CN109952118B - 微结构化的趋触性植入物 - Google Patents

Abstract

本发明涉及组织工程和再生医学的领域，且特别是涉及利用三维打印技术应用的三维仿生组织支架。表面能通过精确放置具有不同表面化学性质的聚合物来控制，并利用表面纹理和大体积成分对可吸收和不可吸收聚合物进行图案设计，目的是促进哺乳动物身体的功能愈合。

Description

微结构化的趋触性植入物

相关申请的交叉参照

本申请要求2016年4月30日提交的美国临时申请号62/330,104的优先权，其内容通过引用以其整体并入本文。

技术领域

本公开内容提供部分工程化的生物材料，包括具有有组织的纤维或液滴的有图案的生物材料，其能够用作合成细胞外基质以促进伤口修复。

发明背景

活体组织中细胞外基质的硬度和弹性对细胞迁移、基因表达和分化有重要影响。更准确地说，硬度和弹性的微观变化似乎是天然和合成组织支架的重要鉴别特性。细胞主动感知细胞外基质的刚性和在称为趋硬性(durotaxis)的现象中优先向更硬的表面迁移。它们也检测弹性并相应地调整它们的基因表达，这由于其对分化和功能性伤口愈合的影响，已日益成为研究的主题。

Lo和同事提出了这样的假设，即单个细胞可以通过主动触觉探索过程(在这个过程中，细胞产生收缩力和测量基质中产生的变形)，探测基质硬度[Lo, C (1 July 2000).Cell Movement Is Guided by the Rigidity of the Substrate. Biophysical Journal79 (1):144-152]。

发明人已发现表面能或疏水性，或更精确地说，表面能的微观变化，是趋硬性的潜在驱动器。在微观尺度下，高硬度和低弹性与高表面能相关。细胞感受到的弹性是基质的杨氏模量和细胞附着的刚性的组合。因为细胞附着的抗拉强度受到基质的表面能的强烈影响，发明人已发现表面能在细胞运动和功能方面是重要的。基质的硬度在通过以下因素达到的平衡中是重要的：1) 基质的变形，2) 细胞附着的强度，和3) 由因素(1)和(2)产生的细胞形状变形。

在身体内，细胞外基质内刚性和疏水性的微观差异是细胞外基质的定性和定量生化特性的结果。特别地，各种大分子的浓度、分布和类别形成细胞外基质网络。尽管细胞外基质由许多细胞内合成的成分(包括许多糖胺聚糖和纤维蛋白，例如纤连蛋白、层粘连蛋白、胶原蛋白和弹性蛋白)组成，但后两种纤维蛋白在定义天然细胞外基质的力学性质方面影响最大。

材料在微观尺度上的力学行为往往不同于宏观尺度的力学行为。在微观尺度下，在表面效应占主导地位时，表面效应可以控制由表面与体积比增加导致的变形性质，并能显著改变细胞动力学的宏观性质。

弹性蛋白和胶原蛋白二者是富含疏水性氨基酸例如甘氨酸和脯氨酸的蛋白，其形成由赖氨酸残基之间的交联界定的流动疏水区。胶原蛋白的疏水性与弹性蛋白比较的差别有利于弹性蛋白作为细胞外基质中的弹性元件和胶原蛋白作为细胞外基质中的硬化元件。

这两种成分以交替的方式存在于细胞外基质中。这些观察已经导致了合成细胞外基质模拟或图案化生物材料的当前新的公开内容，所述生物材料在结构上和功能上与现有的合成组织支架和软组织网不同。当前的图案化生物材料的这些新颖性和实用性将根据以下背景材料得到更全面的理解。

细胞粘附是细胞与表面或基质，例如细胞外基质的结合。粘附由蛋白(称为细胞粘附分子，或有时称为粘附素)的作用而发生。这些蛋白的实例包括选择素、整联蛋白和钙粘蛋白。这些蛋白的作用受表面的表面能或疏水性的高度控制。细胞粘附在细胞运动和伤口愈合中是必不可少的。

粘附通过在细胞表面蛋白上发生的可逆反应发生，该反应由表面能的变化触发。作用力和相互作用可包括水解/疏水反应、静电反应、布朗运动和多糖或生物膜聚合物的促进作用。

发明人惊讶地发现，相邻表面的空间频率在促进片状伪足附着、细胞极化以及最终的细胞运动中是重要的。这个结果与细胞外基质的结构一致。

动物细胞外基质包括相对于基底膜为亲水的间质基质。间质基质在各种动物细胞之间在细胞间空间中存在。多糖和纤维蛋白的凝胶填充间质空间并作为相对于基底膜的定向环境起作用。基底膜是透明质酸的片状沉积物，其上支持各种上皮细胞。透明质酸(乙酰透明质酸)是一种由D-葡糖醛酸和N-乙酰葡糖胺上的交替残基组成的多糖，D-葡糖醛酸和N-乙酰葡糖胺在其亲水性方面也是不同的。大体积的透明质酸是相对疏水性的且不易溶于水。它不作为亲水性蛋白聚糖存在。乙酰透明质酸是一种双糖的聚合物，双糖本身由通过糖苷键连接的D-葡糖醛酸和D-N-乙酰葡糖胺组成。乙酰透明质酸的长度可以是25,000个双糖重复单元。

另一方面，蛋白聚糖具有吸引带正电的钠离子的净负电荷，其通过渗透作用吸引水分子，保持ECM和驻留细胞水合。蛋白聚糖也可帮助捕获和存储ECM内的生长因子。因此，从理论依据上可以看出被亲水环境包围的疏水极化结构，或者更简单地说，一种交替的亲水/疏水结构(如由乙酰透明质酸的分子结构代表的)在细胞运动中是重要的。

趋触性(Haptotaxis)是细胞的定向运动或长出，通常沿高表面能细胞粘附位点或基质-结合的化学引诱物的梯度。趋触性与趋化性的区别在于化学吸引是在表面上表达或结合，而不是在流体中的梯度。为了使细胞迁移，外层细胞膜需要定向或极化，否则细胞膜就不能产生前导和尾随的定向。

发明人已经发现疏水性/亲水性的交替区域在趋触性方面是重要的。而且，活细胞外基质和合成组织支架之间的一个区别特征是存在趋触性。趋触性梯度在诸如血管生成的过程中天然存在于身体的细胞外基质中。研究人员试图通过设计生物材料来模拟细胞外基质，其中梯度是通过改变聚合物基质上粘附位点的浓度来建立的。然而，离散化粘附位点不提供促进细胞运动所需的极化。

在伤口修复中，细胞凭借片状伪足通过细胞外基质移动。片状伪足是在细胞极化边缘形成的细胞骨架蛋白肌动蛋白突起。它包含一个准二维肌动蛋白网格；整个结构推动细胞穿过基质。片状伪足是能动细胞的前面(前缘)的特有特征。它们被认为是在细胞迁移过程中将细胞向前拉的实际马达。片状伪足的尖端是在迁移的哺乳动物细胞中发生胞吐作用的地方，作为它们的网格蛋白-介导的内吞循环的一部分。这与高能表面促进的肌动蛋白聚合一起，帮助片足向前延伸，从而推进细胞的前部。因此它用作细胞的操纵装置。

细胞极性主要是通过特定蛋白质定位到细胞膜的特定区域而产生的。细胞极化影响细胞形状和细胞功能，包括增殖、分化、凋亡和运动性[O’Neill et al., 1986; Singhviet al., 1994; Chen et al., 1997; Baill et al., 1998; Dike et al., 1999]。例如，细胞可以通过改变离散附着的大小和空间频率在生长和死亡程序之间切换[Chen et al.,1997]。一般来说，当促进细胞扩展时，总细胞质量增加，而在阻止细胞扩展时在细胞中观察到细胞凋亡。根据细胞生长与细胞扩展的程度比细胞粘附的总面积更紧密地相关的观察结果，似乎可能的是，与提供细胞可以在其上附着和生活的无特征表面相比，细胞极化对细胞运动更重要。

再生组织的策略通常包括促进细胞功能的某些方面，例如运动性和分化。与可通过静脉注射细胞而再生的血液或骨髓组织不同，大多数组织的再生需要一个模板来指导它们的生长。二维图案是真实细胞环境的弱表示，因此，非常需要建立显示与2D表面的那些相似的生物活性分子的空间控制，但在3D几何结构内的结构或支架。在活组织中发现的细胞外基质是由许多元件例如可溶性或表面结合分子、蛋白、酶和物理记号(例如孔和局部解剖学)构成的复杂的3D高度水合的环境。这些分子的精确空间位置受到细胞外基质内疏水区的强烈影响。

开发组织修复支架的另一个重要的考虑是促进导致新血管形成的定向细胞运动。虽然一些组织可以以较低的毛细血管密度行使功能，但代谢活性组织的充分灌注需要以高度组构的方式将实质细胞密切地定位到致密的脉管系统。例如，肝具有一个精确定义的组构，其中肝细胞和微血管在高度排列的微结构中被互相交错。在许多情况下，愈合组织的有序程度与其功能相关。此外，血管本身的结构，例如分支频率和角度、血管的排列和扭转，决定了代谢物交换的梯度和通过组织的整体流场。因此，这样的组织的工程设计可能需要确定用于组织特异性应用的血管网络的几何结构的方法。

工程组织的某些基于细胞的血管化前策略已利用嵌入三维基质内的随机接种的细胞。例如，调查人员发现血管化的速度可以通过在植入前允许内皮细胞在体外形成基本网络来增加。已证实以内皮细胞预接种的支架植入在几天内促进了支架内的管状发生(相互连接的内皮细胞的互连蛛网样网络的形成)，以及新形成的小管最终吻合(连接)到宿主血管。

不幸地，这样的网络是随机分布的，而不是定向的。而且如上所述，定向复杂组织结构的形成始于定向细胞迁移。迄今为止，难以以固定和可重复的方式控制血管的形成和结构。例如，内皮网络的随机组构不为新来的宿主血管提供方向指导，常常导致仅植入物的外壳被灌注，使内部核心灌注不足。而且，细胞的严格空间组构、周围的细胞外基质和血管可以影响限定细胞表型和组织功能的旁分泌信号传导梯度。

最后，大体积尺度(> 1 mm)材料的表面能是三个层次结构尺度的函数：1) 物质的精细-尺度(< 1微米)分子结构，2) 物质表面的中-尺度(< 50微米)几何结构，和3) 分子类型(如亲水性对比疏水性)的宏观-尺度(>50微米)分布。

