由這特定幫浦精確地輸送麻醉性止痛劑到病人體內。機器上會有一個控制鈕，
病人可以根據自己疼痛狀況來決定是否要止痛劑，每按一次鈕就有一定量的止 痛劑立刻輸入病人體內。
拋棄式 PCA (如圖 1-1(a))可視為一種簡易型的 PCA，但因成本考量，大多 採用機械原理進行藥物輸注，導致無法穩定控制每次輸注的劑量。拋棄式 PCA 雖然具有連續輸注、自控藥量調整等功能，但無法任意隨患者狀態調整相關設 定、也無電子警告裝置。另外，拋棄式 PCA 無法記錄患者的藥物使用歷程，
也因此無法將實際療程記錄轉化成為疼痛資訊提供醫護人員，調整病人計量或 臨床研究的參考，拋棄式 PCA 具有上述多種特性上的缺陷，但因價格低廉，
可拋式 PCA 為目前是最利於居家照護止痛之方案。。而電子式 PCA (如圖 1-1(b))經由微處理器的電子化操作來控制給藥流程，並具有一連串的安全機制 來控管藥物的輸注量，如固定時間內的藥劑使用上限、輸注次數限制等設定來 保護使用者的安全。除非儀器設定變更，否則不會因誤觸儀器而中斷藥劑輸注 或額外給藥，具有十分嚴謹的安全性設計。然而，目前電子式 PCA 因大部分 機種體積龐大，不利於病患於自家使用，且價格昂貴，院方必須擔心回收機器 問題，無法放心讓病患攜回使用。而可拋式 PCA 則相反，低廉的價格及體積 優勢不但讓病患便於攜帶，院方更無須擔心機器回收之問題。因此，若能針對 兩者的優點設計出一套產品，不但整合電子式 PCA 的精確藥量控制及用藥記 錄電子化的特性，更擁有拋棄式 PCA 的低廉價格，並結合現有的醫療資訊系 統與疼痛醫學資料庫平台，將可預見未來龐大的市場商機。
（a） （b）
圖1-1 不同型態 (a)傳統式；(b)電子式 PCA 幫浦 1-2 文獻回顧
近年來，微機電系統（Micro Electromechanical Systems，簡稱 MEMS）是 一個跨領域的技術整合系統，其基礎及應用涵蓋電子、電機、機械、化學和生 醫領域。而隨著近年來的微晶片製程技術快速發展，使得微機電系統在微流體 系統技術日趨精進，一些微流系統元件也依序地被開發出來，對於現今的探討 生物分子生理現象有相當大的幫助，利用生醫微流體晶片進行生理現象分析，
具有下列幾項優點[1]：
1. 降低傳統人工操作的實驗誤差。
2. 減少檢測程序提高系統穩定性。
3. 微小化降低能量損耗與材料耗費。
4. 節省人力、物力與檢測時間
微機電領域在近幾十年內不斷創新與進步，而彈性聚合物薄膜已經普及運 用在生醫微機電系統(Bio-MEMS)元件，是現今各研究領域主要的發展方向 [2] 。元件的微型化，使得彈性聚合物薄膜的應用越來越廣泛，藉由薄膜材料的 光、電、磁、彈性等各方面的特性[3]，能夠應用於微機電的精密尺寸，來作為
生醫微機電系統的元件。
在連續式且高通量注射平台，微幫浦是一個重要的元件，不僅可以傳輸及 控制微量之注射液，同時還可以左右藥進入人體的快慢。因此，在實驗室晶片 或微型全程分析系統中，微幫浦佔有重要的角色。近來，有許多不同操作方法 的微幫浦因此被開發。根據微型幫浦驅動流體方式不同，大致可分為：非機械 式與機械式兩種。非機械式微幫浦是利用電場或磁場等直接驅動，而無須利用 任 何 機 械 原 件 ， 包 含 ： 電 動 液 壓 動 力 式(electrohydrodynamics) [4]電 滲 透 (electroosmotic) [5，6]壓電(piezoelectric)[7，8]、靜電力(electrostatic)[9]、溫度氣 動式(thermopneumativc)[10,11]、電磁性(electromagnetic) [12]等幫浦。
而 機 械 式 微 幫 浦 機 械 式 乃 是 具 有 移 動 元 件(moving parts) ， 利 用 薄 膜 (membrane)、氣泡(bubble)擠壓、溫度差等方式來做為驅動源，機械式微幫浦又 可分為有閥式與無閥式。其中有閥式式的幫浦包含氣動(pneumatic)[13]、氣動蠕 動式(peristaltic)[14]、氣動迴轉式(rotary) [15]和氣動 S 型(serpentine-shape)[16]
等微幫浦。在這些方法當中，氣動式微幫浦使用最具可行性與挑戰性。一般來 說，此類微幫浦大致包含兩個主要部份，其一是致動腔室(actuating chamber)，
目的為驅動流體流動，其二是流向限制元件，目的為驅動流體淨流向一方。其 驅動流體流動操作模式如圖 1-2 所示，上方的腔體將進/出空氣，而進/出的空氣 將壓縮薄膜做上/下運動，此一運動將擠壓下方腔體的液體流動。若將上方的腔 體充滿空氣，則薄膜將阻礙流體的流動，形成一個閥門。目前，氣動式微幫浦 採用具有高度彈性的材質 PDMS， PDMS 具有容易製造、低製造費用和簡易控 制能力、易整合於系統中、且 PDMS 的生物相容性(biocompatibility)也已經被 成功地應用在生物醫學分析。
