基于激光加工的醫療器械功能性表面研究現狀

摘要 制備功能性表面是提升醫療器械治療性能和安全性的重要方法之一。當前，基于激光加工的功能性表面微納結構制造技術在優化醫療器械表面性能方面應用廣泛。綜述了醫療植入器械和手術器械表面激光加工功能性微納結構在細胞功能調控、抗菌性、耐蝕性、摩擦特性、抗黏附性等方面的研究現狀，剖析了當前醫療器械功能性表面激光加工的優勢和局限，展望了醫療器械功能性表面激光加工技術的發展前景。

關鍵詞 激光加工；微納結構；功能性表面；植入器械；手術器械

中圖分類號 TH122; R197.39; V261.8; TG665 文獻標志碼 A

文章編號 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實現高精度加工的 方法，利用激光束對材料進行打孔、切割、焊接、劃片、熱處理等各種加工，進而在二維或三維的層面上獲得 微納米尺度的結構。激光在表面制備的微納結構可以 改變材料表面力學、化學、摩擦學和光學等性能[1]，例如防結冰[2]、提高耐腐蝕性[3]、自清潔[4]、增強拉曼散射（ SERS ）效應[5]、提高傳熱效率[6]以及減少機械部件的摩擦和抗磨[7-8]等。在醫療器械領域，激光可實現復雜精細的功能性微納結構加工，賦予醫療器械多元化 的性能。醫療植入器械由于長時間與人體組織接觸，需要具有優異的生物相容性、抗菌性和耐蝕性等性能[9]；手術器械與人體組織接觸時間較短，表面的摩擦特性 和抗黏附性等更加重要。醫用材料能夠滿足力學和生物化學性能要求，但其特有的表面性能往往需要通過表面處理來實現。激光表面改性是提高醫療器械表面性能的有效手段[10]。

近年來，激光加工技術已被廣泛應用于制備具有獨特生物功能的表面，以提升醫療器械的醫用性能[11]。表1所示為部分醫療植入器械和手術器械的分類與所需功能。醫療植入器械由于其表面與人體組織直接接觸，需要更優異的生物相容性促進細胞黏附和增殖分化[12]，提高耐蝕性以調控降解速率[13]，還需具有一定的抗菌性防止感染[14]。手術器械（如手術鉗、血管夾等）在操作過程中夾持界面需要較大的摩擦力以實現穩定的夾持[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療器械中的應用，針對激光表面改性對醫療植入器械的細胞功能調控、抗菌性、耐蝕性和手術器械的摩擦特性、抗黏附性的研究和應用現狀進行綜述，并展望醫用材料表面激光改性發展前景，為醫療器械激光表面改性技術的開發及應用提供方向性參考。

1 醫療植入器械的功能性表面研究

1.1 細胞功能調控的功能性表面

植入器械材料的表面微納結構對細胞的黏附、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，具有微納結構的植入器械表面更有利于實現細胞功能的調控[19]。激光加工技術可以在植入器械材料表面快速制備出各種微納級別的結構，通過改變結構的形狀與陣列的間距等促進細胞黏附和增殖分化[20-21]，達到調控細胞功能的目的。

ZHENG 等[22]使用激光在鈦合金表面加工微米尺度的微槽，研究小鼠成骨細胞在材料表面的黏附和增殖情況，發現激光加工的微槽表面接觸角減小，粗糙度值增大，大部分細胞沿著微槽生長，親水性的提高為細胞的生長提供了更好的生長環境，微槽結構可以顯著促進小鼠成骨細胞的增殖和分化，提高其生物活性。DUMAS 等[23]利用飛秒激光研究了間充質干細胞在鈦合金微織構表面的細胞功能，Ti6Al4V 表面微納結構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種表面微納結構，包括內有納米波紋的微坑（結構 A）、外有納米波紋的微坑（結構 B）和納米波紋表面（結構 C），如圖1a 所示。分析結果表明，3種表面微納結構都能夠顯著提高間充質干細胞向成骨細胞轉變和增殖的能力，同時發現，在相同的培養時間下，結構表面的細胞擴展速度遠遠大于光滑表面，如圖1b 所示，對比光滑表面，納米波紋結構更有利于細胞增殖分化，結合微坑結構，提高了間充質干細胞向成骨細胞轉化的能力。