中-尺度是通过在表面如纤维、膜或颗粒上放置纹理来实现的。该现象在不同时间被称为超疏水性、莲花效应和花瓣效应。通过放置中-尺度形状，通常不同大小的多个形状的叠加，可独立于其分子组成而改变物质的表面能。这在将从分离弹性和硬度(一般由分子结构确定)与表面能或疏水性而获益的应用中是重要的考虑。物质的这些纹理修饰提供了第二自由度。

从生物相容性合成或天然聚合物、无机材料或无机材料与聚合物的复合材料中构建特定的结构将是有利的，其中产生的结构限定了孔隙的大小、形状和方向，特别是在同一装置内的不同的孔隙大小和方向，在装置内的不同指定位点具有超过一种表面化学、表面能或纹理。

发明简述

本公开内容引入额外的第三自由度(宏观-尺度)，并利用三维打印技术，将聚合物科学的分子自由度与表面科学的超疏水自由度以及物质和纹理的放置自由度结合。不受理论的束缚，相信将全部这三种科学结合，可以实现能够指导参与伤口修复的细胞的增殖、分化和功能化的合成细胞外基质模拟物。

因此，本发明的一个目标是提供复杂的三维空间图案，以供用于新设计和组成的装置，用于组织再生。

本发明的另一个目标是提供用于制造生物蚀解的或非-生物蚀解的材料或复合材料的复杂医疗装置的设计和组成，以供细胞移植或者基质-引导的组织再生。

本发明的进一步的目标是提供作为能够引导细胞增殖、分化、凋亡和运动的可植入医疗装置的高精度打印结果的组织支架。

本发明的更进一步的目标是生产一种装置，其通过在基质的预定区域控制表面化学、表面能、纹理或生长因子的释放，可以在基质内的特定位点选择性地促进一种组织类型超过另一种组织类型的生长。

在一些实施方案中，本公开内容提供一种用于组织再生的三维基质，其包含至少两种生物相容聚合物的至少连续3层，所述层被排列以形成壁，壁之间有开放的空隙，所述空隙适合细胞接种或向内生长，所述层包含第一聚合物和第二聚合物，且其中第一和第二聚合物沿基质的至少一个轴以交替的图案布置。在一些实施方案中，聚合物在低于约36˚C的温度下是固体。基质可用于各种可植入医疗装置例如外科网格和植入式假体。

以上和其它方面可如现在所述实现。打印机或光栅装置被用来铺设生物材料的小球体或线状物，以通过铺设三维可植入组织支架来建造。打印机装置可含有多个打印头以在构建支架的过程中递送不同的生物材料。生物材料作为溶解在溶剂中的聚合物，或者作为熔体，以液体形式递送。电纺法可提高生物材料放置的空间精度。电纺使用电荷引导并从液体中提取非常精细(通常在微米或纳米尺度上)的纤维。

本公开内容提供工程生物材料，包括有组构的纤维结构的有图案的生物材料，所述纤维结构被排列以促进细胞在仿生细胞外基质中的运动性。在某些实施方案中，生物材料作为连续的纤维传递。在某些实施方案中，生物材料以离散的球体或液滴的形式传递，所述球体或液滴在并置时以液体的形式结合。在某些实施方案中，有图案的生物材料可包括多个不同纤维或液滴。有图案的生物材料在它们冷却或当溶剂蒸发时固化。在某些实施方案中，高表面能生物材料在低表面能生物材料的网络内以簇群或岛屿的形式组构。

在某些实施方案中，高和低表面能生物材料是以交替的方式分层，用来建造网状或多孔结构的壁的纤维。在某些实施方案中，有图案的生物材料包括由可生物吸收的材料组成的合成细胞外基质支架。在某些实施方案中，有图案的生物材料可包括天然细胞外基质物质，例如乙酰透明质酸。

在某些实施方案中，有图案的生物材料可包括一种或多种纤维和一种或多种生物材料簇群或岛屿的组合。

在某些实施方案中，有图案的生物材料可以沉积在光滑的二维表面上。在某些实施方案中，有图案的生物材料可以沉积在有纹理的二维表面上，以致当生物材料凝固时，它获得表面纹理。表面纹理可能是分层的，例如，玫瑰花瓣的仿生学。

在某些实施方案中，表面纹理可能是超疏水性的，具有低表面能。表面纹理可被选择以促进某些类型的细胞对有图案的生物材料进行定殖，并阻止其它细胞类型的定殖。例如，表面可促进内皮细胞的活动并阻止细菌细胞的附着。在某些实施方案中，表面纹理可通过抑制有图案的生物材料在活体内的迁移，鼓励有图案的生物材料与活组织的机械结合。在某些实施方案中，一种或多种趋化性物质嵌入纤维上或纤维中，或与有图案的生物材料并列放置。例如，趋化性物质可包括，但不限于，肽、蛋白、碳水化合物、胶原蛋白、纤维蛋白、纤维蛋白原、基质胶、琼脂糖、聚乙二醇、葡聚糖、透明质酸，或其组合。此外，趋化性物质可以是植物起源的天然物质。例如，乳香(Boswellia)属的几种成分的任一种，特别是三萜类。优选地，通过与聚醚化合物聚合可使天然物质为生物相容性的。

在某些实施方案中，制造有图案的生物材料的方法包括放置可溶性纤维或液滴，其中在形成有图案的生物材料后，这些可溶性部分可通过在接触液体时溶解而除去，而不溶性部分仍然存在。

在某些实施方案中，通过溶解可以在有图案的生物材料中形成通道。通道的形状、直径和长度可以不同，以形成不同结构的细胞内生长。例如，有图案的生物材料可以是整体体积布置为可溶的圆柱形、分叉、Y形或分枝结构的完全固态。在某些实施方案中，可溶性结构可制作为长度、直径和密度不同的形状。在某些实施方案中，可溶性结构的特性可改变以适应特定的应用。在某些实施方案中，整个网络组构例如，可以通过分支点的数目和位置、连接、三维组构、各向异性程度、排列、直径、长度等来限定。

在某些实施方案中，可生物吸收的但不溶性部分与可溶性部分的组合当浸泡在液体中时，会产生包含一个或多个壁和/或通道以生成定殖细胞的簇群或岛屿的有图案的生物材料。在某些实施方案中，定殖细胞的岛屿和/或簇群可被制作为直径、密度、三维组构和形状不同的结构。在某些实施方案中，可改变定殖细胞的簇群或岛屿的特性以适应特定的应用。

在某些实施方案中，有图案的生物材料可被用来治疗受试者的缺血性组织。例如，有图案的生物材料可植入受试者中，以增加血液流到组织中没有接受足够血流的区域。在某些实施方案中，图案生物材料可被用来治疗心肌缺血、周围血管疾病，或慢性伤口例如糖尿病溃疡。

打印方法的实例包括立体光刻、选择性激光烧结、弹道粒子制造、熔化沉积建模、定向电纺和三维打印。在一个优选的实施方案中，三维打印被用来按仿生图案精确地排列高表面能和低表面能纤维的交替层，所述仿生图案被设计成使细胞在模拟天然细胞外基质的合成基质中生长和增殖。例如，三维打印可被用来创造具有相互连接的孔隙或通道的多孔的生物可蚀解基质，所述孔隙或通道通常在0.5和5 mm之间，其由大约100-1000微米厚的壁隔开，所述壁由具有大约5-100微米直径的交变表面能纤维构成。

装置的宏观结构和孔隙度可通过控制打印参数、聚合物的类型和液滴/纤维大小，以及溶剂和/或温度来操纵。在溶剂含量或温度发生变化的情况下，可控制纤维或液滴之间的结合程度。基质壁的孔隙度，以及基质作为一个整体，可以使用打印方法来操纵。结构元件可以在有图案的生物材料中打印，所述元件在机体吸收过程中保持可植入装置的基质的完整性。例如，为提供支持，装置壁的孔隙度可用可再吸收的无机材料填充，所述无机材料还能为骨的修复位点提供矿物质来源。

或者，用于制造本发明的有图案生物材料的一种或多种材料可以是在聚合过程中的预聚物，或可通过施用热或光，特别是UV光而聚合。

在应用点使用能够聚合的预聚物可形成与能够溶于溶剂或熔化的聚合物不同的分子结构。特别地，具有交联的聚合物不熔化且不能溶于溶剂。

附图简述

图1A-1D描述示例性玫瑰表面图案模拟物的几个视图。

图2描述使用电纺装置和计算机辅助设计制作的示例性正方形网格。

图3A-3C描述锁子甲图案的基质材料的结构。

图4描述复合材料薄片和网格图案生物材料400。

图5描述三维网格500。

图6描述用于具有要修复的缺陷的人组织的示例性网格装置。

图7是根据本公开内容具有交替的疏水性和亲水性纤维的网格图像。

图8是根据本公开内容的网格的实施方案的另一个图像。

图9是装置的进一步的设计，其中纤维被排列在一系列堆叠的三角形中。聚合物纤维可在亲水性和疏水性纤维之间交替。

图10描述可供选择的玫瑰花瓣模拟物，其由不同宽度的层创立并具有分层网格图案。

发明详述

本公开内容提供工程化生物材料，其包含一种具有有组织的纤维或液滴的有图案的生物材料，其能够用作合成细胞外基质以促进伤口修复。

如本文所用的，术语"有图案的生物材料"指天然-衍生的和/或合成的固体物质，其被组织成类似于这样结构的圆筒、棒、线或细丝和网络的结构。

这些生物材料的基质可导致提高这些材料整合至宿主生物，其中宿主细胞可以通过基质的结构和组成指导的方式入侵或整合。这种整合可涉及血管，因此提供一种使伤口部位的血管形成增加来促进可植入假体的愈合方面的策略。因此，这些基质在哺乳动物受试者，和特别是人受试者的外科应用中是特别有用的。

此外，这些有图案的生物材料提供一种在宿主组织中促进血管生成的支架。这种整合也可以涉及其它宿主系统，如神经系统、肌肉、骨，或免疫系统，从而分别促进新组织神经分布、肌肉整合、骨整合，或免疫监视。在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可包括趋化性物质和另外的天然-衍生的和/或合成的支架。

在某些实施方案中，本公开内容提供一种有图案的生物材料，其促使细胞以簇群、层和/或线，特别是分叉线来组构。分叉线可具有毛细管网络的分形维数特征。

如本文所用的，术语细胞"簇群"和/或"线"指有或没有细胞外基质的一种或多种细胞，其当被描述为簇群时，以类似于球、圆盘或岛屿的结构组构，或当描述为线时，以相互连接的丝状网络组构。

