"平均長が2μm~5mmの紡糸ファイバーからなり、培養液中に添加することにより細胞とともに凝集する短繊維足場材料。平均直径が50nm~30μmである、請求項1に記載の短繊維足場材料。平均長が10μm~500μmである、請求項1または2に記載の短繊維足場材料。平均直径が200nm~4μmである、請求項1から3の何れかに記載の短繊維足場材料。表面にポリマーブラシを形成した、請求項1から4の何れかに記載の短繊維足場材料。前記ポリマーブラシは親水性の材料で形成された、請求項1から5の何れかに記載の短繊維足場材料。中空状である、請求項1から6の何れかに記載の短繊維足場材料。電界紡糸繊維を切断した、請求項1から7の何れかに記載の短繊維足場材料。請求項1から8の何れかに記載の短繊維足場材料及び細胞を分散させた培養液中で培養を行うことにより、前記短繊維足場材料及び細胞を含む短繊維-細胞複合凝集塊を形成する、短繊維-細胞複合凝集塊作製方法。前記培養液は血清と成長因子の少なくとも何れかを含む、請求項9に記載の短繊維-細胞複合凝集塊作製方法。培養中に外部場を印加することにより前記短繊維に配向性を持たせる、短繊維-細胞複合凝集塊作製方法。請求項1から8の何れかに記載の短繊維足場材料と細胞とが凝集した、多孔質の短繊維-細胞複合凝集塊。表面と内部との間の循環系を提供する、径が8nm以上の経路が形成されている、請求項12に記載の短繊維-細胞複合凝集塊。前記短繊維が配向性を有する、請求項12または13に記載の短繊維-細胞複合凝集塊。本発明の課題は、上述した従来技術の問題点を解決し、内部の細胞が死滅しないように表面から内部へのガス交換や栄養補給のため等に有用な経路として機能する空隙が自己形成された細胞組織を形成できるようにすることにある。本発明の一側面によれば、平均長が2μm~5mmの紡糸ファイバーからなり、培養液中に添加することにより細胞とともに凝集する電界紡糸ファイバーからなる短繊維足場材料が提供される。ここで、平均直径を50nm~30μmとしてよい。また、平均長を10μm~500μmとしてよい。また、平均直径を200nm~4μmとしてよい。また、表面にポリマーブラシを形成してよい。また、前記ポリマーブラシを親水性の材料で形成してよい。また、短繊維を中空状としてよい。また、短繊維は電界紡糸繊維を切断したものであってよい。本発明の他の側面によれば、上述の短繊維足場材料及び細胞を分散させた培養液中で培養を行うことにより、前記短繊維足場材料及び細胞を含む短繊維-細胞複合凝集塊を形成する、短繊維-細胞複合凝集塊作製方法が与えられる。ここで、前記培養液は血清と成長因子の少なくとも何れかを含んでよい。また、培養中に外部場を印加することにより前記短繊維に配向性を持たせてよい。本発明の更に他の側面によれば、上述の短繊維足場材料と細胞とが凝集した、多孔質の短繊維-細胞複合凝集塊が与えられる。ここで、表面と内部との間の循環系を提供する、径が8nm以上の経路が形成されていてよい。また、前記短繊維が配向性を有してよい。本発明によれば、内部への循環経路が確保された厚みのある細胞集塊組織を、簡単かつ短時間で形成、培養することができる。本発明の一形態においては、上述の微粒子を足場として利用する代わりに、紡糸された繊維を切断して得られる短繊維を利用する。なお、ここで使用する培養液には、短繊維以外に、細胞に栄養を与えるための血清、成長因子など、細胞培養に使用される任意の成分を含むことができる。短繊維足場材料は微粒子に比べてかなり大きなアスペクト比を有するため、細胞とともに凝集させると、微粒子の場合とは異なり、短繊維同士が密集することなく、短繊維間にかなりの隙間を残した状態で凝集が起こる。