基于激光加工的醫(yī)療器械功能性表面研究現(xiàn)狀

摘要 制備功能性表面是提升醫(yī)療器械治療性能和安全性的重要方法之一。當(dāng)前，基于激光加工的功能性表面微納結(jié)構(gòu)制造技術(shù)在優(yōu)化醫(yī)療器械表面性能方面應(yīng)用廣泛。綜述了醫(yī)療植入器械和手術(shù)器械表面激光加工功能性微納結(jié)構(gòu)在細(xì)胞功能調(diào)控、抗菌性、耐蝕性、摩擦特性、抗黏附性等方面的研究現(xiàn)狀，剖析了當(dāng)前醫(yī)療器械功能性表面激光加工的優(yōu)勢(shì)和局限，展望了醫(yī)療器械功能性表面激光加工技術(shù)的發(fā)展前景。

關(guān)鍵詞 激光加工；微納結(jié)構(gòu)；功能性表面；植入器械；手術(shù)器械

中圖分類號(hào) TH122; R197.39; V261.8; TG665 文獻(xiàn)標(biāo)志碼 A

文章編號(hào) 1006-852X（2024）02-0206-15

DOI 碼 10.13394/j.cnki.jgszz.2023.0010

收稿日期 2023-01-24 修回日期 2023-08-05

激光加工是一種利用光熱效應(yīng)實(shí)現(xiàn)高精度加工的 方法，利用激光束對(duì)材料進(jìn)行打孔、切割、焊接、劃片、熱處理等各種加工，進(jìn)而在二維或三維的層面上獲得 微納米尺度的結(jié)構(gòu)。激光在表面制備的微納結(jié)構(gòu)可以 改變材料表面力學(xué)、化學(xué)、摩擦學(xué)和光學(xué)等性能[1]，例如防結(jié)冰[2]、提高耐腐蝕性[3]、自清潔[4]、增強(qiáng)拉曼散射（ SERS ）效應(yīng)[5]、提高傳熱效率[6]以及減少機(jī)械部件的摩擦和抗磨[7-8]等。在醫(yī)療器械領(lǐng)域，激光可實(shí)現(xiàn)復(fù)雜精細(xì)的功能性微納結(jié)構(gòu)加工，賦予醫(yī)療器械多元化 的性能。醫(yī)療植入器械由于長(zhǎng)時(shí)間與人體組織接觸，需要具有優(yōu)異的生物相容性、抗菌性和耐蝕性等性能[9]；手術(shù)器械與人體組織接觸時(shí)間較短，表面的摩擦特性 和抗黏附性等更加重要。醫(yī)用材料能夠滿足力學(xué)和生物化學(xué)性能要求，但其特有的表面性能往往需要通過表面處理來(lái)實(shí)現(xiàn)。激光表面改性是提高醫(yī)療器械表面性能的有效手段[10]。

近年來(lái)，激光加工技術(shù)已被廣泛應(yīng)用于制備具有獨(dú)特生物功能的表面，以提升醫(yī)療器械的醫(yī)用性能[11]。表1所示為部分醫(yī)療植入器械和手術(shù)器械的分類與所需功能。醫(yī)療植入器械由于其表面與人體組織直接接觸，需要更優(yōu)異的生物相容性促進(jìn)細(xì)胞黏附和增殖分化[12]，提高耐蝕性以調(diào)控降解速率[13]，還需具有一定的抗菌性防止感染[14]。手術(shù)器械（如手術(shù)鉗、血管夾等）在操作過程中夾持界面需要較大的摩擦力以實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定的夾持[15]，骨科的球頭銑刀、鉆削刀具等則在使用過程中需要減少磨損、提高耐磨性、降低加工溫度[16]。

本文聚焦基于激光加工的功能性表面在醫(yī)療器械中的應(yīng)用，針對(duì)激光表面改性對(duì)醫(yī)療植入器械的細(xì)胞功能調(diào)控、抗菌性、耐蝕性和手術(shù)器械的摩擦特性、抗黏附性的研究和應(yīng)用現(xiàn)狀進(jìn)行綜述，并展望醫(yī)用材料表面激光改性發(fā)展前景，為醫(yī)療器械激光表面改性技術(shù)的開發(fā)及應(yīng)用提供方向性參考。

1 醫(yī)療植入器械的功能性表面研究

1.1 細(xì)胞功能調(diào)控的功能性表面

植入器械材料的表面微納結(jié)構(gòu)對(duì)細(xì)胞的黏附、增殖、分化等行為有顯著的影響[17-18]，是生物相容性的重要影響因素。研究指出，與光滑表面相比，具有微納結(jié)構(gòu)的植入器械表面更有利于實(shí)現(xiàn)細(xì)胞功能的調(diào)控[19]。激光加工技術(shù)可以在植入器械材料表面快速制備出各種微納級(jí)別的結(jié)構(gòu)，通過改變結(jié)構(gòu)的形狀與陣列的間距等促進(jìn)細(xì)胞黏附和增殖分化[20-21]，達(dá)到調(diào)控細(xì)胞功能的目的。