生物材料的图案可与生物活性剂或趋化剂，例如旁分泌因子一起使用。这些生物活性剂用来调节宿主组织和细胞对有图案的生物材料的反应方式。在某些实施方案中，本公开内容的簇群或线可包括细胞和本发明的天然-衍生的和/或合成的支架的组合。

在某些实施方案中，本发明的有图案的生物材料被用来在手术过程中修复软组织。有促进功能组织形成的需要，与通常形成疤痕组织相反。功能组织与较少的不良事件有关，并能够自修复。疤痕组织在将组织连接在一起时起短期作用，但一般由身体重塑。重塑过程可导致术后手术修复失败，如在疝修复中常见的。

功能组织需要供血，不像疤痕组织，后者一般很少移居血管，或无血管。因此，对在有组织的三维组织结构中以受控制的方式诱导血管发生(形成新血管)的软组织修复装置，存在着需求。对在未接受足够血流的受试者中诱导组织的血管形成，也存在需要。本公开内容通过工程设计一种有图案的生物材料来满足这一需要，这种生物材料通过提供细胞在其上能动的基质模拟天然细胞外基质。从这个意义上说，有图案的生物材料作为支架起作用，所述支架具有在几何学上指导细胞功能结构的形成的高表面能和低表面能区域。

本公开内容的有图案的生物材料促进在空间上描绘的血管的迅速形成，为伤口修复过程中身体形成的血管化问题提供新的途径。这些有图案的生物材料也可用于治疗缺血性疾病，和促进通常血液供应不足的部位的组织愈合和整合。

有图案的生物材料植入受试者可导致移植物移入，重塑局部微环境，吻合，并在引导血管和血液流动的植入支架内形成稳定的毛细血管。通过利用具有高和低表面能的簇群和线的几何控制分布的合成材料，体内血管的后续形成能够在空间上被控制。

不同表面能的纤维排列成本公开内容的有图案的网络提供一种支持宿主血管快速侵入和整合到装置中的方法，以通过提供作为模板的预先指定的结构来生成灌注的功能血管，其中新血管反映了植入组织支架的纤维结构。有图案的生物材料的纤维结构也可促进某些类型的细胞浸润。例如，在某些情况下，促进了内皮细胞，在其它情况下，促进了成纤维细胞，而在又一种情况下，促进了细胞类型组合的分布和密度。

有图案的生物材料的材料和几何形状限定血管、结缔组织、肌肉组织和锚定网络的体内结构，所述锚定网络在伤口部位的术后功能愈合中是首选的。因为这些有图案的网络用作血管形成的模板，有利于侵入宿主组织的运动，指导其传播速度和空间分布，因此它们可以合理地影响宿主细胞整合的速度和程度，因而可被用作引导从充分灌注部位的再血管化，以达到进入和支持缺血性组织的一种方法。在某些实施方案中，图案生物材料是可再吸收的，以使原始基质可部分地或完全地被宿主细胞和组织替代，其中有图案的生物材料的结构被新的宿主组织模板化并受到保护。

与确定吸收率和表面能值的组成变化组合的图案化技术的这种应用的新颖之处在于，这样一种构造模仿了天然细胞外基质的组成。因此，关于在植入部位组构浸润细胞以控制组织类型的最终体内组成和分布，这样一种合成生物材料具有一些与细胞外基质相同的功能。细胞的功能促进和图案结构以及随后体内血管的形成构成外科医学领域内的一项重大技术进步。

在一些实施方案中，本公开内容提供一种用于组织再生的三维基质，其包含至少两种生物相容聚合物的至少连续3层，所述层被排列以形成壁，壁之间有开放的空隙，所述空隙适合细胞接种或向内生长，所述层包含第一聚合物和第二聚合物，且其中第一和第二聚合物沿基质的至少一个轴以交替的图案布置。第一聚合物可以是疏水性的和第二聚合物可以是亲水性的。在其它实施方案中，第一聚合物是亲脂性的，而第二聚合物是亲水性的。第一和第二聚合物可以是具有范围从100 nm-5微米或100 nm-1微米或100 nm-500微米的直径的纳米纤维。有用的疏水性聚合物包括但不限于聚丙烯、聚己内酯和聚乳酸。有用的亲水性聚合物包括但不限于聚醚聚氨酯、聚酯聚氨酯或聚透明质酸。

在一些实施方案中，纳米纤维作为叠层排列，以致它们形成沿平行的第一轴在汇合处相交的壁，例如在网格图案中。第一和第二聚合物可沿第一轴以交替的图案布置，或它们可沿垂直于第一轴的第二轴以交替的亲水性-疏水性图案布置。

所述层可进一步包括在所述装置的一个或多个层上提供的表面图案。

表面能受交替的疏水性-亲水性图案的有利影响。此外，可通过包括表面图案有利地影响表面能，以使表面能在至少三个空间尺度上变化，包括1) 通过形成不同表面能的聚合物层获得的范围从50微米至1 mm的宏观尺度，2) 通过在聚合物上放置表面图案获得的范围从1微米至50微米的中尺度，和3) 通过分子结构变化获得的小于1微米的精细尺度。

本公开内容进一步提供一种包含在此公开的基质的三维医疗装置，其中基质在可植入层上形成，以使最终的三维装置包含连接到可植入层的基质。在一些实施方案中，层和基质是可生物吸收的，且其中层比基质更快地生物吸收。

在另一个实施方案中，用于组织再生的基质包含至少两种生物相容聚合物的至少连续3层，所述层被排列为环，环之间具有开放的空隙，所述空隙适合细胞接种或向内生长，所述层包含第一聚合物和第二聚合物，其中第一和第二聚合物被布置为互锁环路，和第一和第二聚合物以交替的图案排列。第一聚合物可以是疏水性的和第二聚合物可以是亲水性的。在其它实施方案中，第一聚合物是亲脂性的，而第二聚合物是亲水性的。第一和第二聚合物可以是具有范围从100 nm-5微米或100 nm-1微米或100 nm-500微米的直径的纳米纤维。有用的疏水性聚合物包括但不限于聚丙烯、聚己内酯和聚乳酸。有用的亲水性聚合物包括但不限于聚醚聚氨酯、聚酯聚氨酯或聚透明质酸。

所述层可进一步包括在所述装置的一个或多个层上提供的表面图案。

表面能受交替的疏水性-亲水性图案的有利影响。此外，通过包括表面图案可有利地影响表面能，以使表面能在至少三个空间尺度上变化，包含1) 通过从聚合物形成所述环的一部分获得的范围从50微米至1 mm的宏观尺度，所述聚合物的表面能不同于从第二聚合物形成的剩余的所述环的表面能，2) 通过在聚合物上放置表面图案获得的范围从1微米至50微米的中尺度，和3) 通过分子结构变化获得的小于1微米的精细尺度。

前述基质可在可植入层上形成，以使最终的三维装置包含连接到可植入层的基质。在一些实施方案中，层和基质是可生物吸收的，且其中层比基质更快地生物吸收。

在另一个实施方案中，用于组织再生的三维基质包含至少两种生物相容聚合物的至少连续3层，所述层以一系列堆叠的三角形排列，三角形提供开放的空隙，所述空隙适合细胞接种或向内生长，所述层包含第一聚合物和第二聚合物，且其中第一和第二聚合物沿基质的至少一个轴以交替的图案布置。在一些实施方案中，三角形是相互叠加的，以致三角形(在此9)的叠加确实创造了各种四边形、五边形和六边形。在一些实施方案中，基质包含至少9层不同大小的三角形，和实质上复制了sri yantra图案。

三维打印

合适的装置包括具有连续喷流打印头和按需滴流打印头的两种装置。在前一情况下，一排聚合物被定向。在第二种情况下，一滴聚合物被定向。连续型高速打印机是例如由Dayton, Ohio的Diconix, Inc.生产和销售的Dijit打印机，其具有一个包含大约1500个喷嘴的行式打印杆，其可以连续的方式每秒递送多达6千万个液滴并可以达到每分钟900英尺的速度打印。

光栅和矢量设备都可以使用。光栅设备是打印头在床上来回移动的情况，其中喷嘴打开和关闭。当材料在沉降时可能堵塞喷嘴时，这可能会产生问题。矢量设备类似于x-y打印机。虽然可能较慢，但矢量打印机可产生一个更均匀的涂层。

三维打印的目的是通过将粘结剂喷墨打印至序贯沉积粉末层的选定区域来创建固态物体。在本公开内容中，这个过程被修改为不需要粉末。最初为液体的液滴或线条在表面上沉积时成为体积固体。从这个意义上说，该过程更像是在喷墨打印过程中的墨水，其中第三维度通过产生沉积聚合物的连续层而创建。

每一层的指令可以直接从有图案的生物材料的计算机辅助设计(CAD)图像中得到。要打印的区域通过计算所需平面与物体的CAD图像之间的交集区域获得。在创建第二层的时候，第一层通过沉积的液态聚合物连接到第二层。液态的第二层部分熔化或溶解到第一固体层中，形成连续层的三维结构。

当每个层被放置时，该层变硬或至少部分变硬，一旦达到需要的最终生物材料构型和成层过程完成，在一些应用中，可能需要在适当选择的温度下加热或固化形状及其内含物，以进一步促进离散线条或液滴的结合。

用打印制作三维部件可以视为结构元件(例如液滴或线条)编织在一起。这些元件被称为微结构基元。基元的尺寸决定微结构可以改变的长度尺度。因此，有图案的生物材料的表面能可以变化的最小区域具有接近于单个微结构基元的尺寸。液滴基元具有与线条基元的宽度非常相似的尺寸，差异是材料是以连续的线条还是离散的液滴放下。线性基元的尺寸取决于聚合物粘度和表面张力。10微米宽度的线性基元在某些情况下是可能的，更通常尺寸是40-60微米。较高的打印头速度和较低的聚合物粘度产生更细的线。

当使用溶剂时，干燥速度是通过三维打印生产有图案的生物材料的一个重要的变量。溶剂的极其快速的干燥往往会引起打印部件的翘曲。大部分(如果不是全部)的翘曲都可以通过选择低蒸气压力的溶剂来消除。例如，用聚合物和氯仿的溶液打印制备的有图案的生物材料具有几乎无法检测的量的翘曲程度，而用二氯甲烷制造的大零件则显示出明显的翘曲。已经发现，组合溶剂以达到最小的翘曲和颗粒间的足够粘合往往是便利的。因此，侵蚀性溶剂可以小比例与蒸气压力较低的溶剂混合。

