生醫奈米技術

生醫奈米技術

磁性奈米材料之生醫檢測及應用

奈米科學在近幾十年來發展的非常迅速，除了學術領域上的研究 之外，在日常生活當中亦可見到奈米材料的應用，例如銀奈米材料的 抗菌功能、奈米塗料和二氧化鈦(TiO2)奈米材料的光觸媒殺菌效果。

由於奈米材料的尺寸效應和量子效應，其獨特性質受到各個領域所重 視，例如奈米粒子的光學性質、表面活性和催化效應。在所有領域當 中，以生物醫學結合奈米科學進行跨領域的合作研究是目前最受到重 視的課題，同時也是與奈米材料關係最密切的一個領域，其利用奈米 材料的各種特性，改善了過去的醫療技術並提升醫療效果，此外也發 展新型的檢測、診斷及醫療技術，尤其是在腫瘤偵測方面有很大的進 步，可以在更早期偵測到腫瘤，對於腫瘤預防提供莫大的助益。在影 像診斷方面，藉由奈米材料的輔助可以提供更高的解析度、更精確的 定位，讓醫師可以更準確的了解病情程度，以提供醫療方式，例如磁 共振造影(MRI, magnetic resonance imaging)是目前擁有最強功能性的 影像診斷系統，除了對各個組織都能提供良好的影像對比，更能提供 三維空間影像，針對病徵能迅速準確的定位並治療。

磁性奈米材料在過去的各個領域中已發展相當的時間，例如工業 上的應有馬達中密封用的磁性流體、銀行支票上的磁性墨水和磁性儲 存材料。在不同的應用方面，磁性材料被要求的性質也都有所差異，

比如在資料儲存方面，磁性粒子需要擁有良好的穩定性，以及可調控 式的磁區狀態以進行位元變換的訊息，且這些性質亦不能隨著溫度變 化而有所改變。這些磁性材料主要都是微米級的大小，因此在早期能 應用在生物醫學領域的磁性材料非常有限，最大的原因就是在於體積 太大，要進行體內研究是相當的困難。磁性奈米粒子的種類非常的 多，能應用在生物醫學領域的種類則相當的有限，而被應用最多的磁 性奈米材料就是氧化鐵奈米材料，因為氧化鐵對生物體的毒性是所有 磁性奈米材料裡頭最低的，同時也是生物相容性最好的。雖然利用高 分子或是生物相容性之物質的包覆可以解決對生物體毒性的問題，但 進到生物體內後所面臨的消解反應，可能來自於體內酵素的催化、體 內環境導致高分子的降解反應，當磁性奈米粒子經由某些反應被還原 成金屬離子時，不同的金屬離子對生物體的影響差別很大，比如含 鎳、鈷成份的磁性奈米材料可能會有產生鎳離子與鈷離子的機會，這 兩者離子都具有強烈毒性；而對於週期表同一族的鐵離子則沒有毒

19

性，因此氧化鐵材料一直以來都是生物醫學所選擇的材料。

在奈米生物醫學的領域當中，磁性奈米材料的應用遠大於其他非 磁性奈米材料，因為磁性提供了一種非侵入式和非接觸式的性質。對 於奈米材料的量測系統，大部分為光學及電學偵測，而磁性奈米材料 除了具有與光、電學相同的量測系統外，還可以提供磁性偵測。磁性 偵測對於溶劑、溫度、濃度…等因素所造成的干擾較不受到影響，因 此在量測上比起光學或電學偵測即來的簡單以及靈敏許多，最重要的 是磁性偵測的靈敏度甚至比光學或電學更高。例如在生物體中，欲利 用光學或電學針對奈米材料做檢測，是有其困難度的，必須考量組織 的影響或者是儀器的限制，而磁性奈米材料則較無此問題，因此磁性 奈米材料在生物醫學領域中是個不可忽視的角色。磁性奈米材料在生 物醫學上的研究已經有許多成果，例如生物分子的純化分離、奈米生 化反應和生物光電檢測系統…等都是利用磁性奈米材料所發展出來 的技術。

奈米化的時代在各個領域都有嶄新的突破與發展，在醫療方面是 最受人關注的一點，微小化治療透過磁性奈米粒子的特性，可以正確 地到達目的地，並達到所預期的效果，改善了以往因為尺寸關係而受 到限制的醫療技術，因此在臨床上提供了一種新型的治療方式。其中 以腫瘤的標定、治療及追蹤是占最大部份。但在某些方面還是遭遇到 棘手的問題，例如腦部的顯影是MRI目前較困難的ㄧ個部份，原因是 來自於大部分的顯影劑無法通過腦血管壁障礙(blood-brain-barrier, BBB)所以無法有效顯影，加上腦部血管細微，因此顯影劑的要求會 更加嚴格。而幹細胞的研究也有人嘗試以MRI來做觀測、追蹤的工 具，透過MRI的強大優勢來揭開生命中扮演著最重要角色的行為，這 將是未來的ㄧ大突破。然而實際上，能用在生物醫學領域的磁性材料 是相當有限的，比如氧化鐵材料是少數能夠使用在生物醫學領域的磁 性材料之一，原因是它是已知的非毒性物質、具有生物相容性以及對 生物體是影響非常的小。因此磁性奈米材料在生物醫學上的重要性及 應用性是不可忽視的，生物醫學與磁性奈米材料的結合將是一種具有 相當潛力的新領域。