ZHENG 等[22]使用激光在鈦合金表面加工微米尺度的微槽，研究小鼠成骨細(xì)胞在材料表面的黏附和增殖情況，發(fā)現(xiàn)激光加工的微槽表面接觸角減小，粗糙度值增大，大部分細(xì)胞沿著微槽生長(zhǎng)，親水性的提高為細(xì)胞的生長(zhǎng)提供了更好的生長(zhǎng)環(huán)境，微槽結(jié)構(gòu)可以顯著促進(jìn)小鼠成骨細(xì)胞的增殖和分化，提高其生物活性。DUMAS 等[23]利用飛秒激光研究了間充質(zhì)干細(xì)胞在鈦合金微織構(gòu)表面的細(xì)胞功能，Ti6Al4V 表面微納結(jié)構(gòu)的形狀及其效果見圖1。飛秒激光在合金表面分別制備出3種表面微納結(jié)構(gòu)，包括內(nèi)有納米波紋的微坑（結(jié)構(gòu) A）、外有納米波紋的微坑（結(jié)構(gòu) B）和納米波紋表面（結(jié)構(gòu) C），如圖1a 所示。分析結(jié)果表明，3種表面微納結(jié)構(gòu)都能夠顯著提高間充質(zhì)干細(xì)胞向成骨細(xì)胞轉(zhuǎn)變和增殖的能力，同時(shí)發(fā)現(xiàn)，在相同的培養(yǎng)時(shí)間下，結(jié)構(gòu)表面的細(xì)胞擴(kuò)展速度遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于光滑表面，如圖1b 所示，對(duì)比光滑表面，納米波紋結(jié)構(gòu)更有利于細(xì)胞增殖分化，結(jié)合微坑結(jié)構(gòu)，提高了間充質(zhì)干細(xì)胞向成骨細(xì)胞轉(zhuǎn)化的能力。

自然界的生物經(jīng)過數(shù)億年的演化，已進(jìn)化出優(yōu)異的結(jié)構(gòu)和形態(tài)，為仿生工程的設(shè)計(jì)和研發(fā)提供了全新的借鑒和方法。 LI 等[24]使用激光在鈦合金表面制備如樹蛙腳掌的仿生六邊形結(jié)構(gòu)，通過酸蝕刻和堿性熱處理，降低了仿生六邊形的表面粗糙度并在表面形成分層的微納米結(jié)構(gòu)。研究發(fā)現(xiàn)，合金表面的仿生分層結(jié)構(gòu)可以提高表面親水性且促進(jìn)小鼠成骨細(xì)胞的黏附和增殖，如圖2所示。當(dāng)培養(yǎng)5～7 d 時(shí)，仿生分層細(xì)胞穩(wěn)定且數(shù)量對(duì)比光滑表面上的有明顯增加，如圖2b 所示，仿生六邊形之間的溝槽中粗糙的壁面有助于細(xì)胞的黏附和生長(zhǎng)，提高鈦合金植入器械的生物相容性及其組織的整合性能。

XU 等[25]為提升骨螺釘在使用過程中細(xì)胞的附著、增殖和成骨分化能力，基于魚鱗和蝦的分層結(jié)構(gòu)，通過 激光加工在 Ti6Al4V 合金表面制備3種重疊形態(tài)的仿 生微織構(gòu)，顯著提升了材料的表面粗糙度（Ra=1.15μm ）和親水性（接觸角為10°），在結(jié)構(gòu)表面培養(yǎng)人骨髓間 充質(zhì)干細(xì)胞，發(fā)現(xiàn)微織構(gòu)表面不僅能夠促進(jìn)細(xì)胞在表 面的黏附性和增殖行為，還能增強(qiáng)礦化相關(guān)基因 Colla- gen I、ALP、OCN 的表達(dá)，促使材料與組織形成良好的 骨性結(jié)合，加快骨組織愈合。

氧化鋁增韌氧化鋯陶瓷具有優(yōu)秀的生物相容性，常作為牙科和骨科植入物的材料。 ANGELA 等[26]利用飛秒激光在氧化鋁增韌氧化鋯陶瓷表面誘導(dǎo)周期性為300～400 nm 納米波紋和微米溝槽的復(fù)合結(jié)構(gòu)（μATZ）。細(xì)胞培養(yǎng)分析顯示，人骨髓間充質(zhì)干細(xì)胞在具有微納結(jié)構(gòu)的表面形成的細(xì)胞黏著面積大于光滑表面的，且細(xì)胞的增殖數(shù)量隨著培養(yǎng)時(shí)間的延長(zhǎng)而增大，如圖3 所示，表面微納結(jié)構(gòu)可以調(diào)節(jié)細(xì)胞的排列和引導(dǎo)增殖，與無(wú)處理的光滑表面相比，具有微納結(jié)構(gòu)的表面的成 骨轉(zhuǎn)錄因子和基因的表達(dá)更為顯著（圖3b）。

YU 等[27]研究皮秒激光加工鈦合金表面微織構(gòu)對(duì)材料生物相容性的影響，發(fā)現(xiàn)激光加工的微槽結(jié)構(gòu)有助于細(xì)胞黏附，在細(xì)胞生長(zhǎng)和接觸引導(dǎo)中起著重要作用，隨著溝槽深度的增加，對(duì)細(xì)胞黏附性能逐漸提高。 WANG 等[28]利用納秒激光在鈦合金表面加工出多種微槽結(jié)構(gòu)，發(fā)現(xiàn)在低粗糙度和高表面能的微織構(gòu)上干細(xì)胞的黏附性能是最好的，而粗糙度的增加不利于干細(xì)胞的黏附和增殖，且微織構(gòu)的形貌特征變化會(huì)對(duì)細(xì)胞形狀產(chǎn)生顯著影響。