弹道粒子制造(BPM)和熔化沉积建模(FDM)

弹道粒子制造在一些方面比传统的基于粉末的三维打印方法更像本发明的打印方法，虽然二者可适合于制造本发明的有图案的生物材料。弹道粒子制造使用喷墨打印设备，其中液体聚合物或聚合物复合材料的喷射流被用来在计算机控制下创建三维物体，类似于喷墨打印机产生二维图形打印的方式。

一种有图案的生物材料装置使用冷焊或快速凝固技术(这导致液滴和连续液滴层之间的结合)，通过将连续的横截面，一层又一层的打印到目标上而形成。

熔化沉积建模使用一个具有z-方向运动的x-y绘图仪来定位由聚合材料形成的可挤出的细丝，通过热或溶剂的存在使聚合材料成为流体。一个合适的系统可从Minneapolis, Minn的Stratasys获得。

弹道粒子制造、熔化沉积建模和三维打印在某种意义上说是相关的，因为所有这三种方法都控制物质在小区域中的沉积。这个方面在目前的应用中在一定程度上是有利的，因为可以为任何需要的三维轮廓指定和构造局部组分。组分控制只受用于构造的特定设备的分辨率的限制。

熔化沉积建模通过挤出塑性变形材料的细丝通过小喷嘴来构建结构。通过适当的x、y和z运动控制，在所建的表面上定向喷嘴，以便产生所需的三维结构。类似地，弹道粒子制造包括喷墨打印头的运动控制，以小滴的形式沉积物质。适当控制打印液滴的地点允许所需的三维形状的构建。三维打印使用两种来源的材料：组成多孔层的材料和打印的材料。所有三者都能适合于制造本发明的有图案的生物材料，各自具有关于选择构造的生物材料构造的明显优点。

使用熔化沉积建模和弹道粒子制造的局部组分控制需要应用多个打印头或挤出头。类似的方法可通过使用多个打印头的三维打印进行。或者，当使用三维打印时，多个液滴可被打印到相同的位置以增加打印溶液中含有的物质的局部组分。

聚合物的选择

有图案的生物材料的打印方法依赖于液相中的聚合物成分。液相通常通过使固体聚合物溶解于溶剂中或通过熔化来实现。在熔融相的情况下，优选选择具有相对低熔点的聚合物，以避免可吸收的聚合物暴露于升高的温度。可吸收的聚合物通常易受热降解的影响。

许多聚合物通常用于可植入医疗装置的构造。除非另外指明，术语"聚合物"将被用来包括用来形成有图案的生物材料基质的任何材料，包括可在应用点被聚合或粘合以形成整体单元的单体和聚合物。

在优选的实施方案中，微结构元件由聚合物形成，例如合成热塑性聚合物，例如，乙烯乙酸乙烯酯、聚(酐)、聚原酸酯、乳酸和羟基乙酸和其它羟酸的聚合物，和聚磷腈，蛋白聚合物，例如，白蛋白或胶原蛋白，或含有糖单位例如乳糖的多糖。

在更优选的实施方案中，聚合物是含有能够体内吸收的丙交酯二醇嵌段的可吸收的聚氨酯。丙交酯二醇嵌段经由尿烷或脲键与乙二醇和/或丙二醇连接。通过改变乙二醇与丙二醇的比例，以及连接二异氰酸酯的选择，可修改生成的聚合物的表面能以获得所需的规格。一般来说，这些分子被称为聚酯聚氨酯(polyester polyurethane或polyesterurethane)。

聚酯聚氨酯的实例是由聚(l-乳酸)和聚(丁二酸乙二醇酯)组成的基于脂肪族聚酯的聚酯聚氨酯，其使用1,6-六亚甲基二异氰酸酯作为扩链剂，经由聚(l-乳酸)-二醇和聚(丁二酸乙二醇酯)-二醇的链延伸反应制备。在1,4-丁二醇的存在下，聚(l-乳酸)-二醇通过l-乳酸的直接缩聚来合成。

聚(丁二酸乙二醇酯)-二醇可通过琥珀酸与过量的乙二醇的缩聚作用合成。

聚合物可以是非-可生物降解的或可生物降解的，通常经由水解或酶法裂解。在用于制造供细胞附着和生长的装置的聚合物的情况下，根据聚合物诱导细胞适当的生物反应(例如，附着、迁移、增殖和基因表达)的能力，来选择聚合物。

一种备选的材料是聚丙交酯/聚乙交酯家族的聚酯。这些聚合物已因许多理由在药物递送和组织再生方面受到了广泛的关注。它们已经在外科缝合中使用了超过30年，经食品和药品管理局(FDA)批准并具有长期良好的临床记录。通过改变丙交酯/乙交酯共聚物中的单体比例，可获得广泛的物理性质和降解时间：聚-L-乳酸和聚-羟基乙酸显示出高度的结晶度，并相对缓慢地降解为碎片。聚-L-乳酸和聚-羟基乙酸的共聚物是无定形的并迅速降解成凝胶状态。聚酯聚氨酯聚合物超过聚酯聚合物的优点是，前者既可降解为凝胶状态，也是真正的表面侵蚀聚合物。因此，聚酯聚氨酯具有优先的降解状态，同时在较长时间内保留生物材料的原始图案。然而，存在每种都是首选的应用。

在一些实施方案中，非-聚合材料也可被用来单独或者与聚合物组合形成基质。实例包括有机和无机材料，例如羟磷灰石、骨-衍生的磷灰石、碳酸钙、其它骨替代剂、缓冲剂和乳糖，以及用于药物的其它常用赋形剂，其通过应用粘合剂而非溶剂进行固化。

可吸收聚合物基质上递送的趋化剂的溶剂的选择取决于所需的趋化剂释放模式。在完全可再吸收的装置的情况下，选择溶剂以单独递送趋化剂和当递送时溶解沉积的聚合物基质，或选择含有与趋化剂一起沉积的第二聚合物的溶剂。

在第一种情况下，打印的趋化性液滴局部溶解下面的聚合物基质并开始蒸发，因而粘附于紧接下面的聚合物基质层的表面。在第二种情况下，蒸发后，药物有效地沉积在第二聚合物基质中，因为溶解的聚合物与趋化剂一起沉积。第一种情况快速释放趋化剂并在置于体内时创建最高浓度的梯度。第二种情况更慢地释放趋化剂，因为释放部分地依赖于载体聚合物的吸收。在这样的第二种情况下，随着时间的推移，趋化剂的浓度更加一致和稳定。

溶剂蒸发速率主要由溶剂的蒸气压决定。存在聚合物是非常可溶的一个极端的范围，例如，30重量%溶解度，与较低的溶解度比较，其允许聚合物在打印一层所需的时间内极其快速地溶解。前几层在应用随后层期间溶解的程度取决于聚合物在溶剂中的溶解度。细纤维比直径较大的纤维更完全溶解。

聚合物浓度

一般来说，微结构元件是一种在溶剂例如氯仿或氯仿和较少-挥发性溶剂例如乙酸乙酯的混合物中(为尽量减少翘曲)的可吸收的聚合物，例如分子量5,000-200,000的聚酯聚氨酯或聚酯。这些的表面能可通过改变聚合物中亲水性和疏水性嵌段的比例而变化。或者，可使用不同的聚合物例如聚-乳酸、聚-羟基乙酸或聚己内酯。

聚合物在微结构元件溶液中的浓度一般会在喷嘴所能容纳的极限内，在形成有图案的生物材料中既要尽量增加固体聚合物的递送量，又要尽量减少溶剂从施用点的向外迁移。减少溶剂迁移提高在先沉积层的微结构元件的分辨率，如减少肿胀或几何跌落。

聚合物浓度的上限对于100,000 MW的聚-L-乳酸是15%。这样的浓度的聚合物可在某些情况下使得打印商业上可行的装置是不可能的。在其中聚合物是难溶的情况下，可使用填充剂。微结构元件体积可通过在打印溶液中包括小的交联颗粒或其它较不溶解的颗粒来增加。

例如，聚羟基乙酸不溶于氯仿或乙酸乙酯。交联聚酯聚氨酯的纳米颗粒可包括在打印溶液中(通过大多数喷嘴可以容纳直径达到微米的粒子)，以增加打印的聚合物含量。

通过在聚合物溶液中包括小的无机颗粒，例如，骨衍生的磷灰石，也可以增加打印到生物材料中的物质的量。

表面纹理考虑

放置微结构元件的方式决定了这些元件间的表面纹理。由微结构元件的尺寸获得表面纹理的第一个区别。有两种主要的模式：液滴配置和线条配置。液滴在三维是离散的，而线条在二维是离散的。

在液滴模式中，液滴可以在表面上分开，并且它们可以通过随后的一层交错形式的液滴连接在一起，或通过线条连接在一起。液滴可相隔更近一点至稍微接触，形成一个起伏的轮廓，或它们可靠近放置，使得在凝固之前它们有效融合。在岛屿的形成中，它们可以以金字塔的方式在垂直方向上堆叠。

在线条模式中，线条一般与前一线条对齐放下。然而可以实现覆盖配置。例如，部分壁可以由几条对齐的线组成，在这些线的上面放置一条线，以使它以起伏的方式穿过这一部分，使得壁和线之间的粘连只在点上。固化后，这些覆盖特性通常自由地离开已经建立的壁结构。覆盖特征可在形成完整的壁的过程中居间放置在点上。此外，部分壁可以通过经构造以形成窗口边缘的随后液滴层而有窗孔，其顶部边缘被随后增加的线条封闭。这些线通常会下垂到已经建立的窗孔中。通过改变最终线条的沉积速度，可创建多条下垂的线进入不同长度的窗孔中，形成了下垂线条的窗帘。

或者，微结构元件可被沉积在有模具图案的平面上。例如，模具图案可以是能够产生Wenzel-Cassie效应或Wenzel-Baxter效应的超疏水性图案。其它表面纹理可通过在沉积的微结构元件之上或之中加入各种固体颗粒来实现。固体颗粒可能是一种永久性的纳米结构，如纳米管、巴基球或各种已知的纳米颗粒几何体的任何一种。固体颗粒可以是可溶性的，以致当有图案的生物材料放置在溶剂中时，颗粒被部分或全部除去，而不影响生物材料的剩余部分。

