用于生物医学植入体的不锈钢的新开发的技术应用
【专利说明】
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 本申请是于2014年8月1日提交的申请号为14/449, 158号非临时专利申请的部 分继续申请，通过引用的方式将该申请的内容全部合并于此。
技术领域
[0003] 本发明涉及纳米结构的栅格（lattice)和用于制造该纳米结构的栅格的方法，更 具体讲，专门涉及通过表面机械研磨（attrition)处理方法制造的纳米结构的栅格。
【背景技术】
[0004] 栅格由于其固有的多孔特征，通常被应用于轻质结构，例如桁架桥、体育场的框架 屋顶和望远镜支架。在简单的二维（2D)空间中，常见的周期性栅格是由如等边三角形、正 方形和正六边形这样的正多边形的几何形状构造而成的。见图I (Ashby和Gibson，1997 ; Fleck 等，2010)。
[0005] 然而，在一些情况下，栅格的机械性能，如拉伸强度、硬度、或延展性，不能完全满 足某些应用场合的需要。
[0006] 不锈钢316L因机械性能、耐腐蚀性和生物相容性的优异结合，是能够用于制造 心血管支架的传统材料。然而，与用于支架的一些其它金属生物材料（例如，钴铬合金， Co-Cr)相比，316L SS在屈服强度和硬度方面仍然较差，因此为满足机械性要求，316L SS支 架的支杆厚度（~150 μ m)应当要比Co-Cr支架的支杆厚度（~90 μ m)厚得多。金属支 架对人体来说是异物，其介入目标血管后因容易引发诸如发炎和免疫排斥的不良组织反应 往往导致血管长期干预之后可能再次变窄。通过患者治疗结果证实，具有较厚支杆的支架 与具有较薄支杆的支架相比更容易引起病患血管的再狭窄。而且，支架的支杆太厚将降低 其柔韧性，因此其通过引导导管以及通过冠状动脉的弯曲部位变得更加困难。在目前临床 上使用的金属支架中还存在着一些其它问题，诸如潜在的毒性Ni的释放、相对较高的细胞 毒性、对于特定细胞种类（例如，内皮细胞）的低细胞相容性以及低血液相容性。
[0007] CN101899554A公开了一种Ni-Ti合金，该Ni-Ti合金在表面机械研磨处理（SMAT) 之后用等离子体氮化处理，以改善Ni-Ti合金的硬度。尽管在CN101899554A中示出了等离 子氮化处理以改善Ni-Ti合金的硬度，但等离子氮化对其它金属合金的效果未必理想，尤 其是不锈钢，这是因为不锈钢中的高含量铁在等离子氮化之后变得不稳定。等离子氮化还 使来自那些金属合金Ni释放增加，高含量Ni的释放不利于细胞生长，因而不利于在那些金 属合金所制成的支架周围的组织再生。
[0008] 因此，需要这样一种316L SS合金作为用于制造植入式医学器件的生物材料：这 种316L SS合金具有更高的屈服强度和硬度、Ni释放减少、细胞毒性相对较低、对内皮细胞 具有更高的细胞相容性，血液相容性亦有所提高。
【发明内容】
[0009] 因此，本发明的主要方面是提供一种在一组操作条件下应用具有期望尺寸和重量 的多个球体的表面机械研磨处理（SMAT)来处理用于医学植入体的金属基底表面的方法。 这些条件包括但不限于振动频率、振幅和处理时间。在示例性实施例中，用于处理金属基底 表面的球体可以是尺寸为大约Φ 3. Omm的316L不锈钢球体或氧化锆（ZrO2)球体。将通过 用球体的SMAT处理的金属基底是（镜面抛光的）316L不锈钢板。在另一实施例中，为了处 理尺寸为100mm X 50mm X 0.9mm的金属基底，球体的总重量大约为20g。提供具有腔室的 围挡，该围挡支撑金属基底和本发明的球体，以对金属基底执行SMAT。腔室还被构造为在 金属基底的相对侧上支撑振动装置，以产生大约20, OOOHz的振动频率，从而使球体沿腔室 向着金属基底移动，来处理金属基底的表面。在又一实施例中，振动装置的工作振幅大约为 80%。在金属基底的每一侧上的处理时间大约为15分钟；因此用于处理金属基底的两侧的 总时间大约为30分钟。用于处理金属基底的两侧的总时间能够分为四个时间段：（i)从第 0分钟至第1分钟；（ii)从第1分钟至第5分钟；（iii)从第5分钟至第29分钟；以及（iv) 从第29分钟至第30分钟。在每个时间段，为了对金属基底的每一侧执行SMAT，利用本发明 球体的每次敲击的平均持续时间为每次敲击5秒至15秒。在本发明中应当避免在SMT之 前进行等离子体氮化处理。
【附图说明】
[0010] 下面参考附图，更详细地描述本发明的各个实施例，其中：
[0011] 图1示出了现有技术中的不同形状的栅格；