激光制備的表面微織構(gòu)通過調(diào)控材料表面的親水性、細(xì)胞轉(zhuǎn)錄因子的表達(dá)、粗糙度和形貌特征，從而影響細(xì)胞的形態(tài)和遷移、增殖、分化等行為。具備親水性的微織構(gòu)表面能吸附更多的水分子和蛋白質(zhì)，使得細(xì)胞更易黏附和增殖[22， 24-25]；適度的微米級(jí)粗糙度可以為細(xì)胞提供機(jī)械性信號(hào)，提高相關(guān)轉(zhuǎn)錄因子的表達(dá)，增強(qiáng)細(xì)胞分化功能[23， 25-26]；特定的微槽或微坑結(jié)構(gòu)可以引導(dǎo)細(xì)胞定向生長(zhǎng)，改變其遷移模式[22， 24-25， 27-28]。因此，激光制備的微織構(gòu)表面可以實(shí)現(xiàn)細(xì)胞功能調(diào)控。

1.2 抗菌功能性表面

醫(yī)療植入器械作用在人體內(nèi)，但大部分手術(shù)是在空氣環(huán)境中進(jìn)行，無(wú)法完全隔絕細(xì)菌，因此存在術(shù)后細(xì)菌感染的風(fēng)險(xiǎn)。植入器械本身、手術(shù)工具、手術(shù)室和受污染的消毒劑等都是潛在的細(xì)菌載體[29]。近年來(lái)骨科植入物術(shù)后感染的發(fā)生率約為2.4%，細(xì)菌感染會(huì)導(dǎo)致手術(shù)失敗，增加患者痛苦[30]。植入物表面是細(xì)菌優(yōu)先黏附的部位[31]，因此抗菌功能性表面對(duì)于植入器械尤其重要。研究發(fā)現(xiàn)：相比于涂層，具有微納結(jié)構(gòu)的表面其抗菌性能更為穩(wěn)定且持久[32]，激光表面改性成為提高植入器械表面抗菌性能，抑制細(xì)菌生長(zhǎng)、生物膜形成的有效手段[33]。

在制備骨科鈦植入物抗菌功能性表面方面，CUNHA 等[34]利用 Yb：KYW 產(chǎn)生的中心波長(zhǎng)為1030 nm，脈沖持續(xù)時(shí)間為500 fs 的飛秒激光在鈦合金板（ TA2）表面誘導(dǎo)出周期性表面結(jié)構(gòu)（ LIPSS ）和納米柱（ Nan- oPillars ）結(jié)構(gòu)，2種結(jié)構(gòu)的平均周期分別為（710±60） nm 和（750±130）nm，最大峰谷距離分別為（250± 80）nm 和（175±40）nm。在結(jié)構(gòu)表面培養(yǎng)48h 的金 黃色葡萄球菌，LIPSS 和 NanoPillars 結(jié)構(gòu)表面的細(xì)菌覆 蓋率遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于光滑表面。如圖4所示，熒光顯微鏡觀 察下，激光處理表面金黃色葡萄球菌沉積的尺寸較小，所有表面有生物膜的產(chǎn)生。然而，對(duì)于拋光的表面，薄膜是連續(xù)的，并且存在嵌入的細(xì)菌；對(duì)于激光改性后的表面，薄膜是不連續(xù)的，細(xì)菌聚集的尺寸明顯小得多。

PETER 等[35]利用波長(zhǎng)為1030 nm、脈沖寬度為8 ps 的超短脈沖激光 DLIP 在不銹鋼316L 表面誘導(dǎo)周期約為850 nm、深度約為500 nm 的周期性微米結(jié)構(gòu)，其呈現(xiàn)出疏水性，接觸角為（154±3）°。相較于光滑 表面，結(jié)構(gòu)表面的大腸桿菌黏附率降低了99.8%，金黃 色葡萄球菌黏附率降低了70.6%，這是因?yàn)橹芷谛晕⒚捉Y(jié)構(gòu)的尺寸小于細(xì)菌尺寸，減少了細(xì)菌與表面的接觸 點(diǎn)，抑制了細(xì)菌黏附。 VADAKKUMPURATH 等[36]使 用 Nd-YAG 激光器產(chǎn)生的波長(zhǎng)為1064 nm 的飛秒激光 在 Ti6Al4V 表面制備了深度為3μm、直徑為20μm 的微坑結(jié)構(gòu)，發(fā)現(xiàn)與光滑表面相比，微坑結(jié)構(gòu)表面可以減少細(xì)菌間的相互作用，同時(shí)激光處理后的表面形成了氧化鈦的結(jié)晶層，最終金黃色葡萄球菌的黏附率降低了約85%。

鋯基非晶合金作為一種新型的生物材料，具有比鈦合金更高的力學(xué)性能，有著廣闊的應(yīng)用前景[37]。為了提高鋯基非晶合金表面的抗菌性，HUANG 等[38]使用脈沖寬度為300 fs，波長(zhǎng)為1030 nm 的飛秒激光在鋯基非晶合金表面進(jìn)行激光路徑掃描，制備了如圖5所示的激光誘導(dǎo)的 LIPSS、超波長(zhǎng)周期表面結(jié)構(gòu)（ SWPSS ）和微孔結(jié)構(gòu)，然后在這3種結(jié)構(gòu)表面體外培養(yǎng)大腸桿菌（ E.coil）和金黃色葡萄球菌（ S.aureus ）24 h。結(jié)果表明，細(xì)菌對(duì)3種結(jié)構(gòu)的黏附率顯著降低，SWPSS 對(duì)細(xì)菌的抑制作用最好（圖5b）。同時(shí)發(fā)現(xiàn)，表面結(jié)構(gòu)的形狀影響細(xì)菌的黏附狀態(tài)，且結(jié)構(gòu)尺寸是影響細(xì)菌黏附數(shù)量和黏附率的關(guān)鍵因素，當(dāng)結(jié)構(gòu)尺寸略小于細(xì)菌時(shí)，對(duì)細(xì)菌的抑制效果最優(yōu)。