此外，定向和随机书写技术可以结合。例如，在建造定向结构的过程中的各个点上，可采用喷雾或电纺技术，以随机沉积定向纤维或微粒团。

生物活性剂

对可掺入有图案的生物材料中的生物活性剂基本上没有限制，虽然产生趋化性效应的那些生物活性剂在伤口愈合或组织支架应用中是最理想的。生物活性剂不必作为液体加入，它们可以使用喷雾干燥、雾化、研磨或其它标准方法被加工成颗粒，或者可形成乳化液、微粒子、脂质体或其它小颗粒，而在化学上保持稳定和在聚合物基质中保持生物活性的那些生物活性剂是有用的。

趋化剂的实例一般包括蛋白和肽、核酸、多糖、核酸、脂质，和非-蛋白有机和无机化合物。具有生物效应的其它生物活性剂的实例包括，但不限于，消炎药、抗菌剂、抗癌药、抗病毒药物、激素、抗氧化剂、通道阻滞剂和疫苗。加入不产生生物效应的材料例如空气、不透辐射的材料诸如钡或其它显影剂也是可能的。

在用于组织再生基质的优选的实施方案中，细胞生长、分化和/或迁移调节剂以与孔隙和通道的分辨率相同的水平掺入装置的特定区域。这些可与微结构元件的表面纹理、表面能以及整体形状和分布组合发挥作用，以获得具有可控制的组织指导功能的细胞外基质模拟物。

促进细胞粘附的表面-活性剂，例如RGD肽，或抑制细胞粘附的材料，例如表面活性剂，例如，聚乙二醇或普卢兰尼克(聚环氧丙烷-聚环氧乙烷嵌段共聚物)是特别重要的。

例如，将粘附肽例如RGD粘附肽掺入某些通道(如对于血管向内生长的那些)可能是理想的。粘附肽，例如由Telios (La Hoya, Calif.)作为肽销售的具有疏水性尾部的肽，可溶于水并沉积到有图案的生物材料的孔的表面上。

可修饰表面以防止细胞粘附。这可能需要防止过多的软结缔组织从周围组织向内生长进入装置，并可例如通过在空隙中沉积普卢兰尼克或泊洛沙姆的水溶液完成。这样的共聚物的疏水性嵌段会吸附在通道的表面，而亲水性嵌段向水相延伸。具有吸附的普卢兰尼克的表面抵抗蛋白质和其它生物大分子的吸附。

在某些实施方案中，有图案的生物材料可含有一种或多种生物活性物质，包括，但不限于，激素、神经递质、生长因子，激素、神经递质或生长因子受体，干扰素、白细胞介素、趋化因子、细胞因子、集落刺激因子、趋化性因子、细胞外基质成分和粘附分子、配体和肽；例如生长激素、副甲状腺激素(PTH)、骨形态形成蛋白(BMP)、转化生长因子-α (TGF-α)、TGF-β1、TGF-β2、成纤维细胞生长因子(FGF)、粒细胞/巨噬细胞集落刺激因子(GMCSF)、表皮生长因子(EGF)、血小板衍生生长因子(PDGF)、胰岛素-样生长因子(IGF)、散射因子/肝细胞生长因子(HGF)、纤维蛋白、胶原蛋白、纤连蛋白、玻连蛋白、透明质酸、含RGD的肽或多肽、血管生成素和血管内皮细胞生长因子(VEGF)。例如，有图案的生物材料可包括生物有效量的VEGF。

孔隙度

孔隙度是连接装置的两个侧面的有图案生物材料的空隙。打印的生物材料的孔隙度可在微结构元件大小的水平或者在宏观大小(>1 mm)上创立。在微结构大小的水平时，孔隙度由元件放置的位置控制，因而孔隙的大小和形状可在三维中变化。

子-元件大小水平的孔隙度可以各种方式建立。将聚合物溶液打印到纤维床上可创建孔隙，纤维床不溶于聚合物溶液且一个维度太大而无法打印，并且随后可用不影响聚合物的溶剂溶解。或者，聚合物溶液可沉积在含有发泡剂的床上。或者，聚合物溶液可沉积在加热的床上，其使溶剂在离开聚合物前进入气相，从而在聚合物中产生气体空隙，其中一些可能是相互连接的。

包含活细胞的有图案的生物材料

在某些实施方案中，有图案的生物材料可用细胞接种。在某些实施方案中，有图案的生物材料可包含一种或多种细胞类型。细胞可赋予组织功能并提供结构，其可替代受试者的组织或促进受试者的组织的修复。例如，有图案的生物材料可包括，但不限于，提供可收缩的结构的肌肉细胞，提供传导元件的血管和/或神经细胞，代谢活性分泌细胞，例如肝细胞、激素合成细胞、皮脂细胞，提供分泌结构的胰岛细胞或肾上腺皮质细胞，干细胞，例如骨髓-衍生的或胚胎干细胞，真皮成纤维细胞，角质化细胞，用于神经植入物的施旺细胞，用于血管结构的平滑肌细胞和内皮细胞，用于膀胱/尿道结构的泌尿道上皮和平滑肌细胞，和骨细胞，软骨细胞，和用于骨骼和肌腱结构的腱细胞，或其组合。在某些实施方案中，有图案的生物材料可包括其它细胞类型，包括但不限于肝细胞和软骨细胞。

适合包含在本公开内容的有图案生物材料中的细胞可从任何合适的来源衍生。接受本公开内容的有图案生物材料的植入物的受试者，其可以是哺乳动物受试者，特别是人受试者，可确定包括在有图案的生物材料中的细胞来源。在某些实施方案中，细胞可从自体来源衍生。例如，细胞可从植入有图案的生物材料的受试者衍生。例如，上皮细胞可从植入有图案的生物材料的受试者的皮肤衍生。在某些实施方案中，细胞也可从各种来源衍生的干细胞产生，然后分化成所需的细胞类型。例如，干细胞可从植入有图案的生物材料的受试者衍生。在某些实施方案中，在将细胞置于有图案的生物材料中之前，可在各种条件下培养细胞一段时间，以诱导某些表型。

使用有图案的生物材料的应用

在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可植入人受试者中。例如，在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可通过将有图案的生物材料缝合到下腹部的脂肪垫或肌肉组织而植入受试者中。

在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可被用来在缺血性环境下促进血管形成，例如，通过用作血管生成组织支架，以促进新血管形成，最终增加接受供血不足的组织区域的血流。在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可植入需要增加血流的受试者的区域中。例如，有图案的生物材料可植入缺血性组织中和/或缺血性组织附近。在某些实施方案中，可植入有图案的生物材料以治疗心肌缺血。可植入有图案的生物材料以从健康的冠脉循环或邻近的非冠脉血管重建血管。

在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可用作冠状动脉旁路移植(CABG)解决心肌缺血的一种新的辅助手段。在某些实施方案中，在CABG手术期间，外科医生可将本公开内容的有图案的生物材料应用于不完全再灌注的区域上。例如，可放置有图案的生物材料以从健康的冠脉循环或邻近的非冠脉血管(例如从左乳房内动脉的循环)重建血管进入不太可能经CABG手术解决的缺血区。

在某些实施方案中，有图案的生物材料可被用来在经受血流减少或闭塞的一段动脉周围引导新血管形成。在这种情况下，除了CABG手术外，有图案的生物材料可被用来促进缺血性心肌区域的血管再生。

在许多患有急性心肌缺血的患者中和在另一甚至更大的无法治疗的冠心病患者组中，仍有存活心脏的区域，其不自然地血管重建，但可通过血管生成组织支架进行血管重建。在某些实施方案中，有图案的生物材料可在这些患者中潜在地血管重建那些不能接近的缺血区。有图案的生物材料的纤维的交替疏水性/亲水性排列的选择可通过从附近无阻塞的冠状动脉血管引导血液流动至冠状动脉阻塞的周围和超过冠状动脉阻塞通向微灌注的远端心肌(以保护心肌细胞的存活和功能)，来刺激和空间指导血管再生。

本公开内容的有图案的生物材料可通过两种潜在的机制，促进新血管形成以及影响血管结构。有图案的生物材料可并入现有的毛细血管床以增加血流。其次，有图案的生物材料可递送细胞外基质成分并分泌生长因子进入组织，从而提供一种促进血管生成的微环境。

在此公开的有图案的生物材料是包含聚合纳米纤维的网格。亲水性和疏水性纳米纤维被用来构建网格，以使亲水性和疏水性纳米纤维以交替的图案布置，从而影响基质的表面能并影响细胞生长和愈合。在纵贯本文公开的所有实施方案中，疏水性纤维可以是疏水性聚合物，包括但不限于聚丙烯、聚己内酯和聚乳酸。亲水性纤维可以是亲水性的聚合物，包括但不限于聚醚聚氨酯、聚酯聚氨酯或聚透明质酸。

本公开内容的有图案的生物材料能够在植入时，通过空间引导血管形成毛细血管网络的侵入新芽促进新血管形成，而不结合到初生的血管中。本公开内容的有图案的生物材料可与各种类型的工程组织构件结合使用，以帮助缺血性组织的血管形成。

在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可用于其它应用，其中，具有工程材料以帮助在空间上引导宿主细胞和组织侵入的方向将是有益的。这样的应用可包括，但不限于神经再生。在某些实施方案中，有图案的生物材料可用异型细胞悬浮液接种。例如，对于神经再生应用，细胞悬浮液可包括神经元、神经元干细胞，或与支持神经元功能有关的细胞，或其组合。在某些实施方案中，有图案的生物材料可在组织损伤，如神经元组织损伤的部位使用。

在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可允许维持手术修复部位的成活力和适当的功能。例如，有图案的生物材料可允许维持疝修复周围的肌肉组织的成活力和适当的功能。

在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可促进伤口愈合。在某些实施方案中，有图案的生物材料可用于治疗慢性伤口例如，糖尿病性足溃疡。此外，本公开内容的有图案的生物材料可用于治疗在军事战斗中持续的创伤。在某些实施方案中，有图案的生物材料可植入受试者中以治疗周围血管疾病、糖尿病伤口和临床缺血。

在某些实施方案中，本公开内容的有图案的生物材料可被用来促进各种组织的修复。可用本公开内容的有图案的生物材料治疗的组织的实例包括，但不限于，骨骼肌肉组织、皮肤、脂肪组织、骨、心脏组织、胰腺组织、肝组织、肺组织、肾组织、肠组织、食管组织、胃组织、神经组织、脊柱组织和脑组织。

