法包括(i)将权利要求l的组合物以足以增强神经生长的量并在足以增 强神经生长的条件下施用到所述受试者的目标神经部位。
40. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及割伤的皮肤或挫 伤的皮肤，所述第一纤维性聚合物支架具有薄片的形状，且所述施用 包括(i)将所述组合物附着到所述割伤的皮肤；从而治疗所迷损伤。
41. 增强受试者皮肤生长的方法，其中所述第一纤维性聚合物支 架具有薄片的形状，所述方法包括(i )将权利要求l的组合物以足以增强皮肤生长的量并在足以增 强皮肤生长的条件下施用到所述受试者的目标皮肤部位。
42. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及断开的血管，所 迷第一纤维性聚合物支架具有包含第一端和第二端的管或填充管的形 状，且所述断开的血管包括第一血管残端和第二血管残端，所述施用 包括(ii) 将所述組合物的所述第一端连接到所述第一血管残端；和(iii) 将所述组合物的所述第二端连接到所述第二血管残端。
43. 增强受试者血管生长的方法，所述方法包括(i )将权利要求l的组合物以足以增强血管生长的量并在足以增 强血管生长的条件下施用到所述受试者的目标血管部位。
44. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及断开的肌肉，所 述第一纤维性聚合物支架具有包含第一端和第二端的管、填充管或杆 的形状，且所述断开的肌肉包括第一肌肉残端和第二肌肉残端，所述 施用包括Ui)将所述组合物的所述第一端连接到所述第一肌肉残端；和 (iii )将所述组合物的所述第二端连接到所述第二肌肉残端。
45. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及受损伤的肌肉， 且所述施用包括选自如下(ii )将权利要求l的组合物缠绕在所述受损伤的肌肉周围，其中 所述组合物具有薄片的形状。
46. 根据权利要求35的方法，其中所述损伤涉及受损伤的肌肉， 且所述施用包括选自如下(ii)将组合物插入所述受损伤的肌肉，其中所述第一纤维性聚 合物支架具有杆、管或填充管的形状。
47. 增强受试者肌肉生长的方法，所述方法包括(i)将权利要求l的组合物以足以增强肌肉生长的量并在足以增 强肌肉生长的条件下施用到所述受试者的目标肌肉部位。
48. 制备权利要求l的组合物的方法。
49. 制备权利要求l的组合物的方法，所述方法包括(i )对一条或多条纤维进行静电纺纱过程，从而制造所述组合物。
50. 根据权利要求49的方法，其中所述静电纺纱过程包含具有气 隙或至少一个不导电区的旋转芯轴。
51. 用于静电纺纱设备的芯轴，包括 第一导电区；第二导电区；和在第一和第二导电区之间延伸的不导电区，其中调节不导电区的尺寸和配置构型以接受用于形成第一纤维性聚合物支架的纤维性聚合物。
52. 根据权利要求51的芯轴，其中所述不导电区为置于芯轴周围 的套管。
53. 根据权利要求52的芯轴，其中所述不导电区选自如下胶带， 绝缘胶带，聚四氟乙烯和塑料。
54. 根据权利要求51的芯轴，其中所述不导电区互连两个导电的 芯轴区域。
55. 根据权利要求51的芯轴，其中所述不导电区为在两个导电的 芯轴区域之间延伸的不连续的部分。
56. 根据权利要求52的芯轴，其中所述不导电区选自如下聚四 氟乙烯和塑料。
57. 根据权利要求51的芯轴，其中所述不导电区具有选自大于和 小于所述导电区的直径。
58. 用于静电纺纱设备的芯轴，包括笫一导电区和第二导电区，其中位于第一和第二导电区之间的气 隙形成了在第 一和第二导电区之间的不导电区。
59. 根据权利要求58的芯轴，进一步包括第一不导电套管，该套管位于第一导电部分的至少一部分上，和 第二不导电套管，该套管位于第二导电部分的至少一部分上。
60. 根据权利要求51的芯轴，其与静电纺纱体系相结合。
61. 根据权利要求58的芯轴，其与静电纺纱体系相结合。
62. 静电纺纱体系，包含具有不导电区或气隙的旋转芯轴
63. 根据权利要求62的静电纺纱体系，其中引导聚合物溶液通过 喷丝头并沉积在所述芯轴上。
全文摘要
本发明提供了包含纳米纤维聚合物的组合物，其中所述纳米纤维聚合物的纤维是排列对齐的，并且分子直接或通过连接物与所述纳米纤维聚合物共价连接。该分子能够共价或者非共价连接到选自如下的成员胞外基质组分，生长因子及其组合。本发明还提供了制造所述组合物的方法和使用所述组合物向受试者如人添加新组织的方法。
文档编号C12N5/00GK101410508SQ200780010983
公开日2009年4月15日 申请日期2007年1月29日 优先权日2006年1月27日
发明者C·哈什, K·库尔宾斯基, S·帕特尔, 松 李, 黄银芳 申请人:加利福尼亚大学董事会