LUO 等[39]利用脈沖寬度為300 fs，波長(zhǎng)為1030 nm的飛秒激光在99.7%的純鈦板上誘導(dǎo)出周期約為400 nm 的納米波紋結(jié)構(gòu)與2種微槽納米波紋結(jié)構(gòu)，槽深分別為200 nm 和1μm，發(fā)現(xiàn)3種結(jié)構(gòu)都能夠減少大腸桿菌的黏附及生物膜的形成，較深的微槽有更高的抗菌性能，當(dāng)細(xì)菌附著在激光處理的表面時(shí)，細(xì)胞膜在波紋和微槽之間拉伸，導(dǎo)致細(xì)菌破裂和變形。 ROMOLI 等[40]利用波長(zhǎng)為1064 nm，脈沖寬度為104 ns 的納秒激光在不銹鋼316L 表面加工了深度為3.7～6.2μm的微坑和微槽結(jié)構(gòu)，并進(jìn)行大腸桿菌培養(yǎng)，發(fā)現(xiàn)深度更大的微坑結(jié)構(gòu)抗菌效果最好，減少了98%的細(xì)菌黏附，微納結(jié)構(gòu)的深度對(duì)細(xì)菌的黏附行為有顯著的影響。

XU 等[41]針對(duì)牙科植入物易引發(fā)細(xì)菌感染的問題，使用功率為12 W，波長(zhǎng)為355 nm，脈沖頻率為400 kHz 的皮秒激光加工樣品表面，其細(xì)菌黏附情況如圖6所 示。在1000 mm/s 和500 mm/s 的掃描速度下，于3Y- TZP 氧化鋯陶瓷表面分別制備出深度為3μm 的微槽 結(jié)構(gòu)和100μm 的微蜂窩結(jié)構(gòu)（圖6a、圖6b）。在結(jié)構(gòu) 表面培養(yǎng)金黃色葡萄球菌，發(fā)現(xiàn)微槽結(jié)構(gòu)的菌落數(shù)量 高于無(wú)結(jié)構(gòu)表面的，而微蜂窩結(jié)構(gòu)的菌落數(shù)量低于無(wú) 結(jié)構(gòu)表面的，其抗菌率約30%；并觀察到微槽結(jié)構(gòu)為親 水性，微蜂窩結(jié)構(gòu)為疏水性；細(xì)菌更容易沿著結(jié)構(gòu)的角 落積累，金黃色葡萄球菌更傾向于黏附在親水表面 （圖6c、圖6d）。結(jié)果表明，疏水表面可以抑制和減 少細(xì)菌的黏附。SHAZIA 等[42]使用波長(zhǎng)為800 nm，脈沖寬度為45 fs 的飛秒激光在 Ti6Al4V 表面加工了 Ti-1（寬度約80μm 的凸槽）和 Ti-2（直徑約為35μm 的凸起）等2種微織構(gòu)，均表現(xiàn)出超疏水性，并在表面培養(yǎng)金黃色葡萄球菌、變形鏈球菌和銅綠假單胞菌，發(fā)現(xiàn) Ti-1表面對(duì)3種細(xì)菌均表現(xiàn)出極強(qiáng)的抗菌性能，Ti-2表面顯著抑制了金黃色葡萄球菌和變形鏈球菌的黏附，但對(duì)銅綠假單胞菌的抑制效果不夠明顯。

激光制備的表面微織構(gòu)主要通過物理方式阻止細(xì) 菌在材料表面形成生物被膜，從而實(shí)現(xiàn)抗菌。納米柱 結(jié)構(gòu)可以插入或剪切細(xì)菌的細(xì)胞膜，導(dǎo)致其破裂死亡[34]； LIPSS 等周期性結(jié)構(gòu)和微坑結(jié)構(gòu)可以通過調(diào)控結(jié)構(gòu)尺 寸和深度，限制細(xì)菌的聚集，引導(dǎo)細(xì)菌定向生長(zhǎng)產(chǎn)生破 裂和變形[35-36， 38-40]；許多細(xì)菌依賴水環(huán)境生存，疏水結(jié)構(gòu)表面可以減少水分子在材料表面的停留時(shí)間，降低細(xì)菌黏附率[35， 41-42]。

1.3 耐蝕的功能性表面

醫(yī)療植入器械植入人體后，其表面會(huì)與組織液發(fā) 生一系列反應(yīng)，包括腐蝕[43]。一旦發(fā)生腐蝕，溶解的金屬離子及形成的腐蝕產(chǎn)物會(huì)干擾周圍細(xì)胞的行為，進(jìn)而影響植入體周圍組織的微環(huán)境，降低生物相容性[44]，且生物環(huán)境中的腐蝕行為會(huì)使植入物松動(dòng)，從而導(dǎo)致 植入物失效[45]。因此，植入人體的醫(yī)療器械若要滿足臨床應(yīng)用需求，除了具有較高的生物相容性和抗菌性，還須具有良好的耐蝕性[46]。