在某些实施方案中，受试者的组织血管化的方法包括提供一种包含沿线组构的内皮细胞的有图案的生物材料，并将有图案的生物材料植入受试者的组织，其中生物材料促进受试者的血管分布和灌注的增加。

为促进对本公开内容的更好理解，给出一些实施方案的某些方面的以下实施例。以下实施例绝不应被理解为限制或限定本公开内容的整个范围。

实施例

实施例1：聚合物

适合构建本公开内容的有图案的生物材料的聚合物优选可原位吸收。聚酯聚氨酯是与丙交酯二醇共聚的聚氨酯。丙交酯二醇使用以下材料制备：1,6-己二醇(Acros)、甲苯(Acros)、D,L-丙交酯(SAFC)、L,L-丙交酯(Aldrich)、乙基己酸锡(Sigma Aldrich)、氯仿(Sigma Aldrich)、二乙醚(Sussmann)。

该程序是在用低温蒸馏(干燥)的氩气或氮气连续净化的封闭容器中进行的。

将30克1,6-己二醇置于一个配有磁力搅拌棒的2升刻度的平底烧瓶中的600 ml甲苯中。烧瓶用2-孔瓶塞封盖，一孔装有输入导管，而另一孔装有连接集油器的输出管道(以防止水蒸气的回流)。输入导管连接于氮气来源和氮气以每小时大约5升流动。烧瓶被置于磁性搅拌器/热台的组合上。

搅拌甲苯溶液，同时将溶液温度升高至70℃，其后以10℃的增量，直至己二醇完全溶解。溶解后，记录溶液体积。温度和氮气的流动将持续到溶液体积下降150 ml为止。温度可升高至130℃以有利于甲苯蒸发。

溶液的样品通过注射器抽取(以避免与潮湿空气接触)，甲苯通过真空蒸发除去。对固体己二醇进行Karl Fischer水含量测量。以上蒸馏程序持续到水含量<300 ppm H2O重量为止。冷却溶液并在氮气下贮存。

使用以上设定，通过加热至115℃使150克D,L-丙交酯和150克L,L-丙交酯溶于1750 ml甲苯，同时在氮气流下搅拌。溶解后，记录溶液体积，使温度升高至130℃。氮气流动将持续到400 ml甲苯被除去为止。

溶液的样品将通过注射器抽取(以避免与潮湿空气接触)，甲苯通过真空蒸发除去。对固体己二醇进行Karl Fischer水含量测量。

以上蒸馏程序持续到水含量<300 ppm H2O重量为止。冷却溶液并在氮气下贮存。

称重合适大小的烧瓶(4 L)。记录烧瓶重量，优选地重量包括带有断开的封闭管道的瓶盖或塞子。己二醇和丙交酯溶液在称重的烧瓶中合并，连接于氮气流并搅拌。将合并的溶液以10℃的增量加热至70℃。

15分钟后，在剧烈搅拌下，使用1 cc注射器滴加入600 mg乙基己酸锡。使溶液温度以10℃增量升高至120℃。[如果使用控制温度的加热罩，温度升高将足够慢，以致10℃加热增量可被忽略]。

关掉氮气流，同时保持管道连接，以使溶液体积密闭，避免与空气接触。在搅拌和加热下反应5小时。加入另外400 mg乙基己酸锡。用氮气吹洗。继续另外的3小时。加入另外400 mg乙基己酸锡。用氮气吹洗。于120℃继续另外11小时。降低溶液温度至70℃。将集油器的输出端口连接到真空源。停止搅拌并加热直至甲苯被除去。

停止真空。加入800 ml干燥氯仿，用氮气吹洗，于70℃搅拌直至固体完全溶解。使用0.2微米PTFE过滤器对产生的混浊溶液过滤。在真空下从滤液除去溶剂。

使用Karl-Fischer测量干燥的固体样品的水含量。水含量是< 300 ppm。如不在该规定的范围内，可通过氯仿蒸馏干燥固体。

聚酯聚氨酯的制备

聚酯聚氨酯从以下材料制备：IPDI (异佛尔酮二异氰酸酯) 202.9 mmol、1,4-丁二醇142.8 mmol、甲苯2000 mL、二月桂酸二丁基锡11.6 mmol、PTMG 2000 (Terathane2000) 20.1 mmol、PLA二醇AP1756 40.3 mmol。所有的操作都在在氮气和干燥溶剂下执行。建议的设备：推荐2升的四口标有刻度的玻璃反应器，中心端口用于发动机驱动的搅拌棒的引入。搅拌棒优选是多层的，有斜角的叶片，以避免层状混合。反应器配备有带热电偶和可编程温度控制器的加热罩[优选地，加热罩还具有冷却能力，其中流体填充的罩与循环控制装置一起使用]。优选地，反应体积不暴露于热电偶，相反，热电偶被嵌入到加热罩中。由于最终产品的高粘度且需要快速和完全的混合，因而不鼓励使用磁力搅拌棒。两个自由端口将配备用于输送和清除氮气的管道。输出口连接到集油器，以防止水蒸气回流。理想情况下，管道含有阀门，用于输送反应体积而不暴露于空气。最后一个端口，即诊断端口，用于添加和取回反应体积。氮气气氛应在正分压下输送，以补偿外部搅拌手段和诊断端口的定期打开。通过观察集油器中的氮气气泡显示分压，它们的生成速率可被用来设定并维持合理的氮气流速。

用氮气净化反应器。使用以上设定，加入40.32克从以上程序获得的PLA二醇和40.11克的Terathane 2000和810 ml甲苯。将搅拌速率设定至每分钟100个循环。通过加热至115℃，同时在氮气流下搅拌来完成溶解。溶解后，记录溶液体积并使温度升高至130℃。继续氮气流动直至200 ml甲苯被除去。

使反应器冷却至15℃ (或室温，如果罩没有配备冷却剂)。搅拌时，经由诊断端口和在氮气流下，加入30 ml甲苯，接着加入45.09克IPDI。搅拌30分钟。滴加入6.74 ml二月桂酸二丁基锡。

使用诊断端口，除去溶液样品以测量%NCO。%NCO可使用二丁胺逆滴定法测量。通过这种方法，传统的是进行至少3次NCO测量，或可以这样做，直到得到期望的标准偏差为止。

使反应器的温度升高至75℃。使混合物于75℃、在氮气流下反应4小时。获得NCO。反应另外1小时，获得NCO。如果在5小时NCO少于在4小时测量的95%，持续反应1小时，直至在连续测量之间NCO变化小于5%。

采用制备PLA二醇的设定，将12.872 g丁二醇溶于230 ml干燥甲苯。通过加热至75℃完成溶解。

加入丁二醇溶液至反应器中。于75℃、氮气流下使混合物反应9小时。获得NCO。反应另外1小时，获得NCO。如果在10小时的NCO小于在9小时测量的95%，持续反应1小时，直至在连续测量之间NCO变化小于5%。

在该程序的过程中，可加入甲苯以降低反应物的粘度并改进混合。在这个反应过程中会产生相当大的扭矩。当NCO已经稳定时[如果没有水进入系统，这应该是各批次可重现的]，将反应体积倾注到真空室中。如果反应体积仍然是热的，则这更容易进行。应用真空并除去甲苯，使产生的固体溶于1000 ml THF。然后使聚合物在15 L戊烷中沉淀，过滤，用戊烷洗涤，于50℃、真空下干燥。正-戊烷可从Acros获得并在再蒸馏后使用，和THF (也得自Acros)可按接受时使用。

得到的聚酯聚氨酯具有132℃的熔化温度并可溶于大多数溶剂，例如甲苯和丙酮。

实施例2：生物活性

下面详细介绍的所有合成都在配备有搅拌棒和温度控制夹套的密封玻璃反应器中进行。除非另有规定，否则反应器的顶部空间将持续用干燥氮气吹洗。

实施例2a：聚酯二异氰酸酯的制备

在这个实施例中，使用蓖麻衍生的羟基封端的蓖麻油酸酯衍生物作为二醇。使1当量的polycin D-265 (212 g)与2当量的甲苯二异氰酸酯(174 g)在室温(22℃)下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。混合物将通过放热反应开始升温，并且不向反应器施加热，直至反应器的温度停止上升。然后混合物的温度应以每½小时5℃的增量增加，直至混合物达到60℃。反应应继续直至%NCO = 10.9 %。当混合物中的每一个羟基与NCO基团反应时，达到目标% NCO。理想情况下，结果是一个二醇用两个二异氰酸酯封端。这一结果可通过将二醇缓慢加入到二异氰酸酯中得到增强。添加应该以10 g增量进行，当来自先前添加的放热停止时添加。然而，以上理想结果的链延长变化是有用的，它们的主要缺点是产物的粘度略高。理想的%NCO是通过将每产物分子的异氰酸酯官能团的重量(2 X 42道尔顿)除以产物分子的总重量(424道尔顿 + 2X174道尔顿)来计算，得到大约10.9%。

或者，可使用较低分子量的二醇，例如polycin D-290，其中1当量的polycin D-290是193 g和目标%NCO是84/(386 + 348) = 11.4%。

或者，可使用较高分子量二醇，例如polycin D-140，其中1当量的polycin D-140是400 g和目标%NCO是84/(800 + 348) = 7.3%。

所有的polycin二醇从Performance Materials (Greensboro, NC)获得和甲苯二异氰酸酯从Sigma-Aldrich (Milwaukee, WI)获得。

实施例2b：聚醚二异氰酸酯的制备

在这个实施例中，聚醚羟基-封端的75%环氧乙烷和35%环氧丙烷的共聚物被用作二醇。将1当量的UCON 75-H-450 (490 g)与2当量的甲苯二异氰酸酯(174 g)于室温(22℃)下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。

混合物将通过放热反应开始升温，并且不向反应器施加热，直至反应器的温度停止上升。然后混合物的温度应以每½小时5℃的增量增加，直至混合物达到60℃。反应应继续，直至%NCO = 10.9 %。当混合物中的每一个羟基与NCO基团反应时，达到目标% NCO。理想情况下，结果是一个二醇用两个二异氰酸酯封端。这一结果可通过将二醇缓慢加入到二异氰酸酯中得到增强。添加应该以10 g增量进行，当来自先前添加的放热停止时添加。然而，以上理想结果的链延长变化是有用的，它们的主要缺点是产物的粘度略高。理想的%NCO是通过将每产物分子的异氰酸酯官能团的重量(2 X 42道尔顿)除以产物分子的总重量(980道尔顿 + 2X174道尔顿)来计算，得到大约6.3 %。环氧乙烷和环氧丙烷的聚醚共聚物二醇从Dow Chemical (Midland, MI)获得。