金奈米的制二、磁性奈米粒子之簡介

金屬奈米粒子的種類相當的多，性質都各不相同，其中有一類是 比較特別的奈米粒子就是「磁性奈米粒子」，顧名思義即是擁有磁性 的性質，因此以磁性來做為分類的話，可以將金屬奈米粒子分成非磁 性奈米粒子和磁性奈米粒子。磁性及非磁性奈米粒子兩者的基本性質

本質上沒有很大的差異，唯一的差別就是在磁場環境之下是否會受到 影響。而磁性材料具備磁性性質則是因為擁有不成對電子的元素存在 20

化合物當中，一般物質的組成成分當含有鐵、鈷、鎳這三種元素時，

通常都會有磁性性質的表現，而且這三個元素也是目前自然界中主要 構成磁性物質的成分之ㄧ，例如常見的磁性物質有鎳、鈷、氧化鐵…

等。若將這三個元素與其他元素結合或取代，則可以形成各種不同特 性的磁性材料，這些材料隨著磁性的差異都有不同的應用價值。而磁 性奈米粒子又可稱為「磁流體(ferrofluid)」，這是因為從外觀看起來像 是一種擁有磁性的流體。微觀之下，這是磁性奈米粒子穩定的分散在 溶劑中且沒有產生聚集的現象，在磁鐵靠近時因為產生吸引力所以可 以看到被吸引的現象。因此外加磁場存在時，磁性奈米粒子即展現出 磁性的性質；當沒有外加磁場時，磁性奈米粒子就與一般的液體狀態 相同。

氧化鐵磁性材料已經在體外試驗的發展已經有四十多年，直到最 近二十年來才有奈米級的氧化鐵(主要為Fe3O4和Fe2O3)被發展出來，

雖然陸續也製備出鎳、鈷系列等比氧化鐵磁性還高的磁性材料，但礙 於鎳與鈷的高度毒性，因此較不被採用作為生物醫學領域所需的材 料。由於更小尺寸的奈米材料不容易有沉降作用，且容易在組織內擴 散，因此相較於早期的微米尺寸可以更深入組織部位，藉此達到細微

組織的診斷與治療。備與生物醫學上的應用

第一瓶金膠體溶液是在 19 世紀英國科學家法拉第的手中誕生，經 過了兩個世紀，這瓶保存在大英博物館的金膠體溶液依然保存鮮豔的 葡萄紅顏色，在當時的科學界，並沒有人料想到，這瓶金溶液會對往 後的科學界產生革命性的衝擊。金屬奈米顆粒(過去稱為膠體溶液)具 有許多獨特的性質，除了未知的物理化學特性外，高的比面積，使得 表面具有活潑的催化性質，此外藉由表面改質的處理，修飾過後的奈 米顆粒更可適用於不同應用，在傳統的製備上，化學法製造是較常被 採用，其優點是可大量生產，但是需要的時間不如雷射剝削的物理法 來的快速。在各種金屬奈米材料中，金奈米粒子是最為廣泛研究，其 原因不外乎是其特殊的光學性質與好的生物相容性，如可進一步調控 金奈米的外觀型態，更可使金奈米材料應用於各種不同領域，如生化 感測、光學偵測、藥物投遞、催化反應、疾病治療、電子工程以及模 版結晶等…；目前使用金奈米粒子於生物醫學上的研究已逐步開花結 果，計有:(一)基因辨識、(二)熱治療、(三)生物檢測、(四)活體影像觀

測等相關領域最為熱門。

金奈米粒子之基本性質與光學特性

(

一

基本性質

金奈米粒子具有許多獨特的物理化學特性:1.體積效應、2.量子侷 限效應(Quantum size effect)與 3.表面積效應，以下我們將做簡單的描 述:

1.

體積效應：

當固體金奈米化後，其粒徑大小與光波波長等物理特徵尺寸相當 或更小時，將導致奈米粒子於聲、光、電、磁、熱、力學等特性，呈 現奈米小體積效應，例如:奈米微粒的熔點可遠低於塊狀金屬，例如 2nm 的金奈米粒子熔點為 600K，隨粒徑增加，熔點迅速上升，塊狀金 熔點為 1337K；由於奈米粒子大小介於原子與巨觀材料之間，其電子 能階密度會隨尺寸大小之不同而改變。

2. 量子侷限效應：

當粒子尺寸於巨觀相時，由於巨觀物體包含無限個原子，能階能 量相近的能階會漸漸合併而形成一連續的能態。而粒子尺寸逐漸下降 至原子級能階時，其軌域能隙為最大。對於介於巨觀相與原子級的奈 米粒子，其所包含的原子數有限，其軌域能階仍處於不連續能態；故 金屬粒子在奈米級時會具有半導體的性質，當金奈米粒子大小遠小於 光波波長時，金屬表面的自由電子會隨電磁場振盪而運動以反抗外在 電磁場的穿透，這是一種稱為「表面電漿子共振」的物理現象，在特 定的頻率下會引發整體金屬奈米粒子內自由電子的集體運動，造成極 強的遠場散射與極強的近場電場放大。

3.