激光加工技術(shù)作為有效的表面改性手段，有助于提升醫(yī)用金屬材料表面的耐蝕性性能。GUPTA 等[47]利用 Nd：YAG 激光器發(fā)射的波長(zhǎng)為 1 064 nm，脈沖寬度為 100 ns，頻率為 2 kHz 的納秒激光在不銹鋼 304L表面誘導(dǎo)出波紋狀結(jié)構(gòu)，提高了表面粗糙度（Ra=182nm）和疏水性（接觸角為 110°），并置入 0.5 mol/L 的NaCl 溶液中進(jìn)行電位動(dòng)力學(xué)極化試驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)波紋狀結(jié)構(gòu)表面表現(xiàn)出更高的點(diǎn)蝕電位，且腐蝕電流密度小一階，如圖 7 所示，較高的腐蝕電位和較低的腐蝕電流密度表明結(jié)構(gòu)表面比無(wú)結(jié)構(gòu)表面具有更高的耐蝕性能，腐蝕后結(jié)構(gòu)表面有較少的凹坑形成，如圖 7b 所示。

LU 等 [48] 通過改變納秒激光的能流密度 （ 2.69、 3.96、6.28、8.14、9.55 J/cm2）在不銹鋼 316L 表面加工 出不同尺寸的微裂紋結(jié)構(gòu)，所有激光處理過的表面均 呈現(xiàn)疏水性，經(jīng)質(zhì)量分?jǐn)?shù)為 3.5% 的氯化鈉溶液的腐蝕， 表面耐蝕效率均提高 90% 以上，其中 8.14 J/cm2 的結(jié)構(gòu) 表面耐蝕性最好，提高了 98.61%，具有最高的疏水性，其接觸角為160°。ANDRZEJ 等[49]利用皮秒激光在不銹鋼316L 表面制備 Airy 衍射微織構(gòu)，EDX 分析顯示其結(jié)構(gòu)表面生成了氧化物層，在林格氏液中的腐蝕性顯著下降，具有優(yōu)秀的耐蝕性能。 MUHAMMAD 等[50]為改善血管支架的耐腐蝕性，通過激光在不銹鋼316L 表面誘導(dǎo)出寬度為220 nm 的 LIPSS 周期性結(jié)構(gòu)和20 mm×20μm 的正方形結(jié)構(gòu)，Hank's 平衡鹽溶液 HBSS 腐蝕結(jié)果顯示，LIPSS 的耐腐蝕性比無(wú)結(jié)構(gòu)表面的提高近50倍，LIPSS 結(jié)構(gòu)呈現(xiàn)出疏水性，且能夠增加表面粗糙度和減少固-液（電極-電解質(zhì)）接觸面積以降低腐蝕速率。

為提高鈦合金骨螺釘在使用過程中的耐蝕性，XU 等[51]在 Ti6Al4V 表面通過波長(zhǎng)為1064 nm，脈沖寬度為 100 ns，頻率為30 kHz 的納秒激光加工出微凸起環(huán)（ MBR ）、微光滑環(huán)（ MSR ）和微重疊環(huán)（ MSSR ）3種微織構(gòu)，如圖8所示。在模擬體液（ SBF ）中進(jìn)行電化學(xué)腐蝕，發(fā)現(xiàn) MBR、MSR 和 MSSR 結(jié)構(gòu)的耐蝕率分別提高97.02%、96.11%和97.97%，結(jié)果表明，激光表面改性可以大幅提高鈦合金表面的耐蝕性能。

KUCZYNSKA 等[52]利用激光在2級(jí)鈦板上制備了微凹槽和島狀2種結(jié)構(gòu)，在37℃的生理鹽水中進(jìn)行腐蝕，發(fā)現(xiàn)2種結(jié)構(gòu)都能提高表面的耐蝕性，表面粗糙度更大的結(jié)構(gòu)表面耐蝕性能更高，且腐蝕后的表面粗糙度降低，表面形貌對(duì)材料腐蝕行為有顯著的影響。 WANG 等[53]通過改變納秒激光的能量密度得到不同槽寬（25、35、45、55、65μm ）的微凹槽結(jié)構(gòu)，模擬體液（ SBF ）腐蝕結(jié)果顯示，微凹槽結(jié)構(gòu)有不同的耐蝕效果，槽寬為45μm 的結(jié)構(gòu)因具有更加均勻致密的組織微觀結(jié)構(gòu)，耐腐蝕性最高，達(dá)到62.2%。

激光制備的表面微織構(gòu)可以改善材料與環(huán)境之間 的界面穩(wěn)定性，防止材料表面受到化學(xué)或電化學(xué)反應(yīng) 而產(chǎn)生腐蝕。表面微織構(gòu)可以增加材料表面的實(shí)際表 面積，并通過改變表面形貌來(lái)延緩腐蝕介質(zhì)與材料表 面的接觸和擴(kuò)散，從而降低整體的腐蝕反應(yīng)速率[47， 50， 52]；超疏水表面可以抑制水分子與金屬表面直接接觸，減 緩電化學(xué)腐蝕反應(yīng)[47-48， 50]；激光處理過后的表面會(huì)形成氧化物保護(hù)層[49， 51]，或使表面晶粒細(xì)化，形成再熔化層[51， 53]，起到隔離作用，從而提高耐蝕性。