従って、このようにして形成された組織は多数の孔が自己形成される多孔質状となるので、かなり大きな組織の場合でも表面から内部までの酸素や栄養の供給、また細胞からの老廃物や有用産物の外部への放出のための循環系として機能する多数の経路が提供される。なお、二次元足場として短繊維を使用することは非特許文献4に記載があるが、本願のように短繊維が細胞とともに多孔質の三次元形状として凝集することはない。また、非特許文献5にはミクロトームで切断したファイバーと細胞との相互作用が論じられているが、ここでは裁断された短繊維を磁界によって操作することで細胞間にこの短繊維を掛け渡すことが開示されているだけで、細胞の培養については言及がない。また、足場が微粒子ではなく高いアスペクト比を有する短繊維であるため、例えば培養中に特定方向の圧力をかけるなどの外部場を与えることによって、出来上がる組織中のこれらの短繊維に配向性を持たせるつまり、組織内の多数の短繊維の方向がランダムではなく、全体として向きが揃うようにすることができる。これにより、出来上がる細胞組織にも、例えば特定の方向に伸びたり、あるいは方向によって力学的特性が異なるなどの方向性を持たせることができる。短繊維のサイズとしては、平均長さが2μm~5mmの範囲が好ましく、10μm~500μmの範囲が更に好ましい。また、その平均直径は50nm~30μmの範囲が好ましく、200nm~4μmの範囲が更に好ましい。短繊維長が過度に長い場合には繊維の絡み合いが起こり充分な分散状態が得られにくいという問題がある。逆に短すぎる場合には初期の細胞密度の制御や異方性の制御が難しく微粒子を用いた時と差異がなくなる。また、繊維径が小さすぎると、細胞同士の接着を抑制できず、大きな細胞凝集塊を作成した際、内部への栄養供給が担保されない。逆に、繊維径が大きすぎると、形成細胞凝集塊における細胞の占める割合が少なくなるため、高機能な細胞凝集塊を得にくくなるという問題がある。短繊維は、各種素材からのナノファイバーの製造が簡便に行える電界紡糸によって作製された長い繊維を切断することで得ることができる。切断は、例えば液-液界面に繊維を置いてホモジナイザーなどの回転刃によりこれを行うことができる。もちろん、使用したいファイバー原料を所望の直径に紡糸できるのであれば、他の紡糸方法を採用することもできる。また、表面に適切なポリマーブラシを形成した短繊維を使用することにより、短繊維表面を親水性にして水中への分散性を向上させたり、細胞との親和性を向上させるためのナノファイバー表面の修飾を行うことなど、短繊維表面に足場として更に好適な特性を持たせることができる。また、中空糸などのチューブ状の短繊維を使用することで、厚みがある組織中の細胞密度を高くした場合でも組織内部への酸素や栄養の供給と老廃物や有用産物の放出を担う循環系の循環効率の低下を軽減することができる。[短繊維足場材料の作製]まず、図1aに示す反応により、原始移動ラジカル重合ATRPの開始基を有する4ビニルベンゼン-2ブロモプロピオネート4vinylbenzyl2bromopropionateVBPとスチレンSTのランダム共重合を行った。得られた共重合体であるポリST-r-VBPMn=105200、Mw/Mn=2.82を用いて電界紡糸を行い、直径593nm±74nmの電界紡糸ファイバー不織布を得た。このようにして得られた電界紡糸ファイバーのSEM像を図2aに示す。次に、この不織布を含むスチレンスルホン酸ナトリウムstyrenesodiumsulfonateSSNa、フリー開始剤、CuIBr、CuIIBr2、2,2-ビピリジン22bipyridineの1/3v/vメタノール/水の溶液をAr雰囲気下、30°Cで加熱した。重合後、フリーポリマーのMn、Mw/MnをGPC測定により決定した。Mnは重合率に対して直線的に増加し、重合率から算出される理論分子量とほぼ一致した。