表面積效應：

若粒子尺寸減少至奈米等級時，表面原子比率驟增，粒子中原子 比率少而表面原子比率大，使得微小粒子的物性異於巨相，因此物質 內部的原子或分子，受到來自各方向相等的作用，保持平衡狀態。但 物質表面的原子或分子，由於只受單方面的淨作用力，因而比內部的 原子或分子具有較高的能量，此過多的能量，稱為表面能量。粒子為 降低表面能量，其外形可能改變；也由於表面能量高，表面原子極不 穩定，很容易與其他原子結合，使其穩定。此種表面原子的活性可能 使是引起奈米粒子表面構型改變及熔點下降的原因。

磁性奈米材料之生醫檢測及應用

奈米技術在組織工程上之應用

一、生體的需求

若不牽涉倫理『複製』與『再生』可說是現代醫療技術中夢想；

然而一般所認知的生物體組織或器官再生極限到底可以達到什麼樣 的程度？蜥蜴的尾巴被切斷能再生，蠑螈(salamander)或是山椒魚 (newt)切斷尾巴也能再生外，牠們的四肢及眼睛的一部份也都能具有 再生能力。再者，像是水螅(hydra)與渦蟲(planaria)被切碎後，也可再 生形成新個體。然而人體方面，輕微的皮膚損傷可自行修復；骨折經 妥善接合與治療，可以重新接合。但如果損傷面積範圍廣大且嚴重 時，譬如大面積的燒燙傷、內臟器官的受損，甚至是失去手腳時，單 靠人體原有的功能，是無法讓這些器官再生的。於是器官移植就解決 掉部分的器官受損問題；美中不足的是，這些器官的移植，卻存有許 多的問題。如自體移植(autografting)就猶如『挖東牆，補西牆』，會造 成病患部分機能產生障礙甚至功能喪失；而同種移植(allografting)終 究不是自體的器官，因此必須持續地服用具有強烈副作用的免疫抑制 劑(immunosuppressive drug)，況且器官來源難以尋覓；再者，在異種 移植(Xenograft)方面，雖然是從動物身上取得健康組織，不過尚存在 一定、且更高的潛在危險性。

為解決上述的狀況現在的再生醫療中主要的兩個研究路徑包

括，一個是細胞移植；身體中構成各種組織及器官的最小單位雖然都 叫做細胞，其實它們有許多的種類，但它們的源頭的同樣來自一個受 精卵，而受精卵是個單細胞。當受精卵開始有絲分裂進行增生後，大 約 6 天後形成了包含 140 個細胞左右的胚盤胞。而胚盤胞內部存在著叫 做內部細胞塊的塊狀物，將此塊狀物取出後進行培養，經培養後可得 到一種多功能細胞也就是胚胎性幹原細胞(embryonic stem cell, ES 細 胞)。它之所以被稱為多功能的原因在於，此細胞在分化之後具有形 成組織的能力。因此，這種細胞分化應該有兩種途徑，一個是如宿命 般在體內分化成體內的某一組織(體性)幹原細胞，亦或它會進一步地 分化成為某一特定細胞種別，而若將此細胞注入到組織缺損部位，則 會使該部位組織再生而達到修復缺損的目的。若以這種細胞移植進行 的再生醫療而言，僅能限用自己的細胞，而且要注入的細胞所需單 離、分化、精製、放大(amplify)等技術的開發就變得相當的重要。而 再生醫療的另一個研究路徑，就是組織工程學。狹義的組織工程所代 表的是單純地將細胞注入無法再生、且大型的三維損傷使其再生的技 術。這個技術中最重要的關鍵在於再生用空間或場所的建立，意即創

造一個組織再生用的適當環境。這個環境的創造不只適用於細胞而 已，但是對於型態複雜的器官再生就顯得困難度相當地高。

一般而言，細胞在某一物質表面進行貼附後才會開始分裂。所

以，為了使細胞增生必須提供足以貼附的空間或場所。體內本來就有 的場所是細胞間質(extracellular matrix ; ECM)，但是當組織產生損傷 時，損傷部位的細胞間質也必定狀況不佳。因此，在細胞本身能自行 製造細胞間質前，必須給予人工的細胞間質，而人工基質的作用及其 必要條件包括(1)細胞分化．分裂時貼附性、(2)再生場所的確保、(3) 防止疤痕組織由外部入侵、(4)再生組織型態的決定、(5)細胞的氧及 營養之補給路徑、(6)細胞成長因子的貯存及緩釋、(7)組織再生完全 前的組織代替(強度保持等)、(8)代替其他的胞外間質(ECM)、(9)具有 組織再生後可在體內消失的吸收性、(10)具有可讓多數細胞進入的多 孔性等，而一般，人工基質是要讓細胞發揮最大功能，同時必須提供 這些細胞群足夠的氧氣及養分，為滿足這樣的需求因此細胞基質大多 為多孔質物體。再者，當組織再生後不會成為生長障礙，因此細胞基 質也必須具有生物吸收性。如上述般，適當的基質與細胞的組合而建 構出的組織，就形成組織工程學的主要目的了。