自然界的生物經過數億年的演化，已進化出優異的結構和形態，為仿生工程的設計和研發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構，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構。研究發現，合金表面的仿生分層結構可以提高表面親水性且促進小鼠成骨細胞的黏附和增殖，如圖2所示。當培養5～7 d 時，仿生分層細胞穩定且數量對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胞的黏附和生長，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胞的附著、增殖和成骨分化能力，基于魚鱗和蝦的分層結構，通過 激光加工在 Ti6Al4V 合金表面制備3種重疊形態的仿 生微織構，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°），在結構表面培養人骨髓間 充質干細胞，發現微織構表面不僅能夠促進細胞在表 面的黏附性和增殖行為，還能增強礦化相關基因 Colla- gen I、ALP、OCN 的表達，促使材料與組織形成良好的 骨性結合，加快骨組織愈合。

氧化鋁增韌氧化鋯陶瓷具有優秀的生物相容性，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周期性為300～400 nm 納米波紋和微米溝槽的復合結構（μATZ）。細胞培養分析顯示，人骨髓間充質干細胞在具有微納結構的表面形成的細胞黏著面積大于光滑表面的，且細胞的增殖數量隨著培養時間的延長而增大，如圖3 所示，表面微納結構可以調節細胞的排列和引導增殖，與無處理的光滑表面相比，具有微納結構的表面的成 骨轉錄因子和基因的表達更為顯著（圖3b）。

YU 等[27]研究皮秒激光加工鈦合金表面微織構對材料生物相容性的影響，發現激光加工的微槽結構有助于細胞黏附，在細胞生長和接觸引導中起著重要作用，隨著溝槽深度的增加，對細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構，發現在低粗糙度和高表面能的微織構上干細胞的黏附性能是最好的，而粗糙度的增加不利于干細胞的黏附和增殖，且微織構的形貌特征變化會對細胞形狀產生顯著影響。

激光制備的表面微織構通過調控材料表面的親水性、細胞轉錄因子的表達、粗糙度和形貌特征，從而影響細胞的形態和遷移、增殖、分化等行為。具備親水性的微織構表面能吸附更多的水分子和蛋白質，使得細胞更易黏附和增殖[22， 24-25]；適度的微米級粗糙度可以為細胞提供機械性信號，提高相關轉錄因子的表達，增強細胞分化功能[23， 25-26]；特定的微槽或微坑結構可以引導細胞定向生長，改變其遷移模式[22， 24-25， 27-28]。因此，激光制備的微織構表面可以實現細胞功能調控。

1.2 抗菌功能性表面

醫療植入器械作用在人體內，但大部分手術是在空氣環境中進行，無法完全隔絕細菌，因此存在術后細菌感染的風險。植入器械本身、手術工具、手術室和受污染的消毒劑等都是潛在的細菌載體[29]。近年來骨科植入物術后感染的發生率約為2.4%，細菌感染會導致手術失敗，增加患者痛苦[30]。植入物表面是細菌優先黏附的部位[31]，因此抗菌功能性表面對于植入器械尤其重要。研究發現：相比于涂層，具有微納結構的表面其抗菌性能更為穩定且持久[32]，激光表面改性成為提高植入器械表面抗菌性能，抑制細菌生長、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 產生的中心波長為1030 nm，脈沖持續時間為500 fs 的飛秒激光在鈦合金板（ TA2）表面誘導出周期性表面結構（ LIPSS ）和納米柱（ Nan- oPillars ）結構，2種結構的平均周期分別為（710±60） nm 和（750±130）nm，最大峰谷距離分別為（250± 80）nm 和（175±40）nm。在結構表面培養48h 的金 黃色葡萄球菌，LIPSS 和 NanoPillars 結構表面的細菌覆 蓋率遠遠小于光滑表面。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生。然而，對于拋光的表面，薄膜是連續的，并且存在嵌入的細菌；對于激光改性后的表面，薄膜是不連續的，細菌聚集的尺寸明顯小得多。