实施例2c：聚酯三异氰酸酯的制备

在这个实施例中，蓖麻-衍化的羟基-封端的蓖麻油酸酯衍生物被用作三醇。使1当量的polycin T-400 (141 g)与2当量的甲苯二异氰酸酯(174 g)在室温(22℃)下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。混合物将通过放热反应开始升温，并且不向反应器施加热，直至反应器的温度停止上升。然后混合物的温度应以每½小时5℃的增量增加，直至混合物达到60℃。反应应继续，直至%NCO = 13.3 %。当混合物中的每一个羟基与NCO基团反应时，达到目标% NCO。理想情况下，结果是一个二醇用两个二异氰酸酯封端。这一结果可通过将二醇缓慢加入到二异氰酸酯中得到增强。添加应该以10 g增量进行，当来自先前添加的放热停止时添加。然而，以上理想结果的链延长变化是有用的，它们的主要缺点是产物的粘度略高。理想的%NCO是通过将每产物分子的异氰酸酯官能团的重量(2 X 42道尔顿)除以产物分子的总重量(282道尔顿 + 2X174道尔顿)来计算，得到大约13.3%。

以上反应将产生粘性产物。较少粘性的产物可通过添加丙烯碳酸酯到初始混合物中获得。添加多达100%重量的丙烯碳酸酯是有用的。调整至混合物的目标NCO必须使用标准方法执行，或者丙烯碳酸酯可在达到目标%NCO后添加。丙烯碳酸酯可从Sigma-Aldrich(Milwaukee, WI)获得。

实施例2d：聚醚三异氰酸酯的制备

在这个实施例中，聚醚羟基-封端的75%环氧乙烷和35%环氧丙烷的共聚物被用作三醇。使1当量的Multranol 9199 (3066 g)与3当量的甲苯二异氰酸酯(261 g)在室温(22℃)下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。混合物将通过放热反应开始升温，并且不向反应器施加热，直至反应器的温度停止上升。然后混合物的温度应以每½小时5℃的增量增加，直至混合物达到60℃。反应应继续，直至%NCO = 1.3 %。当混合物中的每一个羟基与NCO基团反应时，达到目标% NCO。理想情况下，结果是一个二醇用两个二异氰酸酯封端。这一结果可通过将二醇缓慢加入到二异氰酸酯中得到增强。添加应该以10 g增量进行，当来自先前添加的放热停止时添加。然而，以上理想结果的链延长变化是有用的，它们的主要缺点是产物的粘度略高。理想的%NCO是通过将每产物分子的异氰酸酯官能团的重量(3 X42道尔顿)除以产物分子的总重量(9199道尔顿 + 3X174道尔顿)来计算，得到大约1.3%。Multranol 9199可从Bayer (Pittsburg, PA)获得。

实施例2e：从多元醇二醇制备多元醇三异氰酸酯

实施例2a和2b中制备的任何二异氰酸酯可通过添加低分子量三醇例如polycinT-400或三羟甲基丙烷(TMP)进行三聚化。在这个实施例中，使用TMP，但该方法适合于任何三醇。实施例2a和2b的二异氰酸酯的完全三聚化将产生粘性产物。

为得到较低粘度的产物，可使用丙烯碳酸酯或可使用较少的三醇。在后一种情况下，获得二异氰酸酯和三异氰酸酯的混合物。在这个实施例中，实施例2b的产物被用作聚醚二异氰酸酯。使1当量的实施例2b (682 g)与0.1当量TMP (44.7 g)在室温(22℃)下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。混合物将通过放热反应开始升温，并且不向反应器施加热，直至反应器的温度停止上升。然后混合物的温度应以每½小时5℃的增量增加，直至混合物达到60℃。反应应继续，直至%NCO = 5.8 %。

当混合物中的每一个羟基与NCO基团反应时达到目标% NCO。理想的%NCO是通过将每产物分子的异氰酸酯官能团的重量分数10% (3 X 42道尔顿)和90% (2X42)除以产物分子的总重量分数(3X1364道尔顿 + 134道尔顿) + 1364来计算，得到大约0.3 % + 5.5% =5.8%。TMP可从Sigma-Aldrich (Milwaukee, WI)获得。

实施例2f：使用实施例2d的三异氰酸酯制备改性的乳香提取物

乳香(Boswellia)提取物的羟基数目将根据提取方法、提取的乳香种类，以及甚至物种内的变化而有所不同。目标是获得没有NCO官能团的产物，因此所有的反应混合物都应该反应，直至最终的%NCO = 0。

在这个实施例中，实施例2d的产物被用作聚醚三异氰酸酯混合物。使100克的实施例4与1 g乳香提取物在室温(22℃)、90%氮气和10%一氧化氮气氛下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。混合物将通过放热反应开始升温。当温度停止上升时，获得%NCO读数。如果%NCO > 0，则加入另外1 g乳香提取物。通过添加一系列乳香，计算作为添加1g乳香提取物的函数的%NCO变化，得到了一个线性图，从中获得使%NCO为零所需的乳香提取物添加的总量。将这个量的乳香提取物加入到混合物中并使混合物反应，以便得到%NCO = 0。

实施例2g：使用实施例2e的三异氰酸酯/二异氰酸酯制备改性的乳香提取物

乳香提取物的羟基数目将根据提取方法、提取的乳香种类，以及甚至物种内的变化而有所不同。目标是获得没有NCO官能团的产物，因此所有的反应混合物都应该反应，直至最终的%NCO = 0。

在这个实施例中，实施例2e的产物被用作聚醚二异氰酸酯/三异氰酸酯混合物。使100克的实施例2e与1 g乳香提取物在室温(22℃)、90%氮气和10%一氧化氮气氛下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。混合物将通过放热反应开始升温。当温度停止上升时，获得%NCO读数。如果%NCO > 0，则加入另外1 g乳香提取物。通过添加一系列乳香，计算作为添加1g乳香提取物的函数的%NCO变化，得到了一个线性图，从中获得使%NCO为零所需的乳香提取物添加的总量。将这个量的乳香提取物加入到混合物中并使混合物反应，以便得到%NCO = 0。

实施例2h：具有可吸收链接的高分支改性乳香提取物的制备

二醇和三醇可合并形成多-分支聚合物。在这种情况下，Multranol 9199三醇用polycin D-265二醇进行链延长。实施例2的二异氰酸酯形式可用于链延长实施例4的三异氰酸酯形式。发明人希望每3个三异氰酸酯具有平均2个二异氰酸酯，这形成5臂异氰酸酯。

在这个实施例中，使0.09当量(292 g)的实施例2d与0.04当量(26.6 g)的实施例2b合并。用0.08当量赖氨酸二胺对实施例2d的三异氰酸酯和实施例2b的二异氰酸酯进行链延长，以形成5臂异氰酸酯。使100克的这种反应产物与1 g乳香提取物在室温(22℃)、90%氮气和10%一氧化氮气氛下合并。混合物以每分钟100转搅拌并监测温度。混合物将通过放热反应开始升温。当温度停止上升时，获得%NCO读数。如果%NCO > 0，则加入另外1 g乳香提取物。通过添加一系列乳香，计算作为添加1g乳香提取物的函数的%NCO变化，得到了一个线性图，从中获得使%NCO为零所需的乳香提取物添加的总量。将这个量的乳香提取物加入到混合物中并使混合物反应，以便得到%NCO = 0。赖氨酸二胺可从Sigma-Aldrich (Milwaukee,WI)获得。

实施例3：表面纹理

当聚合物为液体时，本公开内容的有图案的生物材料可以在打印过程过程中，通过在有纹理的表面上放置聚合物来赋予表面纹理。或者，可使表面修整的生物材料印到加热的模具上，导致生物材料的表面熔化到模具纹理中。特别令人感兴趣的纹理是具有以多重大小尺度表征的特征的那些，例如，大小大约1微米、10微米和100微米的特征。优选地，特征是叠加的，以致1微米的特征存在于10微米的特征上，而10微米的特征存在于100微米的特征上。

优选的图案类似于玫瑰属的玫瑰花瓣的表面。参考图1A，描述玫瑰图案模拟物100的横断面视图包含大尺度图案102，其表面大约是振幅104和节矩105的正弦波或类似的波浪形表面。振幅可在介于从50微米至250微米范围内。优选地，振幅是50微米，更优选200微米，或最优选250微米。节矩可在介于从50微米至250微米范围内。优选地，节矩是50微米，更优选200微米，或最优选250微米。中尺度图案包括直径108的圆柱柱体106。直径108可在介于5-50微米、10-50微米、10-30微米或5-20微米范围内。在一些实施方案中，直径是约30微米，更优选约20微米，最优选约10微米。柱体的高度110是大约20-50微米。

图1B表示大尺度结构102的顶视图。柱体106分布在30-100微米中心的正方形网格111上。在一些实施方案中，中心是约30-80微米、40-70微米或约50微米。

图1C描述包含更小的柱体118的柱体106的展开图。图1D描述具有布置于其上的更小的柱体118的柱体116和脊112的展开顶视图。脊112可具有0.5-10微米、0.5-5微米、约5微米，或约1微米的高度114。脊112之间相隔1-10微米，或约5微米的距离113，和沿其长度大致平行。柱体106的顶部116可用0.5-5微米或约1微米直径120和0.5-1微米或大约1微米高度122的更小的柱体118组装。这些更小的柱体118分布在1-10微米中心，或约5微米中心的方形网格124上。在一些实施方案中，这种玫瑰模拟图案可直接印在有图案的生物材料的纤维上，或具有这种图案的薄片可贴在有图案的生物材料的部分上。

实施例4：有图案的生物材料

使用含有两个打印头的打印电纺装置，一个打印头装载有亲水性聚酯聚氨酯，而另一个打印头装载有疏水性聚乳酸聚合物。加热打印头以使聚合物呈液态。

参考图2，电纺装置装载了计算机辅助设计以形成正方形网格200设计。正方形网格由以正方形图案排列的纤维202组成，其中空隙204提供适合于细胞接种或向内生长的开放的多孔结构。有图案的生物材料由放在第一和第二正交轴上的纤维202组成，以形成交替层208和210。在一个实施方案中，形成层208的纤维是疏水性的，而形成层210的纤维是亲水性的。高度206由彼此层压或堆叠的纤维202的数目确定。疏水性纤维可以是疏水性聚合物，包括但不限于聚丙烯、聚己内酯和聚乳酸。亲水性纤维可以是亲水性的聚合物，包括但不限于聚醚聚氨酯、聚酯聚氨酯或聚透明质酸。在一些实施方案中，纤维是范围约100 nm-约5微米，或约100 nm-约1微米，或约100 nm-约500 nm的纳米纤维。