1996 年，Langer 等人成功地在裸鼠身上創造了“人耳”，而引起國 際轟動，這實為組織工程研究上的里程碑。換言之，在人體各部分如 骨組織、軟骨、肌腱、皮膚、角膜、神經與血管等不同部位，若能適 當地運用組織工程技術，將可完成組織修補與再造的夢想。而利用組 織工程的技術將細胞變成組織或器官，作為受損組織的替代物，單憑 細胞的培養是無法形成組織或器官，還需要借助高生物相容性

(biocompatible) 與生物降解性(biodegradable) 良好的生物材料 (biomaterials)，使得細胞能在適當的材料上逐漸形成具有型態和功能 的相應組織和器官。因此組織工程的核心技術主要是建立細胞(cell)、

訊息(signal)與生物材料所構成的支架(scaffold)的三維空間複合體，也 就是具有生命力的活體組織，用以對病損組織進行型態、結構和功能 的重建並達到永久性替代。[1] 但如何利用生醫材料構築一個細胞喜歡 居住的基質(scaffold)，使這些細胞分裂、成長、及分化成具有特定功 能的細胞，進而繁衍成特定的組織與器官？這包含了至少兩種以上的 意義，一者為選擇一個良好的生物醫學材料使其具有合宜的物理性 質，以避免醫療過程中時產生坍蹋崩壞的情況；良好的生物相容性，

防止目的細胞凋零死亡，且其降解產物不會影響週遭細胞生理。另一 則為要讓生物醫學材料經過適當的加工所產生合適組織或細胞生長 的表面結構，以利細胞貼附(adhesion)、結構中具有開放的孔洞型結 構，以利養分的供給。並且作為細胞住所的生物材料支架必須具備適 當的降解性，以配合細胞的繁殖速率又不阻礙其增生。

因此，若要將次微米或奈米科技運用在組織工程之上，主要的著 眼點便落在面對不同組織與器官乃至其所構成的細胞型態如何篩選 一個良好的基質材料、並進一步瞭解基質型態(morphology)對細胞的 影響，最後結合上述結果再製備一種適合組織或細胞重建的多孔質基 質。

二、微構形

的應用─基質材料的篩選及基質型態對細

胞的影響

由上述可知，組織工程的首要是在於選擇良好的生醫材料到一個 合適的生醫材料。而過去在尋找一種良好的生醫材料都是靠著每一位 研究人員經由高分子的合成或修飭並經純化後，至測定其生物相容 性、降解性…等等性質，接著再探討與目的細胞間的行為。而傳統的 生醫材料的合成與修飭大都在試管與燒杯等級的實驗室用具中進 行，但生醫材料中官能機團(functional group)的不同相對地對組織。

細胞也會存在不同的生理反應性，為了選擇一個更好的生醫材料因而 衍生出偌大的實驗量；這是多麼煩複的過程；而現今已有研究人員以 製備基因體學(genomics)及蛋白質體學(proteomics)的研究方法，將其 應用至生醫材料的研究上。[2] 實際的作法是以微構形(後述)的技術將 poly(hydroxyethyl methacrylate) (pHEMA)列印到載玻片上，再將各種 不同的單體(monomer)以奈升(nanoliter)級的量同時進行自由基聚合 反應，如此的生醫材料合成在一個大小為 25mm×75mm 的玻片上可得 到不同 1728 個微量的生醫材料高分子，並且因為每個生醫材料的點 (spot)都緊貼於載玻片上，因此不僅是清洗的處理很好進行；更使得 後續對包括幹原細胞等目的細胞之行為反應也可同時進行，同時也可 利用免疫染色法處理後，以微陣列(microarray)等相關技術進行判讀。

這樣的研究使得組織工程有關生醫材料的篩選上的研究可大步地向 前邁進。而這樣的研究中無論是在載玻片上的微列印

(micro-printing)，亦或後段的微陣列判讀都是屬於奈米科技的應用範 圍。

如果解決了生醫材料的篩選後，接著面對的問題就包含許多因

素，包括尋找合適的型態和給與合適的訊息(signal)來刺激細胞各種細 胞行為。另一方面，眾所皆知的細胞縱使經長時間培養也無法直接形 成器官或臟器，再者就是將生醫材料植入至生體體內也無法與組織直 接結合，因此必須以三度空間的型態與訊息控制，將生醫材料的表面 加以修飭對細胞的貼附、型態、遷移、增生及分化等機能進行組織化 的控制。雖然貼附型細胞的大小介於十數(μm)至數十毫米間，但集合 多數細胞成為組織的關鍵並不只於細胞本身，串起或黏著細胞的細胞