PETER 等[35]利用波長為1030 nm、脈沖寬度為8 ps 的超短脈沖激光 DLIP 在不銹鋼316L 表面誘導周期約為850 nm、深度約為500 nm 的周期性微米結構，其呈現出疏水性，接觸角為（154±3）°。相較于光滑 表面，結構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%，這是因為周期性微米結構的尺寸小于細菌尺寸，減少了細菌與表面的接觸 點，抑制了細菌黏附。 VADAKKUMPURATH 等[36]使 用 Nd-YAG 激光器產生的波長為1064 nm 的飛秒激光 在 Ti6Al4V 表面制備了深度為3μm、直徑為20μm 的微坑結構，發現與光滑表面相比，微坑結構表面可以減少細菌間的相互作用，同時激光處理后的表面形成了氧化鈦的結晶層，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性能，有著廣闊的應用前景[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，波長為1030 nm 的飛秒激光在鋯基非晶合金表面進行激光路徑掃描，制備了如圖5所示的激光誘導的 LIPSS、超波長周期表面結構（ SWPSS ）和微孔結構，然后在這3種結構表面體外培養大腸桿菌（ E.coil）和金黃色葡萄球菌（ S.aureus ）24 h。結果表明，細菌對3種結構的黏附率顯著降低，SWPSS 對細菌的抑制作用最好（圖5b）。同時發現，表面結構的形狀影響細菌的黏附狀態，且結構尺寸是影響細菌黏附數量和黏附率的關鍵因素，當結構尺寸略小于細菌時，對細菌的抑制效果最優。

LUO 等[39]利用脈沖寬度為300 fs，波長為1030 nm的飛秒激光在99.7%的純鈦板上誘導出周期約為400 nm 的納米波紋結構與2種微槽納米波紋結構，槽深分別為200 nm 和1μm，發現3種結構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，當細菌附著在激光處理的表面時，細胞膜在波紋和微槽之間拉伸，導致細菌破裂和變形。 ROMOLI 等[40]利用波長為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的微坑和微槽結構，并進行大腸桿菌培養，發現深度更大的微坑結構抗菌效果最好，減少了98%的細菌黏附，微納結構的深度對細菌的黏附行為有顯著的影響。

XU 等[41]針對牙科植入物易引發細菌感染的問題，使用功率為12 W，波長為355 nm，脈沖頻率為400 kHz 的皮秒激光加工樣品表面，其細菌黏附情況如圖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 結構和100μm 的微蜂窩結構（圖6a、圖6b）。在結構 表面培養金黃色葡萄球菌，發現微槽結構的菌落數量 高于無結構表面的，而微蜂窩結構的菌落數量低于無 結構表面的，其抗菌率約30%；并觀察到微槽結構為親 水性，微蜂窩結構為疏水性；細菌更容易沿著結構的角 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）。結果表明，疏水表面可以抑制和減 少細菌的黏附。SHAZIA 等[42]使用波長為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，均表現出超疏水性，并在表面培養金黃色葡萄球菌、變形鏈球菌和銅綠假單胞菌，發現 Ti-1表面對3種細菌均表現出極強的抗菌性能，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主要通過物理方式阻止細 菌在材料表面形成生物被膜，從而實現抗菌。納米柱 結構可以插入或剪切細菌的細胞膜，導致其破裂死亡[34]； LIPSS 等周期性結構和微坑結構可以通過調控結構尺 寸和深度，限制細菌的聚集，引導細菌定向生長產生破 裂和變形[35-36， 38-40]；許多細菌依賴水環境生存，疏水結構表面可以減少水分子在材料表面的停留時間，降低細菌黏附率[35， 41-42]。