在另一个实施方案中，形成层208的纤维交替为亲水性和疏水性的。在这个实施方案中，形成层210的纤维交替为亲水性和疏水性的。因此，层208 (例如线212)和层210 (例如线214)的并列线，都是亲水性的或者都是疏水性的，并以交替的方式堆叠。产生的有图案的生物材料可用于在伤口修复部位促进新血管形成。在一些实施方案中，空隙204的直径在25微米-5 mm、25微米-1 mm、25微米-500微米或50微米-200微米范围内。

实施例5：有图案的生物材料

在一些实施方案中，有图案的生物材料是最柔韧的。例如，一种锁子甲设计。在这个实施方案中，两种聚合物以溶液递送。第一聚合物溶于第一溶剂。第二聚合物溶于第二溶剂。第二聚合物不溶于第一溶剂。第一聚合物不溶于第二溶剂。使用打印电纺装置(其中聚合物流可被阻断)，放置线段的基质。

参考图3A-3C，锁子甲图案的生物材料300通过首先放下线段304的正方形网格302构建，如在图3A中所示。在一些实施方案中，线段可具有2000微米的长度。线段在4000微米中心306上共线性间隔和横向间隔308为4000微米。线304包含第一聚合物。在网格302固化后，包含环314的第二层312被放置，如图3B中所述。环314可具有3000微米的直径315，并以交点316为中心。该环包含第二聚合物。304的第一聚合物不溶于第二聚合物314的溶剂，以致线段304不附着于环314。在第二层312已固化后，放置第三层320，如图3C中所述。第三层包含第一聚合物。如所述放置线段322，其中线段末端324是线段322上与线段304接触的唯一点。当线段322接触线段304时，322中的溶剂部分地溶解线段304，以致线段322和304形成一个连续环。在第三层320固化后，结果是一个锁子甲结构，其中第一聚合物的环与第二聚合物的环互锁，第一聚合物的环可滑动转移，并在第二聚合物的环内旋转。在一些实施方案中，环具有范围50微米-5 mm、50微米-2 mm、50微米-1 mm、100微米-2 mm、100微米-1 mm或500微米-1 mm的直径。

实施例6：有图案的生物材料

在一些实施方案中，复合材料薄片和网格构件可用于各种软组织修复应用。在这个实施方案中，薄片成分是聚酯聚氨酯和网格成分是聚乳酸，其中聚乳酸的熔化温度低于聚酯聚氨酯的熔化温度。聚酯聚氨酯上印有为防止植入物迁移和促进内皮细胞运动性而设计的玫瑰花瓣图案。在其它实施方案中，薄片可以是聚乳酸、聚己内酯、聚丙烯、聚醚聚氨酯或聚透明质酸。

参考图4，描述复合材料薄片和网格图案的生物材料400。聚乳酸的线402的第一层在8000微米中心404上放置，并间隔406为8000微米。每条线402为3500微米长407。聚酯聚氨酯408的薄片包含间隔412为4000微米的1000微米直径孔410。薄片408相对于网格线402对齐，以致线段402之间的空间414的中心在二维416和418中的薄片孔410之间。对齐后，放置聚乳酸线420的第二层。线420在每条线424的每个终点422开始，在相邻的线428的第二个终点426结束。聚乳酸的温度足以熔化连接终点422和426至线420，以致当固体时，聚乳酸线在聚酯聚氨酯薄片的上方和下方编织。疏水性聚乳酸链促进成纤维细胞通过聚酯聚氨酯薄片，而聚酯聚氨酯薄片的纹理表面在聚酯聚氨酯薄片的平面上促进内皮化和新血管形成。

实施例7：有图案的生物材料

在一些实施方案中，三维网格是需要的。三维网格可打印在二维表面上。通过放置熔化聚合物的第一个正方形基质，充分冷却这一层，以致当正方形基质的第二层在第一层上放置时，第二层在第一层充分加热以熔化前固化，线条的正方形基质可以堆叠而不粘合。以这种方式堆叠的非-粘合层可通过融化聚合物熔体的一条对角线，以使对角线熔化至堆叠的正方形基质的顶点而连接在一起。

参考图5，描述三维网格500。放置第一正方形基质502，固化并冷却至低于熔点20摄氏度。然后放置第二正方形基质504，以使基质504的交点506从基质502的交点510对角偏移距离508。任意数目的类型502的基质可以在它们之间不粘附的情况下放置。在最终的步骤中，聚合物以对角线512放置。聚合物在分别连接基质504和502的交点506和510处结合。通过从对角线512悬置生物材料并加热足够使聚合物松弛而不熔化它们，有图案的生物材料可以以第三维514扩大。

现在参考图6，描述示例性网格装置。有缺陷和植入物修饰的人组织600包含人组织610。610可以是骨、肌肉或可通过细胞浸润内源性地修复的体内任何结构。610含有缺陷620。微观结构的趋触性植入物在这种情况下是网格630，选择网格的细丝640以促进缺陷的功能修复。

图7是根据本公开内容的具有交替疏水性和亲水性纤维的网格200的图像。在一些实施方案中，纤维在它们堆叠时交替，而在其它实施方案中，纤维彼此相邻交替。

图8是根据本公开内容的网格200的实施方案的另一个图像。

图9是另外的基质图案900，其中纤维以一系列堆叠的三角形902排列，其以点904周围为中心。三角形包含聚合物纳米纤维并可在亲水性和疏水性纤维之间交替。

图10描述具有交替的玫瑰花瓣模拟物的基质1000，所述玫瑰花瓣模拟物具有以分层网格图案布置的纤维。网格由50微米-1 mm的宏观层(1002)、1微米-50微米的中间层(1004)和小于1微米的精细层(1006)形成。在一些实施方案中，宏观尺度介于50微米-500微米，或100微米-500微米范围内。在一些实施方案中，中尺度介于10微米-30微米或5微米-25微米范围内。在一些实施方案中，精细尺度介于从0.1微米至1微米、1.1微米至0.75微米或0.25微米至0.75微米范围内。基质的表面能因此在至少三个空间尺度上变化，包含：1) 通过形成不同表面能的聚合物层获得的范围从50微米至1 mm的宏观尺度，2) 通过在聚合物上放置表面图案获得的范围从1微米至50微米的中尺度，和3) 通过分子结构变化获得的小于1微米的精细尺度。

Claims (13)

1.一种用于组织再生的三维基质，其包含至少两种生物相容聚合物的至少连续3层，所述聚合物在低于36˚C的温度下为固体，所述层被排列以形成壁，壁之间有开放的空隙，所述空隙适合细胞接种或向内生长，所述层包含第一聚合物和第二聚合物，其中第一和第二聚合物沿基质的至少一个轴以交替的图案布置，且

其中基质具有表面能，表面能在至少三个空间尺度上变化，包括1) 通过形成不同表面能的聚合物层获得的范围从50微米至1 mm的宏观尺度，2) 通过在聚合物上放置表面图案获得的范围从1微米至50微米的中尺度，和3) 通过分子结构变化获得的小于1微米的精细尺度，

其中第一聚合物是疏水性的，而第二聚合物是亲水性的。

2.权利要求1所述的基质，其中第一聚合物是亲脂性的，而第二聚合物是亲水性的。

3.权利要求1所述的基质，其中第一和第二聚合物是纳米纤维。

4.权利要求3所述的基质，其中所述壁沿平行的第一轴在汇合处相交，且其中所述壁包含沿着垂直于第一轴的第二轴的第一和第二聚合物的交替层。

5.权利要求1所述的基质，其中表面图案在所述三维基质的一个或多个层上提供。

6.一种三维医疗装置，其包含权利要求1-5的任一项所述的基质，其中基质在可植入层上形成，以使最终的三维装置包含连接到可植入层的基质。

7.一种用于组织再生的三维基质，其包含至少两种生物相容聚合物的至少连续3层，所述聚合物在低于36˚C的温度下为固体，所述层被排列为环，环之间具有开放的空隙，所述空隙适合细胞接种或向内生长，所述层包含第一聚合物和第二聚合物，其中第一和第二聚合物被布置为互锁环路，且第一和第二聚合物以交替的图案排列；其中所述三维基质的表面能在至少三个空间尺度上变化，包括1) 通过从聚合物形成所述环的一部分获得的范围从50微米至1 mm的宏观尺度，所述聚合物的表面能不同于从第二聚合物形成的剩余的所述环的表面能，2) 通过在聚合物上放置表面图案获得的范围从1微米至50微米的中尺度，和3)通过分子结构变化获得的小于1微米的精细尺度，

其中第一聚合物是疏水性的，而第二聚合物是亲水性的。

8.权利要求7所述的基质，其中第一聚合物是亲脂性的，而第二聚合物是亲水性的。

9.权利要求7所述的基质，其中第一和第二聚合物是纳米纤维。

10.权利要求7所述的基质，其中表面图案在所述三维基质的一个或多个层上提供。

11.一种包含权利要求7-10的任一项所述的基质的医疗装置，其中基质在可植入层上形成，以使最终的三维装置包含连接到可植入层的基质。

12.权利要求11所述的装置，其中所述层和基质是可生物吸收的，且其中所述层比基质更快地生物吸收。

13.一种用于组织再生的三维基质，其包含至少两种生物相容聚合物的至少连续3层，所述聚合物在低于36˚C的温度下为固体，所述层以一系列堆叠的三角形排列，三角形提供开放的空隙，所述空隙适合细胞接种或向内生长，所述层包含第一聚合物和第二聚合物，且其中第一和第二聚合物沿基质的至少一个轴以交替的图案布置；其中所述三维基质的表面能在至少三个空间尺度上变化，包括1) 通过从聚合物形成所述三角形的一部分获得的范围从50微米至1 mm的宏观尺度，所述聚合物的表面能不同于从第二聚合物形成的剩余的所述三角形的表面能，2) 通过在聚合物上放置表面图案获得的范围从1微米至50微米的中尺度，和3) 通过分子结构变化获得的小于1微米的精细尺度，

其中第一聚合物是疏水性的，而第二聚合物是亲水性的。

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