間質(extracellular matrix, ECM)在細胞間傳遞各種訊息且使細胞形成 一個具生理功能的組織。而構成細胞間質的各種生體結構大小卻都在 奈米至次微米的範疇之內；因此如何製備一個介於奈米至次微米的型 態來模擬體內環境就相形顯得十分重要了。

在過去，為瞭解基質型態對細胞的影響薄膜的製備包括(1)燒結法 (sintering)、(2)拉伸法(stretching)、(3)軌跡浸蝕法(track-etching)、(4) 相轉變法(phase inversion)以及塗佈法(coating)。[3] 其中相轉變法的用 途最廣，可製備各種具表面微構形與內部孔洞結構型態的薄膜。相轉 變是一種以某種控制方式使聚合物以液態轉變為固態的過程。換言 之，以溶劑系統為連續相的高分子溶液(solution)，轉變為以高分子為 連續相之凝膠(gel)，再經進一步固化形成薄膜。相轉化法的製程方式 有許多，例如溶劑蒸發、控制蒸發沈澱、熱沈澱、蒸氣相沈澱及浸泡 沈澱等。而溶劑蒸發又稱乾式法，浸泡沈澱又稱濕式法。其中乾式法 (dry processing)是藉溫度變化，直接使高分子溶液之溶劑揮發，促使 高分子之濃度增加，並沉澱形成凝膠，最後固化成薄膜。膜材結構為 緻密型(dense)。而濕式法(wet processing)則是將高分子溶液浸入非溶 劑中，藉由溶劑與非溶劑之擴散交換，使高分子溶液產生相分離，沉 澱形成凝膠，最後形成薄膜。模材結構是由傳質與相分離兩種共同決 定，可得具有皮層的非對稱膜。為了能精確轉印微構形，或者製造具 有骨架材性質的孔洞結構。一般的製備方法是首先將配製好的高分子 溶液，於適當溫度下促進溶劑揮發，在固定時間後，將未完全揮發而 帶有殘餘溶劑的凝膠浸入非溶劑中，進行溶劑與非溶劑之擴散交換，

使高分子凝膠產生相分離。形成具有皮層結構，及孔洞層結構之非對 稱型薄膜。

軟蝕刻技術最大的特點是在轉印構形的過程中，多了矽膠聚二甲 基矽氧烷(PDMS, polydimethylsiloxane)當作介質，因為矽膠是軟的，

故稱軟蝕刻。此矽膠介質的作用是在降低製程成本、縮短製造時間以 及大量製造。轉印介質可被重複使用，所以當具有微構形的模型母模 (master)被製造出來時，便可利用轉印介質無限制次數的將微構形複 印在高分子基材上。[4] 軟蝕刻有幾種不同的形式，可依照所需達成的 目的，及考量其便利性，來選擇適合的製作方法。現階段所採用的製 作過程，主要分為三個部份：(1)將立體微構形雕刻於母模(master)上；

(2)將立體微構形複製到轉印膠片(PDMS)上；(3)將立體微構形轉印到 高分子膜材上。一般來說使用來當作母膜的材料有不銹鋼、矽晶片 等，材料的選擇取決於母膜製造的程序，以及要求的精度，舉例來說，

以矽晶片為母膜的材質時，可以是用 YAG 雷射雕刻的方式來製作微構 形；但 YAG 雷射缺點是因為以雕刻的方式，將構形逐漸刻在基材上，

故需要較長的時間。雖可把尺寸精確到 20μm 等級，但是非完整平面。

母模也能以金屬切削的方法進行，其作法是首先以機械工具提供動 力，使欲加工的工件 (workpiece)與切削刀具間作適宜的相對運動。

加工時，刃口(cutting edge)會移除一層工件材料，間歇式或連續式的 脫落，以製得所需的表面。一般使用裝有微處理之數控系統(numerical control) 的切削中心機稱為—CNC(Computer Numerically Controlled) 綜合切削中心機將工件經一次安裝而完成平面銑削、端面銑削、鑽 孔、鉸孔、攻牙等多種操作。它具備了可定位、自動化控制、最小單 位設定、與重現精度等功能。此方式最小的設計尺寸為 500μm，但微 構形的平整度不夠。

