飛秒雷射應用於金屬心血管支架表面工程研究

雷射誘發周期性表面結構作用原理

LIPSS 是一種在材料表面以超短脈衝雷射照射後，自發形成的周期性微奈米結構。此一現象幾乎普遍存在於金屬、半導體與介電材料中，LIPSS 的形成並非單純的物理現象，而是電磁場干涉、非線性光學效應以及非平衡材料動力學之間複雜耦合的結果。本文將介紹 3 種 LIPSS 的形成機制：

（一）干涉機制與散射波模型

LIPSS 的形成起點來自雷射電場與表面粗糙度的相互作用。Sipe 等人提出的散射波理論認為［8］，當線偏振雷射照射到材料表面時，入射光會與因表面缺陷或粗糙度所散射出的輻射波或表面波干涉，進而產生周期性分布的能量累積。能量集中區域在隨後的材料熔融、再凝固或選擇性蝕刻過程中被強化，逐漸演變為規則性的溝槽。此模型可有效預測低空間頻率（low spatial frequency, LSF）- LIPSS 的周期與方向。LSF- LIPSS 的典型周期與雷射波長接近或稍小於雷射波長，並且其條紋方向大多與雷射偏振方向垂直。理論計算表明，周期尺度與材料介電常數以及入射角度密切相關，因此可透過改變入射條件來調整周期與方向。該模型也解釋了為何初始表面粗糙度對 LIPSS 的啟動至關重要，微小的表面起伏能提供額外的側向動量，使入射光得以與散射波耦合並形成穩定的干涉場。這一理論框架經過多年的實驗驗證，至今仍被廣泛引用作為理解 LIPSS 作用的基礎［9］。

（二）表面電漿極化子耦合效應

在金屬或半導體材料中，雷射脈衝會誘發大量自由載子，使材料於短暫時間內呈現「暫態金屬化」，入射光會與 SPPs 發生耦合［10］。SPPs 的存在會使表面近場產生強烈局域化與方向性，進一步增強干涉圖樣的對比度，使能量累積更加鮮明。此過程能夠解釋為何 LSFL 的周期與偏振有高度關聯，具與偏振方向垂直的排列方式，這與 SPPs 干涉模型的預測相符。此外，透過調整入射角度，可以改變入射光與 SPPs 的相對動量匹配條件，從而調整周期的尺度。Huang 等人提出［4］的「SPPs - 入射光干涉與次級光柵再耦合」雙階段模型更進一步指出，在條紋初步形成後，表面結構可作為反射光柵以強化後續脈衝的耦合效率，進一步加速條紋的演化與固定。這些研究成果證實 SPPs 在 LIPSS 形成過程中扮演核心角色，特別是對於金屬與半導體等能支持表面電漿波的材料。

（三）高空間頻率（high spatial frequency, HSF）- LIPSS 形成機制

相較於 LSF- LIPSS，HSF- LIPSS 的周期通常顯著小於入射雷射波長，基本上小於波長之一半。其形成機制更為複雜，不能以線性干涉或單一的 SPPs 耦合來解釋。現有研究普遍認為，HSF- LIPSS 的生成涉及多重非線性光學與瞬態電子動力學效應。具體而言，多光子吸收與雪崩電離可在材料內部激發高密度自由載子，導致介電函數在飛秒尺度內發生劇烈瞬變，進而改變表面與次表層的電磁場分布。此外，瞬態折射率變化會改變能量累積的空間均勻性，形成自組裝的場分布。在近剝除閾值的加工條件下，表層材料通常伴隨有限厚度的熔融層，並在強電磁場壓力、退縮壓力與馬倫哥尼效應的共同作用下產生流動與重排。在迅速凝固過程中，這些場分布與流變效應被凍結為具有次波長尺度的幾何起伏［11］。這解釋了 HSF- LIPSS 條紋常呈現不同於 LSF- LIPSS 之平行於偏振方向排列，或在某些情況下呈現傾斜取向的特徵。與 LSF- LIPSS 相比，HSF-LIPSS 更依賴材料特性與非線性過程，顯示其形成機制具有高度材料敏感性與複雜性。目前學界普遍認為，HSF- LIPSS 的生成涉及「電磁場干涉、非線性載子動力學、熔融流體力學」的多重耦合，是 LIPSS 領域尚待深入探討的重要課題［12］。

LIPSS 的作用原理整體而言，干涉機制與散射波模型為飛秒雷射在材料表面形成 LIPSS 提供了基礎理論，適用於大多數材料，例如玻璃、陶瓷與聚合物材料等。表面電漿極化子耦合效應則進一步解釋了在能夠激發 SPPs 的金屬和半導體材料中，如何形成高品質的 LSF- LIPSS。這是因為飛秒雷射激發了 SPPs，並與之耦合，顯著強化能量的干涉。HSF- LIPSS 形成機制則更為複雜，牽涉到材料對於雷射的非線性吸收效應、瞬態熱力學和熔融流體力學等多重作用。此機制適用於雷射功率密度足以觸發非線性吸收的條件之下。