1.3 耐蝕的功能性表面

醫療植入器械植入人體后，其表面會與組織液發 生一系列反應，包括腐蝕[43]。一旦發生腐蝕，溶解的金屬離子及形成的腐蝕產物會干擾周圍細胞的行為，進而影響植入體周圍組織的微環境，降低生物相容性[44]，且生物環境中的腐蝕行為會使植入物松動，從而導致 植入物失效[45]。因此，植入人體的醫療器械若要滿足臨床應用需求，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]。

激光加工技術作為有效的表面改性手段，有助于提升醫用金屬材料表面的耐蝕性性能。GUPTA 等[47]利用 Nd：YAG 激光器發射的波長為 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表面誘導出波紋狀結構，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 溶液中進行電位動力學極化試驗，發現波紋狀結構表面表現出更高的點蝕電位，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構表面比無結構表面具有更高的耐蝕性能，腐蝕后結構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構，所有激光處理過的表面均 呈現疏水性，經質量分數為 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 的結構 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，EDX 分析顯示其結構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 表面誘導出寬度為220 nm 的 LIPSS 周期性結構和20 mm×20μm 的正方形結構，Hank's 平衡鹽溶液 HBSS 腐蝕結果顯示，LIPSS 的耐腐蝕性比無結構表面的提高近50倍，LIPSS 結構呈現出疏水性，且能夠增加表面粗糙度和減少固-液（電極-電解質）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（ MBR ）、微光滑環（ MSR ）和微重疊環（ MSSR ）3種微織構，如圖8所示。在模擬體液（ SBF ）中進行電化學腐蝕，發現 MBR、MSR 和 MSSR 結構的耐蝕率分別提高97.02%、96.11%和97.97%，結果表明，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級鈦板上制備了微凹槽和島狀2種結構，在37℃的生理鹽水中進行腐蝕，發現2種結構都能提高表面的耐蝕性，表面粗糙度更大的結構表面耐蝕性能更高，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 ）的微凹槽結構，模擬體液（ SBF ）腐蝕結果顯示，微凹槽結構有不同的耐蝕效果，槽寬為45μm 的結構因具有更加均勻致密的組織微觀結構，耐腐蝕性最高，達到62.2%。

激光制備的表面微織構可以改善材料與環境之間 的界面穩定性，防止材料表面受到化學或電化學反應 而產生腐蝕。表面微織構可以增加材料表面的實際表 面積，并通過改變表面形貌來延緩腐蝕介質與材料表 面的接觸和擴散，從而降低整體的腐蝕反應速率[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 緩電化學腐蝕反應[47-48， 50]；激光處理過后的表面會形成氧化物保護層[49， 51]，或使表面晶粒細化，形成再熔化層[51， 53]，起到隔離作用，從而提高耐蝕性。

2 手術器械功能性表面研究

手術器械與人體組織接觸的時間遠遠小于植入器械，且在手術完成后不再與人體接觸。手術器械一般 用于夾持、切割、縫合等間歇性接觸的操作，由于短時 間的接觸對細胞的黏附增殖和耐蝕性并無太高的要求，手術器械功能性表面研究主要集中于減少摩擦磨損、組織黏附對手術操作的影響。激光表面改性可以改變 手術刀、醫用針具、血管夾等手術器械的摩擦特性，減少磨損，達到更好的使用效果，同時在微創電外科設備 表面制備微織構可以降低組織黏附量，減少對生物組 織的傷害。

2.1 摩擦調控的功能性表面

外科手術刀、穿刺針和高頻電刀等手術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、分離和縫合目標組織區域[54-55]。通常，使用這些手術器械不會引起不良反應或并發癥。然而，在一些特殊手術中，針頭或刀片摩擦引起的創傷會導致不良的術后并發癥。例如，手術刀摩擦導致的創傷，在惡性腫瘤切除過程中可能引發細胞信號級聯反應，導致癌細胞生長或轉移[56]；穿刺針插入時過大的摩擦會使組織變形和運動，組織的不均勻性和各向異性使穿刺針的放置發生偏移，導致手術失敗[57]。使用血管夾的過程中，提高夾持界面的摩擦系數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，控制摩擦對于消除手術器械在操作過程中產生的傷害有非常重要的意義。