上述的方法都是早期微構形(micropattern)的研究方法，但自從導 入半導體製程的光學蝕刻(lithography)，精密度就大幅上昇至奈米 級，其早期的作法是首先在底片上設計構形圖案，當作光罩，放於表 面有塗佈光阻劑的不銹鋼基材上，照射紫外光，沒有光罩遮住之光阻 劑就會發生反應而可被去除，再置入蝕刻液中，讓蝕刻液把表面沒有 光阻劑保護的部分蝕刻掉，如此便可製造出所需微構形。缺點是在具 光阻劑保護區域的周圍，也會受蝕刻液的影響，因此構形會出現部分 缺陷。另外此化學蝕刻液在微構形深度的控制上也有所極限，約 80μm 左右，精度雖只達 100μm，但是微構形具有很好的平整度，可滿足此 實驗的需求。利用矽膠在凝膠狀態時的可塑性，將母模的微構形轉印 於其上，待矽膠固化後，便得到與母模相反的微構形。由於其材料成 本低廉，可以大量製造，又可以重覆使用，非常符合經濟效益。矽膠 具有化性穩定、無毒性、具有物理柔韌度…等等多種優點，尤其它可 和許多高分子溶液配合使用，又易與母模或基材分離，能使微構形的 轉印不易失真。

但新近使用微接觸式印刷(Microcontact printing)及奈米轉印

(Nanoimprinting)則是應用電子束加工技術所製成的鑄模(mold)，在基 板表面形成所需圖案，這種技術較傳統曝光微影技術(光阻塗佈、曝 光、微影)簡單且鑄模可重複使用。隨著母模小型化，由於光的特性 限制及高能輻射的需求，為了達到奈米級的圖案(pattern)尺寸，使得 在曝光顯影(photolithography)製程上需要較微米製程更複雜及精密的 製程設備及技術，這也導致高設備成本及高技術風險的缺點。因此，

不論是國內外業界或是學界，在奈米級的製程投入大量資金及人力，

不遺餘力開發較低的成本及較可靠技術，早日達到奈米元件量產的技 術及設備需求。

印刷(printing)有其方便性及簡易性，只要製作一個印刷鑄模

(mold)，快速且多次印刷或圖案轉移(pattern transfer)即可達成。印刷 為一加成(additive)製程，因此材料的浪費亦可至降低。除此之外，印 刷亦可運用在大面積圖案製備(patterning)過程上，大大降低生產成

本。然而就微影及蝕刻製程而言，昂貴的光罩及設備成本，為微構形 導入 50 奈米級障礙之一。而在微小化圖案製備技術中，印刷及轉印 (imprinting)已被廣泛應用在圖案製備及元件製作上。而實際的印刷技 術的微接觸印刷(Microcontact printing, μ-CP)原理及相關技術，是藉由 基板表面與高分子材料製程之印刷鑄模間的 conformal contact，接觸 式印刷(contact printing)是一種具有高經濟效益及高效率的圖案轉製 的方法。在接觸式印刷第一步必須先製作一個高分子材質之印刷鑄 模。其製程先利用光阻塗佈、曝光、顯影及蝕刻技術之成熟半導體製 程製作一個母模，再將單體(Monomer- dimethylsiloxane, DMS)溶液倒 在母模上，經 UV 照射後，聚合固化而形成高分子，經由此轉印過程 高分子鑄模，具備母模所擁有的圖案，之後再利用此高分子鑄模來進 行圖形印刷製程。以 PDMS 優點包括，PDMS 不像矽基板為一硬且無 彈性之物質，它是一彈性體(elastomer)，可以有足夠的形變，與大面 積基板表面與粗糙度達微米的表面有相當好的接觸；高分子的彈性特 質使得 PDMS 於印刷後容易與基板分離；且 PDMS 的低介面自由能及 化學鈍性的特質，縱使塑膠基板也不易與 PDMS 反應；均質且透明的 特性，因此可以利用 UV 光源(≧300nm)來進行聚合反應產生 PDMS 鑄 模；它亦具有耐磨，可重複使用的特性；它也可利用表面處理來改善 PDMS 表面特性。然而 PDMS 並非無罩門，例如因軟性物質具彈性的 特性，在 PDMS 上的圖案受重力的影響而於印刷時產生缺陷(defect)。

當圖案的長高比(l/h)(aspect ratio)介於 0.2～2.0 之間，可得到無缺陷的 印刷鑄模。圖案中之間距也會影響到印刷的精度。此外，由於高分子 本身的化學特性，PDMS 易與非極性有機溶劑(如甲苯、己烷)反應而 體積有膨脹。

另一種製備奈米級微構形的方法是微接觸印刷。微接觸印刷是利 用此一具彈性的 PDMS 壓印模進行一非傳統微影的方法。藉由烷基硫 化物(Alkylthiols)與金屬基板的快速化學反應，將具特殊反應官能基之 分子金屬基板上形成自動組合分子單層膜(Self-assembled

Monolayers, SAMs)。這整個印刷過程極為簡易，一個彈性 PDMS 壓印 模被用來將「分子墨水(Molecular inks)」移轉至基板表面，而此分子 墨水即為溶於乙醇的烷基硫化物，通常只須濃度大於 10mM 的溶液，