2 手術(shù)器械功能性表面研究

手術(shù)器械與人體組織接觸的時(shí)間遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于植入器械，且在手術(shù)完成后不再與人體接觸。手術(shù)器械一般 用于夾持、切割、縫合等間歇性接觸的操作，由于短時(shí) 間的接觸對(duì)細(xì)胞的黏附增殖和耐蝕性并無(wú)太高的要求，手術(shù)器械功能性表面研究主要集中于減少摩擦磨損、組織黏附對(duì)手術(shù)操作的影響。激光表面改性可以改變 手術(shù)刀、醫(yī)用針具、血管夾等手術(shù)器械的摩擦特性，減少磨損，達(dá)到更好的使用效果，同時(shí)在微創(chuàng)電外科設(shè)備 表面制備微織構(gòu)可以降低組織黏附量，減少對(duì)生物組 織的傷害。

2.1 摩擦調(diào)控的功能性表面

外科手術(shù)刀、穿刺針和高頻電刀等手術(shù)器械主要用于切割或穿刺皮膚、肌肉、血管等生物軟組織，目的是切割、分離和縫合目標(biāo)組織區(qū)域[54-55]。通常，使用這些手術(shù)器械不會(huì)引起不良反應(yīng)或并發(fā)癥。然而，在一些特殊手術(shù)中，針頭或刀片摩擦引起的創(chuàng)傷會(huì)導(dǎo)致不良的術(shù)后并發(fā)癥。例如，手術(shù)刀摩擦導(dǎo)致的創(chuàng)傷，在惡性腫瘤切除過程中可能引發(fā)細(xì)胞信號(hào)級(jí)聯(lián)反應(yīng)，導(dǎo)致癌細(xì)胞生長(zhǎng)或轉(zhuǎn)移[56]；穿刺針插入時(shí)過大的摩擦?xí)菇M織變形和運(yùn)動(dòng)，組織的不均勻性和各向異性使穿刺針的放置發(fā)生偏移，導(dǎo)致手術(shù)失敗[57]。使用血管夾的過程中，提高夾持界面的摩擦系數(shù)有助于防止夾片和血管的滑移，確保血管夾的安全性[58]。因此，控制摩擦對(duì)于消除手術(shù)器械在操作過程中產(chǎn)生的傷害有非常重要的意義。

穿刺針表面激光加工微織構(gòu)可以有效減小摩擦力。 WANG 等[59]利用 Nd：YVO4激光器發(fā)射波長(zhǎng)為532 nm，脈沖為8 ps 的皮秒激光在不銹鋼304醫(yī)用穿刺針表面制備不同面積密度的微槽結(jié)構(gòu)和立方體狀結(jié)構(gòu)，并測(cè)試干濕2種狀態(tài)下不同表面微織構(gòu)的摩擦力，發(fā)現(xiàn)隨著接觸面積的減小，刺入的摩擦力減小，槽寬為150μm的微槽結(jié)構(gòu)減摩效果最好，摩擦力下降的比例超過 80%，如圖9所示，并且發(fā)現(xiàn)微織構(gòu)可以減少針尖邊緣 的應(yīng)力集中，降低針尖對(duì)組織的刺入壓力。針對(duì)立方 體狀結(jié)構(gòu)，WANG 等[60]還發(fā)現(xiàn)摩擦力隨立方體狀結(jié)構(gòu)的尺寸增大或數(shù)量增多而增大，但結(jié)構(gòu)深度對(duì)摩擦力 無(wú)顯著影響。 PAN 等[61]使用納秒激光在316L 不銹鋼表面制備圓形、正方形、橢圓形和三角形等4種微坑 結(jié)構(gòu)，并將其應(yīng)用在腦部電極鋼針上，對(duì)豬腦進(jìn)行插入 測(cè)力實(shí)驗(yàn)，結(jié)果表明，微織構(gòu)鋼針具有明顯的減摩效果，橢圓形微坑結(jié)構(gòu)的減摩性能最好，摩擦力平均減少37.6%，有效地減少了對(duì)腦組織的損傷。

BUTLER 等[62]為減少手術(shù)刀切割時(shí)產(chǎn)生的摩擦，通過飛秒和納秒激光在不銹鋼316手術(shù)刀表面加工微 槽結(jié)構(gòu)，研究了凹槽寬度、深度，凹槽間距和凹槽取向 對(duì)手術(shù)刀在干燥條件下摩擦性能的影響，發(fā)現(xiàn)與無(wú)結(jié) 構(gòu)的刀片相比，其摩擦性能得到顯著改善，飛秒和納秒 激光處理后的表面切割時(shí)摩擦力分別降低17.0%和 33.2%，微織構(gòu)表面切口更加平整，如圖10所示。

VELASQUEZ 等[63]使用脈沖寬度為8 ps、激光波長(zhǎng)為532 nm 的 Nd：YVO4激光器燒蝕手術(shù)刀刃表面制 備出直徑為110μm、深度為30μm、間距為250μm 的 微凹坑結(jié)構(gòu)，與普通的手術(shù)刀相比，微織構(gòu)手術(shù)刀在切 割組織的過程中摩擦力減少48%。提高血管夾夾持界 面的摩擦系數(shù)有助于防滑，NITTA 等[64]在鈦合金血管夾表面利用激光制備微槽和微凹坑結(jié)構(gòu)，發(fā)現(xiàn)溝槽寬 度為30μm、間距為40μm 的微槽結(jié)構(gòu)的摩擦系數(shù)最高，且摩擦力與實(shí)際接觸面積成正比。