穿刺針表面激光加工微織構可以有效減小摩擦力。 WANG 等[59]利用 Nd：YVO4激光器發射波長為532 nm，脈沖為8 ps 的皮秒激光在不銹鋼304醫用穿刺針表面制備不同面積密度的微槽結構和立方體狀結構，并測試干濕2種狀態下不同表面微織構的摩擦力，發現隨著接觸面積的減小，刺入的摩擦力減小，槽寬為150μm的微槽結構減摩效果最好，摩擦力下降的比例超過 80%，如圖9所示，并且發現微織構可以減少針尖邊緣 的應力集中，降低針尖對組織的刺入壓力。針對立方 體狀結構，WANG 等[60]還發現摩擦力隨立方體狀結構的尺寸增大或數量增多而增大，但結構深度對摩擦力 無顯著影響。 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 結構，并將其應用在腦部電極鋼針上，對豬腦進行插入 測力實驗，結果表明，微織構鋼針具有明顯的減摩效果，橢圓形微坑結構的減摩性能最好，摩擦力平均減少37.6%，有效地減少了對腦組織的損傷。

BUTLER 等[62]為減少手術刀切割時產生的摩擦，通過飛秒和納秒激光在不銹鋼316手術刀表面加工微 槽結構，研究了凹槽寬度、深度，凹槽間距和凹槽取向 對手術刀在干燥條件下摩擦性能的影響，發現與無結 構的刀片相比，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摩擦力分別降低17.0%和 33.2%，微織構表面切口更加平整，如圖10所示。

VELASQUEZ 等[63]使用脈沖寬度為8 ps、激光波長為532 nm 的 Nd：YVO4激光器燒蝕手術刀刃表面制 備出直徑為110μm、深度為30μm、間距為250μm 的 微凹坑結構，與普通的手術刀相比，微織構手術刀在切 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構，發現溝槽寬 度為30μm、間距為40μm 的微槽結構的摩擦系數最高，且摩擦力與實際接觸面積成正比。

仿生微織構可以有效提高手術器械的表面性能，如圖11所示。 LI 等[65]受穿山甲鱗片（圖11a ）的啟發，研究了激光誘導表面微觀結構的最佳形成參數，在不 銹鋼316L 高頻電刀表面制備仿生鱗片微織構（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，摩擦系數降低 約15%，從而有效減少了手術過程中對組織的傷害。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，通過正交試驗，發現仿生微織構可 以減小有效接觸面積，降低親水性，且摩擦系數降低 21.88%，正交試驗結果表明，微織構在摩擦效應中起著 最為重要的作用。

LU 等[67]利用 Nd：YVO4激光器發射波長為532 nm，脈沖寬度為10 ps 的皮秒激光在碳鋼手術刀刃上燒蝕 出4種基于芒草葉片邊緣的鋸齒結構（圖12a）。如圖12b 所示，與標準商用手術刀相比，仿生手術刀可以通過減少組織與手術刀之間的摩擦，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可以影響醫用材料與組織之間的摩擦特性。適當的表面微織構可以減小或增大2個摩擦表面之間的實際接觸面積[59， 61-62， 64-66]，從而有效調控摩擦特性；特殊形狀的微織構可以減少接觸邊緣 的應力集中，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 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

在臨床手術中，電刀可以減少疼痛和創傷，提高術 后的恢復速度[68]。然而，電刀在手術中會在短時間內積累熱量，當工作溫度在150℃以上時，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]，導致如結痂、生物污染、燒傷創面等臨床不良反應[70]。在手術過程中，血液黏附在手術刀刀片表面，會對手術質量造成嚴重的不良影響，如延遲愈合和較 高的細菌感染發生率[71]。因此，制備抗黏附的結構表面可以有效解決血液、組織黏附等問題，提高手術安 全性。