接觸時間在 10 秒。最為廣泛應用的金屬為金與銀，因為二者與烷基硫 化物可快速地形成規則的分子膜。藉由與金屬的快速化學反應，可與 金屬基板上產生與壓印模相同圖案的分子單層膜。再利用此分子膜為 一「蝕刻阻質(etching resist)」進行蝕刻而產生所需之圖案。另一種微 構形的製備方法是奈米轉印顯影(Nanoimprinting lithography)，它是一 種新的奈米級的製程技術，可製備至 10nm 圖案尺寸。相對於電子束 顯影(e-beam lithography)，奈米轉印可減低對線路或元件的損害。奈

米轉印製程程序除了利用熱塑型高分子、紫外光聚合型高分子，亦可 作為此轉印技術所須之高分子。就概念上而言，奈米轉印與微接觸印 刷類似的技術。但就製程技術而言，二者卻大不相同。微接觸印刷是 利用高分子鑄模及分子墨水，藉由金屬與分子墨水來形成蝕刻阻質。

而奈米轉印是利用二氧化矽鑄模及具低 glass transition temperature 熱 塑型高分子來形成蝕刻阻質。上述二種非傳統曝光顯影製程技術，至 今皆已達到 100nm 以下，甚至 50nm 的圖案尺寸。

瞭解這些微構形的製備方法與簡單的原理後可發現，選擇不同方 法可讓生醫材料產生的型態變化由十數奈米(nm)至數十微米(μm)，如 此就可創造出不同的型態與環境來瞭解細胞的感受性。另一方面就目 的而言，在組織工程的相關研究中常利用上述製備微構形的技術用來 研究目標組織的細胞之貼附、型態、遷移、增生及分化等機能進行組 織化的控制，而實際的作法則是非常多樣性。例如以不同材料配合各 種溝槽寬度及深度來探討不同細胞對這些型態變化的感受性；或是以 fibronectin、laminin…的各種生理物質(biosubstrate)披覆(coating)在微 構形之上來探討細胞貼附、型態、遷移、增生及分化的影響。而這些 方法在組織工程學的研究上都是十分有用的。

三、多孔質基質的製備─電氣紡絲(Electrospinning)

而累積了生醫材料的良好選擇及瞭解合適的型態與表面修飭

後，接著就是製備一個合適的多孔質生物支架。以目前製作生物支架 方式的部分非常多樣化，一般常見有(1)纖維鍵結(fiber bonding)：將 高分子纖維進行編織、纏繞形成具有整齊的開放性孔洞型結構，然而 物理性質不足，因此常用於軟組織[5]；(2)溶劑鑄造/鹽析( solvent casting / particulate leaching )：將高分子聚合物溶解，加入鹽類攪拌均 勻，置入模具中等待溶劑揮發後，即形成一定的形狀。再脫模具將支 架取出，鹽類溶解析出並乾燥。此方法具有藥品廉價並且適用的聚合 物種類較多等優點。但製備時間長且表層常出現皮膜，皮膜將會影響 細胞的植入及移植後細胞在支架內部的生長。此外，支架內部缺乏相 互聯結的構造，因此降低了植入細胞的生存能力進而造成細胞在支架 內部分配不均勻[6, 7]；(3)冷凍乾燥(freeze drying)：將高分子溶於苯中，

以液態氮急速冷卻後，再以-50°C 下抽真空乾燥。其優點在於支架製 備方法簡單及製程時間短。雖然此技術可得孔隙率高達 95%的支架，

但孔洞的大小被侷限在 13-35μm 的範圍，並不適合細胞的生長；(4)相 分離(phase separation)：將高分子聚合物與 Napthalene 加熱形成均勻溶 液，利用噴霧法形成霧狀累積在模具上驟冷，以低壓加熱使 Napthalene 直接昇華。此做法會使原本分散相的高分子聚合物轉變為連續相，而 形成孔洞。其優點為可藉由改變溶液中高分子的濃度調整孔洞尺寸。

但此方法製得的支架具有機械性質強度不佳，孔洞結構容易變形等缺

點；(5)氣體發泡(gas foaming)：將高分子聚合物預先成固定型，置入 耐壓器中，通入高壓惰性氣體使其滲入固定型的內部，隨後急速釋放 氣體降低壓力，即形成有孔洞的支架。此方法具有製程快及步驟簡單 之優點，並且可藉由改變氣體的壓力及溫度改變孔洞的尺寸。但美中 不足的是無法有效的控制孔洞均勻分布，使得後續細胞植入結果呈現 不均的現象。[8, 9] 除此之外，尚有堆疊法，高分子/陶瓷複合發泡法等 等，而這麼多的製作方式，大多面臨了幾個困擾，像是物理性質不佳、

孔洞大小無法控制與開放型孔洞的挑戰，以致於無法為細胞打造一個 舒適的家。

(

一

型態控制

排列纖維(Aliened Fiber)