仿生微織構(gòu)可以有效提高手術(shù)器械的表面性能，如圖11所示。 LI 等[65]受穿山甲鱗片（圖11a ）的啟發(fā)，研究了激光誘導(dǎo)表面微觀結(jié)構(gòu)的最佳形成參數(shù)，在不 銹鋼316L 高頻電刀表面制備仿生鱗片微織構(gòu)（圖11b），并且其具有疏水性。如圖11c 和圖11d 所示，具有仿生 鱗片的高頻電刀在軟組織切割過程中，摩擦系數(shù)降低 約15%，從而有效減少了手術(shù)過程中對(duì)組織的傷害。鯊魚的皮膚具有減少摩擦和防污的功能，LI 等[66]基于鯊魚皮膚研究并通過激光在不銹鋼316L 高頻電刀表 面制造仿生微織構(gòu)，通過正交試驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)仿生微織構(gòu)可 以減小有效接觸面積，降低親水性，且摩擦系數(shù)降低 21.88%，正交試驗(yàn)結(jié)果表明，微織構(gòu)在摩擦效應(yīng)中起著 最為重要的作用。

LU 等[67]利用 Nd：YVO4激光器發(fā)射波長(zhǎng)為532 nm，脈沖寬度為10 ps 的皮秒激光在碳鋼手術(shù)刀刃上燒蝕 出4種基于芒草葉片邊緣的鋸齒結(jié)構(gòu)（圖12a）。如圖12b 所示，與標(biāo)準(zhǔn)商用手術(shù)刀相比，仿生手術(shù)刀可以通過減少組織與手術(shù)刀之間的摩擦，減小切削深度，從而提高效率，減少組織損傷，切割力大小為 C＜ Alt; D＜B，摩擦力減少19%～44%。

激光制備的表面微織構(gòu)可以影響醫(yī)用材料與組織之間的摩擦特性。適當(dāng)?shù)谋砻嫖⒖棙?gòu)可以減小或增大2個(gè)摩擦表面之間的實(shí)際接觸面積[59， 61-62， 64-66]，從而有效調(diào)控摩擦特性；特殊形狀的微織構(gòu)可以減少接觸邊緣 的應(yīng)力集中，降低組織撕裂的可能性，減小摩擦力[59， 63， 67]；疏水表面可以降低表面自由能，減小表面與其他物質(zhì) 之間的黏附力[65]，從而減小摩擦力。

2.2 抗組織黏附的功能性表面

在臨床手術(shù)中，電刀可以減少疼痛和創(chuàng)傷，提高術(shù) 后的恢復(fù)速度[68]。然而，電刀在手術(shù)中會(huì)在短時(shí)間內(nèi)積累熱量，當(dāng)工作溫度在150℃以上時(shí)，電刀表面形成 緊密的組織黏附，且黏附在電刀表面上的軟組織難以 清除[69]，導(dǎo)致如結(jié)痂、生物污染、燒傷創(chuàng)面等臨床不良反應(yīng)[70]。在手術(shù)過程中，血液黏附在手術(shù)刀刀片表面，會(huì)對(duì)手術(shù)質(zhì)量造成嚴(yán)重的不良影響，如延遲愈合和較 高的細(xì)菌感染發(fā)生率[71]。因此，制備抗黏附的結(jié)構(gòu)表面可以有效解決血液、組織黏附等問題，提高手術(shù)安 全性。

為解決電刀表面的血液黏附問題，ZHOU 等[72]利 用 Nd：YVO4激光器發(fā)射波長(zhǎng)為532 nm，脈沖為10 ps 的皮秒激光，在不銹鋼304的電刀表面加工出寬度為50μm，深度為12μm 的微凹坑、縱向微槽和橫向微槽3種表面微織構(gòu)（圖13）。組織黏附結(jié)果表明，微織構(gòu)電刀的組織黏附量均有所減少，微織構(gòu)增加了電刀表面的粗糙度，減少了電極與組織的實(shí)際接觸面積。比較不同形狀的微織構(gòu)，橫向微槽織構(gòu)的黏附量最小（圖13b），且隨著橫向微槽織構(gòu)面積密度的增加，黏附量明顯減小。LIN 等[73]通過飛秒激光在由不銹鋼 304制成的電外科設(shè)備表面誘導(dǎo)出平均直徑為100～200 nm 的納米顆粒結(jié)構(gòu)，使電極表面粗糙化，減少與組織的實(shí)際接觸面積；發(fā)現(xiàn)與光滑表面相比，結(jié)構(gòu)表面的組織黏附量減少約70%，從而減少手術(shù)過程中表面的發(fā)熱量。 HAN 等[74]利用玉米葉片在高溫下優(yōu)異的抗黏附性能，在不銹鋼電刀上通過激光制備出基于玉米葉片的網(wǎng)格微織構(gòu)，仿生微織構(gòu)使電極的表面粗糙度增加，并減小了與組織的接觸面積，隨后采用溶膠-凝膠法在其表面鍍上 TiO2涂層，在新鮮離體動(dòng)物肝組織上進(jìn)行了電切實(shí)驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)與普通電刀相比，黏附量由61 mg 減少到18 mg。