分子量分布も1.2程度と比較的狭く、重合がリビング的に進行していることが確認された。Mn、グラフト量、および表面積から、グラフト密度は約0.22chains/nm2表面占有率≒30と算出され、処理後のファイバーが、図1bの右端に示すように、ポリスチレンスルホン酸ナトリウムPSSNaが電界紡糸ファイバー表面から伸びている濃厚ポリマーブラシであることが確認できた。また、その直径は597±11nmと、わずかに増加した。このようにして作製されたところの、濃厚ポリマーブラシが形成された電界紡糸ファイバーのSEM像を図2bに示す。ポリマーブラシを付与する方法自体は公知であるのでこれ以上説明しない。必要であれば、例えば非特許文献6を参照されたい。なお、非特許文献7はブラシ構造をシェルにもつコアシェル電界紡糸ファイバーと細胞との相互作用について論じているが、本願のような短繊維化して細胞培養を行うことについては何の開示もない。さらに、得られた濃厚ブラシ被覆ファイバーを水とヘキサンとの液-液界面に置き、この状態でホモジナイザーにより切断した。切断時間と共に長さが短くなり、かつ長さが揃ってくる標準偏差が小さくなることが確認された。図3aに1時間切断後の、また図3bに3時間の切断を行った後の電界紡糸ファイバーのSEM像を示す。切断3時間の短繊維化ファイバー平均長=11μm、標準偏差17μmは水中で良く分散することが確認された。この分散性は、親水性PSSNaブラシ表面組成と短繊維化構造によるものである。ラジカル重合が可能な水溶性高分子電解質となり得るスチレン系、アクリル系のホモポリマーあるいは水溶性を維持できる範囲でのこれらモノマーとの共重合体であれば同様の効果が期待される。[短繊維足場材料を使用した細胞組織培養]上述のようにして作製した短繊維足場材料を使用し、以下のようにしてこの足場材料とヒヨコ角膜実質細胞とから構成された細胞組織を得た。得られた短繊維を消毒用のアルコールを用いて簡易的に滅菌を行った後に、遠心操作によりアルコールを除去し、その後24時間リン酸化緩衝液で十分に洗浄し残存アルコールを除去した。遠心沈降操作の後、クリーベン内において滅菌状態を維持した状態でリン酸緩衝溶液を除去し、その後、10血清を含むEagleMEM培地を加え、さらに2時間ほど分散撹拌することで、短繊維懸濁培地を得た。短繊維が約5mg/mlとなるように調整した短繊維懸濁培地3mlに100,000細胞/mlの濃度の細胞分散液3mlを加え、十分にピペッティングすることにより細胞と短繊維の分散を行った。その後、この混合溶液を細胞培養用シャーレに播種し、炭酸ガスインキュベーター内で37度、48時間培養を行ない短繊維-細胞複合凝集塊を得た。上のようにして得られた短繊維-細胞複合凝集塊のSEM像を図4に示す。図4から容易にわかるように、周囲に細胞が付着した多数の短繊維が結合しまた絡み合うことにより、多数の空孔を有して表面から内部までの循環系を提供する経路が形成された短繊維-細胞複合凝集塊が得られた。なお、比較のため、図5には、ここで使用された細胞のみが平面状に多数分布した状態のSEM像を示す。図4に示した3次元組織体細胞-短繊維複合凝集塊に関して内部状態を観察するため、細胞-短繊維複合凝集塊をパラフィンで包埋後、定法を用いて厚さ5μmの組織切片を連続的に作成し、細胞をヘマトキシリン、エオジン染色で染色した。その組織染色サンプルの位相差顕微鏡写真を図6及び図7に、また通常の光学顕微鏡写真を図8及び図9に示す。図6及び図8は夫々図7及び図9に比べて高倍率で撮影したものである。この結果から、図4で形成が確認された細胞-短繊維複合凝集塊では、凝集塊の内部まで細胞が分散しており、これだけ大きな塊の内部においても48時間後において細胞の生着が確認された。"