[0012] 图2示出了现有技术中，用于在SMT过程中产生纳米结构的装置的示意图；
[0013] 图3A-3D示出了根据本发明不同实施例的四种类型的纳米结构的栅格；
[0014] 图4中的（A) -(C)示出了根据本发明实施例的采用方案（strategy) AI、方案AII 和方案AIII3对正方形栅格的每个单位晶格进行的SMAT处理；
[0015] 图5中的（A)和（B)分别示出了根据本发明实施例的具有0/90°正方形栅格和具 有±45°正方形栅格的验性样品的几何结构；
[0016] 图6中的（A)和⑶分别示出了根据本发明实施例的全部使用SMT-方案AI和 部分使用SMAT-方案AII的两个0/90°正方形栅格；
[0017] 图6中的（C)和⑶分别示出了根据本发明实施例的全部使用SMT-方案AI和 部分使用SMAT-方案AIII的两个±45°正方形栅格；
[0018] 图7A-7B分别示出了针对图6中的（A)-(D)中的正方形栅格测到的0/90°正方形 栅格和±45°的正方形栅格的结果；
[0019] 图8中的（A)-(C)分别示出了根据本发明实施例的不使用SMT-方案N、部分使用 SMAT-方案AII和全部使用SMAT-方案AI的断裂的0/90°正方形栅格样品；
[0020] 图8中的（D)-(F)分别示出了根据本发明实施例的不使用SMT-方案N、部分使用 SMAT-方案AIII和全部使用SMAT-方案AI的变形的±45°正方形栅格样品；
[0021] 图9中的（A)-(C)示出了采用方案BI、方案BII和方案BIII对Kagome形栅格中 的每个单位栅格进行的SMAT处理；
[0022] 图10中的⑷和⑶分别示出了根据本发明实施例的水平Kagome形栅格样品和 垂直Kagome形栅格样品的几何结构；
[0023] 图11中的㈧和⑶分别示出了根据本发明实施例的全部使用SMT-方案BI和 部分使用SMT-方案BII的两个水平Kagome形栅格；
[0024] 图11中的（C)和（D)分别示出了根据本发明的全部使用SMT-方案BI和部分使 用SMAT-方案BIII的两个垂直Kagome形栅格；
[0025] 图12A-12B分别示出了有关图IlA-D中的Kagome形栅格测到的水平Kagome形栅 格样品和垂直Kagome形栅格样品的结果；
[0026] 图13中的（A)-(C)分别示出了根据本发明实施例的不使用SMT-方案0、部分使 用SMT-方案BII和全部使用SMT-方案BI的断裂的水平Kagome形栅格样品；
[0027] 图13中的（D)-(F)分别示出了根据本发明实施例的不使用SMT-方案0、部分使 用SMAT-方案BIII和全部使用SMAT-方案BI的断裂的垂直Kagome形栅格样品；
[0028] 图14中的（A)-(C)分别示出了根据本发明实施例的具有初始的弯曲占优阶段 (regime)、半截梁单元的弯曲、以及拉伸占优阶段的±45°正方形栅格的单轴拉伸；
[0029] 图15示出了根据本发明实施例的如何将SMAT和球体应用于医学植入体的金属基 底的实验装置的不意图；
[0030] 图16示出了通过SMT并且用本发明的不同球体所处理的金属基底样品的抗拉强 度测试结果；
[0031] 图17示出通过SMAT并且用本发明的不同球体所处理的金属基底样品的硬度测试 结果；
[0032] 图18示出了通过光学轮廓测定法的不同金属基底的形貌特征：(A)未处理的； (B) 316L SS 球体 SMAT 化；（C) ZrO2球体 SMAT 化；
[0033] 图19示出了通过用本发明的不同球体的SMAT所处理的金属基底样品随时间变化 的存活性测试结果，该测试是针对内皮细胞EA. hy926细胞的：利用单向方差分析以确定显 著性水平，*最高OD值（内皮细胞在样品上的最佳存活性）；p〈0. 05 ;
[0034] 图20示出了附着在通过用本发明的不同球体的SMAT所处理的金属基底样品上的 红细胞的SEM照片：放大倍率X 500 (左列）和X 1000 (右列）；
[0035] 图21示出了红细胞的前凝血酶时间（PT)、凝血酶时间（TT)和活化部分凝血活酶 时间（APTT)的变化，该红细胞来自通过用本发明的不同球体的SMT所处理的金属基底样 品上种植的贫血小板血浆（PPP);
[0036] 图22示出了在进行/不进行等离子体氮化处理的情况下，通过用本发明的不同球 体的SMAT所处理的金属基底样品的Ni释放曲线；以及
[0037] 图23示出了在进行/不进行等离子体氮化处理的情况下，通过用本发明的不同球 体的SMAT所处理的金属基底样品的Ni释放速率。
【具体实施方式】<