早期的電氣紡絲大多採用平板式的收集型態，以至於得到的這些 奈米級纖維堆疊形成的高分子薄膜都為非編織型態(non-novel)，也就 是無法控制纖維排列方向。因此近幾年來，各式各樣的電紡設備一直 出現，目的希望能控制電紡過程中產生排列纖維(aligned fiber)，讓細 胞遷徙(migration) 時擁有引導作用。2004 年 X.M. Mo 等人就用 Poly(l-lactide-co-ε-caprolactone) [P(LLA-CL)]並利用電氣紡絲方式製 作具有排列型高分子支架，將肌動蛋白(actin)與肌凝蛋白(myosin)分 別培養在具有順向排列的纖維支架上，發現細胞沿著纖維方向生長。

甚至也有一些研究者，改善電紡纖維的編織型態，形成交錯型或 是多角型的基材(matrix) 與多層次型電氣紡絲(multilayering

electrospinning)製作出各式各樣的生物支架。然而這些集絲設備大致 上可分為(A)滾筒型收集式(a cylinder collector)。[10, 24-26] (B)支架式(a frame collector)。[27] (C)電場控制式(field technique)。[28]

本研究室另將 PLLA/CH2Cl2 (14wt%)高分子溶液經電紡並採用滾 筒型收集式，將纖維收集至內徑 0.6mm 的管形物外後取出管狀的 PLLA 管狀支架，而這樣的管型支架，因為是由許多纖維(平均直徑：

10μm)交織形成，因此具有多孔狀(porosity)，將有助於細胞貼附與增 殖。未來倘若能運用各種材料搭配的變化，如 collagen 或 chitosan 等 不管是天然系高分子[26, 29]，或是合成系高分子[30]，進行多層次的電 紡，進行細胞培養將可達管形組織再造之可能。

(二)孔洞控制(Controlled Porosity)

由於早期在組織工程的支架製作，孔洞率與孔徑大小的調控具有 相當難度，因為仍須考量整體支架的物理性質，除此之外還得讓孔洞 之間有連通性，讓細胞生長與培養液供給順暢。如此孔洞的控制尤顯 出在組織工程上的重要性，另外孔洞大小控制的作用，就是控制特定 細胞的進出。

像是創傷敷料(Wound dressing)利用薄膜狀材料作為大面積或重

度燒傷之創傷敷料，以防止傷口水分蒸發造成脫水，同時防止細菌感 染，而且提供環境讓生體組織移入繁殖[31]，傷口表面需保持足夠的濕 潤以加速治療效果，但傷口及敷料間不能有體液累積以防感染[32]，通 常創傷敷料多屬非對稱型結構，上有皮層保護傷口不受感染並防止脫 水且可排出體液，下有多孔層可吸附體液並提供細胞生長及組織重建

。而利用電氣紡絲此種單一加工技術，將能有效控制薄膜的孔洞大小。

本研究室利用電氣紡絲之技術，以 Poly-L-lactic acid(PLLA)與

Polybutylene succinate-co-adipate(PBSA)高分子為溶質，CH2Cl2、CHCl3 等溶液為溶劑所構成的溶液製備具備奈米結構之薄膜以作為牙科用 引導組織再生(guided tissue regeneration, GTR)或骨引導再生(guided bone regeneration, G B R)等薄膜。實驗結果經由電氣紡絲過程所得之 生物降解性薄膜，同時經由 DSC 熱分析及 X-ray 繞射測試發現，電氣 紡絲過程不會改變或影響高分子之結構及物化性質且此組織再生膜 孔洞大小能精準備控制，在離體實驗中亦發現，纖維降解應該與纖維 直徑及膜孔大小有關，直徑愈小降解發生時間較晚，但降解速率較 快，而膜孔愈大降解愈快，同時發現其薄膜能在 PBS 緩衝溶液中支撐 最少 5 週時間，其符合臨床隔離膜或組織再生膜之要求。

(

三

物質導入

除了生物支架外與薄膜性生醫材料應用外，也有一部份的學者將 藥物釋放(drug delivery)概念導入電氣紡絲，將抗癌藥物(paclitaxel)、

抗生素(rifampin)或是抑菌劑(tetracycline)均勻混入生物可吸收性高分 子(bioresorb-polymer)溶液後，經電紡後便能這些藥物包覆於細小纖維 中。[34]形成具有特殊效果的藥物載體，讓藥物隨著高分子聚合物降 解，進行釋放。如此一來，將可藉由本身高分子降解特性與電紡產生 的特質(纖維直徑、空洞大小、親疏水性)，達成理想的控制釋放 (controlled release)曲線。

甚至有學者將 DNA 質體、生長因子(growth factor)及細胞激素

(cytokines)利用電紡技術將這些物質包覆在生物可吸收與生物相容性 良好的高分子中，希望當這類高分子支架在體內隨時間降解時，蛋白 質便能隨之釋放進行作用，加速組織再生或是器官再生

結語

雖然奈米科技與組織工程兩者的的範圍都極為廣泛，但兩者的交 集處都是有限的。如何把奈米科技等微觀的觀點應用

在任務導向的組織工程之上，卻是一種心思的運用