圖1-2 蠕動式微氣動幫浦系統的示意圖。外部氣壓源注入氣體於氣室，可使中 間層薄膜變形而達到推動流體的效果。
2004 年 Wang 等[14] 提出一個氣動蠕動式幫浦，將其陣列式整合一微型 晶片上，作為生醫的檢測(如圖 1-3)。2007 年，Tseng 等[15]隨後發展出一個迴 轉式微型幫浦，此微型幫浦同時兼具幫浦與混合器的功用，如此更能有效率的 輸送與檢測生物檢體(如圖 1-4)。2006 年，Wang 等[16]提出一個新型 S 型 (serpentine-shape)的微管道，只需要一個電磁閥操控外部的氣壓源壓以一定的頻 率壓縮薄模，使產生一系列的薄膜變形，而使傳送的生物檢體可以被輸送到待 測區(如圖 1-5)。 2008 年葉泰巖[17]在其論文中提出一個氣動式側邊蠕動微幫 浦，利用側邊進氣室與渠道間形成的薄膜，當外部壓力源的輸出/入，形成移動 牆結構進行流體輸送(如圖 1-6)。2010 年歐陽志欣[18]提出一個致動薄膜與主動 閥門的概念，利用致動薄膜的壓縮流體來傳輸液體，並應用主動閥門的開啟來 阻止液體的回流，最後並整合在細胞培養晶片上如圖 1-7。以上這些可拋棄氣動 式微幫浦大多應用於生醫晶片上，而很少用於注射傳輸上。
圖1-3 氣動式蠕動型幫浦作動傳輸圖 [14]
Membrane #1
Membrane #2 Membrane #3
Membrane #4 Micro-Valve
Sample A
Fluidic channel
Sample B
圖1-4 氣動式迴轉型幫浦傳輸作動圖 [15]
圖1-5 氣動式 S 型幫浦傳輸作動圖[16]
圖1-6 側進型氣動式微幫浦傳輸作動圖[17]
圖1-7 具主動閥門之氣動式微幫浦傳輸作動圖 [18]
由於流體生物檢測研究與相關產業蓬發展，彈性聚合物薄薄膜變形的研究 也隨之重要，雖然此類薄膜很早就應用在微機電系統及致動器上，但大部份的 薄膜機械性質與應力變形量，都無法正確的得知或順利的量測出來，使薄膜的 應用缺少了一份可靠又真實的數據。因此，研究發展薄膜機械性質與應力、變 形量特性，是很重要的研究方向。本計劃的微致動器乃是利用彈性聚合物 PDMS，製造出不同幾何形狀結構，產生兩面致動微幫浦。其致動的原理是靠彈 性聚合物薄膜的變形，達到致動的目的。製造過程與設計原理簡單，但其關鍵 技術在於彈性聚合物 PDMS 薄膜的物理特性。PDMS 已是近年來被廣為應用的 彈性聚合物薄材料，在許多領域已被廣泛的研究，其中在生物醫學上 PDMS 已
[20]，2001 年 Qi 等[21]，1998 年 Misra 等[22]曾對薄膜的尺寸效應對其機械性 質的影響作分析。1921 年，Timoshenko [23] [24]提出了剪切變形理論，不但考 慮到轉動慣量( rotatory inertia )所造成的影響，而且還加入了剪切變形量，因此 對於短邊振動行為模式及高振動模態，均可更加精確預測結果。1949 年 Brenner 和Senderoff [25]以彈性理論為基礎，在不同的實驗條件下推導出各種形式的應 力公式，並詳細的分析各公式間的關係，所導出的應力公式和 Soderberg 的公式 相同。1973 年，Thomas 等 [26]以節點位移及剪應變為變數，以Timoshenko 變 形理論導出有限元素法的列式，分析物件變形的靜動態行為。目前測量薄膜應 力所引用的公式，則以修正後的 Stoney 公式由 Brenner 和 Senderoff 以及 Davidenkov [27]所推導的理論公式較為研究人員所使用，而薄膜變形量公式，
則以 Timoshenko 所推導的大變形理論公式最廣為使用。
遇的瓶頸以及迫切需要突破的地方，再導入本研究之動機與目的，並提出本研 究PCA 幫浦的研究與貢獻。
第二章 理論與設計
簡介本研究晶片的設計，並分別詳述其設計及原理，並介紹薄膜變形理論，
流體阻抗與流電容來解釋臨界頻率。
第三章 製程與實驗架設
敘述本研究之微流體晶片所使用之材料之特性，並詳細說明晶片製造過程 所會使用到的製程技術，包括微流道 CNC 模具加工與 PDMS 微管道翻模過程 製造方法等。
第四章 結果與討論
先說明進行實驗時所需之設備及實驗方法與架設，然後對 PDMS 薄膜變形 量作一系列理論分析與實驗量測探討；進而，對微幫浦傳輸流量效能測試，以 確定其符合高通量微幫浦之可行性。
第五章 結論與未來展望
對本研究之成果提出結論後，並對未來此微幫浦應用於 PCA 研究方向提出 說明。