LIU 等[75]基于切葉蟻表面抗黏附的性質(zhì)，利用飛秒激光在304不銹鋼電刀上制備仿生結(jié)構(gòu)，如圖14所示。該研究發(fā)現(xiàn)，仿生結(jié)構(gòu)的黏附力與其疏水性成正相關(guān)，當(dāng)結(jié)構(gòu)參數(shù)為 d=20μm，a=40μm，b=6μm 時(shí)，仿生電刀的抗黏附性最好，比普通電刀的組織黏附量平均減少約36%。受荷葉表面的防水和自清潔特性的啟發(fā)，LI 等[76]利用納秒激光在不銹鋼316L 表面制備出微凸圓結(jié)構(gòu)，其表面呈現(xiàn)出極強(qiáng)的疏水性，在血清溶液浸泡后表面沒有殘留，對(duì)于手術(shù)刀和血管支架可以有效提高對(duì)血清的抗黏附性能。 LI 等[65]制備的仿生鱗片高頻電刀在軟組織切割過程中，不僅可以降低摩擦系數(shù)，而且軟組織平均黏附量降低16.5%。

為解決手術(shù)刀表面的血液黏附問題，LI 等[77]通過改變納秒激光的掃描速率和激光通量在不銹鋼316L 表面誘導(dǎo)出激光燒蝕多孔結(jié)構(gòu)（ LA-SS ），并在其表面鍍上一層 ta-C 薄膜，結(jié)果表明，LA-SS 表面可以減少與液體的接觸面積，從而減少血清的黏附量，ta-C 薄膜可以提升其抗黏附性能，并且其抗黏附性能與疏水性呈

正相關(guān)。 ZHANG 等[78]利用紫外激光在醫(yī)用純鈦基板表面制備微網(wǎng)格結(jié)構(gòu)，其長(zhǎng)為（8.8±2.4）μm，高為（22.5±2.5）μm，槽寬為（25.3±0.9）μm，并通過化學(xué)改性使微網(wǎng)格結(jié)構(gòu)表面具有超疏水性。黏附結(jié)果表明，該結(jié)構(gòu)表面可以有效消除血細(xì)胞黏附和抑制血栓形成。

激光制備的表面微織構(gòu)能夠有效提升醫(yī)療器械表面的抗黏附性。微織構(gòu)可以增加材料的表面粗糙度，減少組織與材料表面的實(shí)際接觸面積[72-74]，從而減小黏附力；激光處理后所形成的疏水表面可以減小與水分 子的接觸角[75-78]，從而減少組織在表面的黏附。

3 結(jié)論

本文對(duì)激光表面改性在醫(yī)療器械方面的應(yīng)用現(xiàn)狀進(jìn)行了梳理，綜述了當(dāng)前激光加工醫(yī)療植入器械功能 性表面的細(xì)胞功能調(diào)控、抗菌性、耐蝕性影響的研究，以及對(duì)手術(shù)器械表面的摩擦特性和抗黏附性作用的研究，表2總結(jié)了本文不同微納結(jié)構(gòu)的參數(shù)及主要結(jié)論。通過分析當(dāng)前研究得出以下結(jié)論。

（1）器械表面微納結(jié)構(gòu)對(duì)細(xì)胞功能調(diào)控、抗菌 性和耐蝕性都有顯著的影響，可以同時(shí)對(duì)其進(jìn)行調(diào)控，但目前針對(duì)結(jié)構(gòu)的復(fù)合功能表面設(shè)計(jì)研究較少，尚未 實(shí)現(xiàn)具備多功能的微納結(jié)構(gòu)表面。

（2）目前醫(yī)療器械材料主要集中于鈦合金、不銹鋼等醫(yī)用金屬材料，對(duì)于新型材料，如復(fù)合材料、無(wú)機(jī)材料、非晶合金等材料，激光制備功能性表面具有廣闊的應(yīng)用前景。

（3）仿生結(jié)構(gòu)具有獨(dú)特的外部形態(tài)和表面形貌，可以實(shí)現(xiàn)減摩、抗黏附、抗菌等多種性能，目前應(yīng)用于 醫(yī)療器械表面的功能研究較少，針對(duì)醫(yī)療器械表面的 復(fù)雜仿生結(jié)構(gòu)形狀，實(shí)現(xiàn)激光加工功能結(jié)構(gòu)的制備仍 需進(jìn)一步的研究。

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作者簡(jiǎn)介

杜鑫豪，男，1998年生，碩士研究生。主要研究方向：醫(yī)療器械設(shè)計(jì)與制造。

E-mail：1642526409@qq.com

通信作者：隋建波，男，1984年生，副教授、碩士生導(dǎo)師。主要研究方向：醫(yī)療器械設(shè)計(jì)與制造。

E-mail：jsui@gdut.edu.cn

Functional surfaces of medical devices based on laser processing： a review

DU Xinhao， LIU Zhihua， ZHANG Zhilei， DU cezhi， SUI Jianbo， WANG Chengyong

（College of Mechanical and Electrical Engineering， Guangdong University of Technology，Guangzhou 510000， China）

Abstract The preparation of functional surfaces is one of the important methods to enhance the therapeutic perform- ance and safety of medical devices. Currently， the fabrication of functional surface microstructures based on laser pro- cessing is widely used in the optimizing medical device surface properties. This paper reviews the current research status of functional microstructures for laser processing of medical implantable and surgical devices in terms of cell function regulation， antimicrobial properties， corrosion resistance， frictional properties， and anti-adhesion， etc. It ana- lyzesthe advantages and limitations of laser processing of functional surfaces for medical devices and outlines the de- velopment prospects of laser processing technology for functional surfaces for medical devices.

Key words laser processing；micro and nano structures；functional surfaces；implantable devices；surgical instruments