LIPSS 的形成可分為數個時間階段，首先，在飛秒至百個飛秒內，材料經由多光子吸收與雪崩電離產生自由載子，並建立瞬態能量分布。隨後，在皮秒至數十皮秒之間，電子能量透過電子—聲子耦合轉移至晶格，導致局部熔融。接著，於數十皮秒至數百奈秒內，熔融層受電磁壓力、回縮壓力與馬倫哥尼效應驅動，逐漸形成表面波紋。最後，在多脈衝照射的微秒至毫秒級過程中，已生成的微結構改變了局部吸收與散射特性，進一步強化周期性紋理，形成自我增益的正回饋機制。

實驗架構與方法

研究顯示［13］，當表面具備微奈米尺度的仿血管平滑肌細胞紋理結構時，因血管中膜由 VSMCs 組成，有利於促進血管內膜之血管內皮細胞的貼附與增生明顯提升。VSMCs 表面為排列方向一致或交織成網的纖維狀結構，其寬度約 650–700 nm 且深度小於 100 nm，因此製作出類似的仿生結構能夠提供更多黏附點，促進 ECs 偽足延展與細胞骨架重組。此外，這類結構能上調血管內皮生長因子的主要激酶插入域受體（Kinase Insert Domain Receptor, KDR）能促進內皮細胞的增殖、遷移，且活化遷移與方向導引分子（Slit Guidance Ligand 1，簡稱 SLIT1），幫助細胞沿紋理排列等與遷移的基因表現，加速再內皮化過程，C. Liang 等人［13］比較了未經雷射處理表面（non-machined surfaces, NMS）及經雷射處理表面（laser-machined surfaces, LMS）在經過 24 小時的 ECs 培養的附著結果。相對之下， VSMCs 對於此類仿生結構反應不敏感，其增生速率及排列並未因表面結構改變而顯著提升。這代表透過「仿 VSMCs」設計，可選擇性地促進 ECs 而不刺激 VSMCs，達到抑制再狹窄與快速修復內皮層的雙重目標。換言之，合理的表面微／奈米結構設計能模擬天然血管基質，調控細胞行為，實現功能性生物相容性材料的開發。

本文以 316L 不鏽鋼與鎳鈦合金（Nitinol）為基材，為了達到在金屬表面製作出適合 ECs 附著與增生的仿生結構，我們採用波長 1030 nm 之飛秒雷射進行表面處理，目標達到周期接近 700 nm 之 LIPSS 結構。飛秒雷射源為 Ekspla FemtoLux 30，脈衝寬度約 334 fs、重複頻率 200 kHz，光束為高斯光束，經 f-theta 鏡頭聚焦後，光斑直徑於約 40 μm。掃描採用振鏡柵格式路徑，以維持約 95％ 的軸向重疊率，對應的掃描速度在 1030 nm 為 390 mm/s，掃描間距固定為 0.01 mm。為探究能量密度在固定波長下對周期性的影響，316L 在 1030 nm 的能量密度設為 0.18、0.36 與 0.54 J/cm²、Nitinol 於 1030 nm 的能量密度涵蓋 0.18、0.36、0.54、0.72 與 0.91 J/cm²。表面形貌與周期量測則以掃描式電子顯微鏡（Scanning electron microscope, SEM）進行觀測與分析。

實驗結果與討論

在 316L 不鏽鋼上，當雷射波長為 1030 nm，能量密度分別為 0.18、0.36 與 0.54 J/cm² 時，可測得的 LIPSS 周期依序約為 827、797 與 790 nm，可見隨能量密度提升，LIPSS 周期僅呈現數十奈米等級的輕微影響，整體平均約為 804 nm，顯示在固定波長下，雷射能量密度對 LIPSS 周期屬次要影響，主要作用在於紋理對比與形貌完整度的微調。在 Nitinol 上，於雷射波長 1030 nm 的五組能量密度（0.18、0.36、0.54、0.72、0.91 J/cm²），可測得的 LIPSS 周期依序約 716、686、684、694 與 680 nm 的周期，平均為 692 nm。同樣可觀察到組內變動幅度有限、而整體節距較 316L 不鏽鋼為小的趨勢。即使雷射參數保持一致，兩種材料在相同波長下的平均周期仍存在可辨識的差異，反映 LIPSS 的主尺度除受波長約束外，亦對材料本質高度敏感。在本文條件下，不同材料間的 LIPSS 周期落差明顯大於同材料內因能量密度微調所引起的變動，說明選材與波長選擇應優先於能量微調。這項結果說明 LIPSS 的周期主要由光學參數與材料性質共同決定，能量密度更多地影響紋理的清晰程度、表面微缺陷或碎屑量，而非改變周期的主尺度。這樣的趨勢，與透過電磁場干涉觀點理解 LIPSS 的理論框架相吻合，也與既有論文研究的觀察相輔相成［5］［14］［15］。

DOI:10.30256/JIM.202602_(515).0009