為解決電刀表面的血液黏附問題，ZHOU 等[72]利 用 Nd：YVO4激光器發射波長為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（圖13）。組織黏附結果表明，微織構電刀的組織黏附量均有所減少，微織構增加了電刀表面的粗糙度，減少了電極與組織的實際接觸面積。比較不同形狀的微織構，橫向微槽織構的黏附量最小（圖13b），且隨著橫向微槽織構面積密度的增加，黏附量明顯減小。LIN 等[73]通過飛秒激光在由不銹鋼 304制成的電外科設備表面誘導出平均直徑為100～200 nm 的納米顆粒結構，使電極表面粗糙化，減少與組織的實際接觸面積；發現與光滑表面相比，結構表面的組織黏附量減少約70%，從而減少手術過程中表面的發熱量。 HAN 等[74]利用玉米葉片在高溫下優異的抗黏附性能，在不銹鋼電刀上通過激光制備出基于玉米葉片的網格微織構，仿生微織構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，在新鮮離體動物肝組織上進行了電切實驗，發現與普通電刀相比，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，利用飛秒激光在304不銹鋼電刀上制備仿生結構，如圖14所示。該研究發現，仿生結構的黏附力與其疏水性成正相關，當結構參數為 d=20μm，a=40μm，b=6μm 時，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，LI 等[76]利用納秒激光在不銹鋼316L 表面制備出微凸圓結構，其表面呈現出極強的疏水性，在血清溶液浸泡后表面沒有殘留，對于手術刀和血管支架可以有效提高對血清的抗黏附性能。 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，而且軟組織平均黏附量降低16.5%。

為解決手術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 表面誘導出激光燒蝕多孔結構（ LA-SS ），并在其表面鍍上一層 ta-C 薄膜，結果表明，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。 ZHANG 等[78]利用紫外激光在醫用純鈦基板表面制備微網格結構，其長為（8.8±2.4）μm，高為（22.5±2.5）μm，槽寬為（25.3±0.9）μm，并通過化學改性使微網格結構表面具有超疏水性。黏附結果表明，該結構表面可以有效消除血細胞黏附和抑制血栓形成。

激光制備的表面微織構能夠有效提升醫療器械表面的抗黏附性。微織構可以增加材料的表面粗糙度，減少組織與材料表面的實際接觸面積[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 結論

本文對激光表面改性在醫療器械方面的應用現狀進行了梳理，綜述了當前激光加工醫療植入器械功能 性表面的細胞功能調控、抗菌性、耐蝕性影響的研究，以及對手術器械表面的摩擦特性和抗黏附性作用的研究，表2總結了本文不同微納結構的參數及主要結論。通過分析當前研究得出以下結論。

（1）器械表面微納結構對細胞功能調控、抗菌 性和耐蝕性都有顯著的影響，可以同時對其進行調控，但目前針對結構的復合功能表面設計研究較少，尚未 實現具備多功能的微納結構表面。

（2）目前醫療器械材料主要集中于鈦合金、不銹鋼等醫用金屬材料，對于新型材料，如復合材料、無機材料、非晶合金等材料，激光制備功能性表面具有廣闊的應用前景。

（3）仿生結構具有獨特的外部形態和表面形貌，可以實現減摩、抗黏附、抗菌等多種性能，目前應用于 醫療器械表面的功能研究較少，針對醫療器械表面的 復雜仿生結構形狀，實現激光加工功能結構的制備仍 需進一步的研究。

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作者簡介

杜鑫豪，男，1998年生，碩士研究生。主要研究方向：醫療器械設計與制造。

E-mail：1642526409@qq.com

通信作者：隋建波，男，1984年生，副教授、碩士生導師。主要研究方向：醫療器械設計與制造。

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