的公称应变^与尖端偏移δ 相关： _9]
(Α.2)
[0090] 回顾试验，d = Imm是304不锈钢板的厚度，t = I. 6mm和I = 9mm是所设计的栅 格样品中每个杆部分的宽度和长度。由于杆部分是短粗的，在我们的计算中，杆的长度采用 的是 1' = l_t = 7. 4mm。
[0091] 费里斯（Fertis) (1999)使用等效系统的方法对由双线性材料制成的悬臂梁的 非弹性弯曲进行了分析。忽略了该近似方法中冗长的过程，有关详细内容，读者可参考 Fertis (1999)。在此，在不对梁进行SMAT处理和对梁全部进行SMAT处理这两种情况下，施 加它们的方法以确定载荷P和尖端偏移S之间关系。再次，对这两种所考虑的情况应用双 线性材料近似。对于不进行SMT的栅格，材料性能是原始钢板的材料性能：Es=200GPa，ε y=0. 001和Et= 2GPa。对于全部进行SMT的栅格，初始的杨氏模量和屈服应变不变：ES = 200GPa和ey=〇. 〇〇1。通过用测量数据进行曲线拟合得到两个SMAT参数：k = kb=2和 = 2 GPa。对于不进行SMT的样品和全部进行SMT的样品，导出的栅格的公称应力 和公称应变(<，<)如图7B所示，它们与测量结果很一致。
[0092] 阶段II :支杆-拉伸的变形模式
[0093] 假设±45°正方形栅格中的所有节点都是枢接的。在无穷小的拉伸力下，由于栅 格的倒塌机制（collapse mechanism)，杆部分从初始的菱形被拉成直的构造，见图14中的 (C)。在这个阶段，所有的杆都在沿X1轴的拉力方向上对齐。由于各个杆随着施加的力的 增加而开始伸展，将这个阶段定义为锁定阶段（locking stage)。一半单位晶格的锁定长度 hL是： _ (A.3)
[0095] 其中，"
，锁定应变是：
[酬
(A.4)[0097] 栅格的公称应变确定为：
[0098] (A.5)
[0099] 其中，ε = Ah/\是杆部分的公称应变。栅格的公称应力与杆部分的伸展应 力σ有关：
[0100] (Α.6)
[0101] ± 45°正方形栅格样品的初始高度是怂=// W = 6.4 mm。杆部分相对地短粗，所以 锁定长度采用1?= l-t/2 = 8. 2mm，导致锁定应变心=\ Z/;。_1 = ?·29。对于不进行SMAT的 样本，样品的材料性能采用给定的参数：ES= 200GPa，ε y= 〇. 001和E t= 2GPa ;对于全部 进行 SMAT 的样本，采用 Es= 200GPa, ε 〇· 001，k s= 3· 5 和 Efw = 对于不进行 SMT的样品和全部进行SMT的样品，导出栅格的应力-应变关系如图7B所示。
[0102] 下面的示例或实施例意图更好地说明为了产生适于制造医学植入体（诸如在其 需要时用于心血管疾病患者的支架）的具有高屈服强度和硬度、低细胞毒性、高细胞相容 性以及高血液相容性的合金材料，而在医学植入体（例如，支架）的金属基底的处理表面使 用316L SS球体或ZrO2球体的SMAT的本申请。对本领域技术人员来说将显而易见的是， 在不脱离本发明的范围和宗旨的情况下可以做出包括添加或替换的修改。可以省略具体的 细节以免使本发明不清楚，然而写出公开的内容是为了能够使本领域的技术人员在无需过 度实验的情况下实践本发明的内容：
[0103] 示例 1
[0104] 图15是示出了装置并且在一定条件下用本发明的球体的SMAT处理医学植入体的 金属基底（1501)的示意图。本发明的方法包括将尺寸大约为Φ 3. Omm的316L不锈钢球 体或氧化锆（ZrO2)球体（1502)应用于金属基底。由于医学植入体所产生的物理和机械性 能以及其有利于周围的细胞生长和组织再生，因此优选用在SMT处理用于医学植入体的 金属基底的球体为ZrO2球体。将通过SMAT和球体处理的金属基底1501为316L不锈钢板 (镜面剖光）并且尺寸为100mm X 50mm X 0.9mm。用于本示例来处理金属基底两侧的球体 1502的总重量大约为20g。在具有腔室（1504)的围挡（1500)中执行包括将应用于金属基 底的本球体的SMAT。在腔室1504的一侧上，将被处理的金属基底支撑在与位于腔室1504 的另一侧上的振动装置（1503)几乎相对的位置处。通过振动装置的振动运动使球体1502 在腔室的内部来回移动。用于使球体在围挡的腔室中移动的振动装置的振动频率大约为 20, 000Hz。振动装置1503的工作振幅大约为80%。金属基底的每一侧上的处理时间对于 金属基底的性质至关重要。优选金属基底的每一侧上的处理时间大约为15分钟。这样意 味着用于处理金属基底的两侧的总时间大约为30分钟。通过用本球体的SMAT来处理金属 基底的两侧的30分钟时间进程分为四段：（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，对于在金属基底的每一侧上执行SMT来说，利用本球体的每次敲击的平均持续时间 为每次敲击5秒至15秒。为了实现每次敲击的不同持续时间，设有用于控制球体振动的开 动/停止按钮，并且在一次敲击结束之后，通常翻转板状样品。在本示例中使用下面的处理 时间表：
[0105] ?从第0分钟至第1分钟：在金属基底的每一侧每次敲击5秒；
[0106] ?从第1分钟至第5分钟：在金属基底的每一侧每次敲击10秒；
[0107] ?从第5分钟至第29分钟：在金属基底的每一侧每次敲击15秒；
[0108] ?从第29分钟至第30分钟：在金属基底的每一侧敲击四次每次敲击10秒之后， 在金属基底的每一侧敲击四次每次敲击5秒。
[0109] 由于316L板厚度仅为0. 9mm，因此通过SMAT长时间不断地处理该板的一侧可能会 使基底弯折，导致该板难以恢复。上面处理时间的时间表能够避免这种问题产生。
[0110] 在第一时间段（从第〇分钟至第1分钟），通过本球体以每次敲击5秒的方式敲击 六次来处理金属基底的每一侧。在第二时间段（从第1分钟至第5分钟），通过本球体以每 次敲击10秒的方式敲击十二次来处理金属基底的每一侧。在第三时间段，通过本球体以每 次敲击15秒的方式敲击四十八次来处理金属基底的每一侧。在第四时间段（从第29分钟 至第30分钟），通过本球体以每次敲击10秒的方式敲击两次后再以每次敲击5秒的方式敲 击两次来处理金属基底的每一侧。
[0111] 示例 2
[0112] 对根据示例1的通过用316L SS球体或ZrO2球体的SMAT所处理的金属基底（具 有抛光镜面的316L SS板）的屈服强度和硬度进行测试。为了在本示例中进行测试，将由 示例1中描述的方法获得的金属基底切割为每片IOx IOx 0.9mm的较小的片。用316L SS 球体（316L SMAT化）处理以及用处理的ZrO2球体（ZrO2 SMAT化）处理的金属基底样品均 在屈服应力方面显著提高，但应变受损（图16) ;316L SMAT化以及ZrO2 SMAT化的金属基 底样品（尤其是ZrO2 SMT化的金属基底）展现出硬度方面的改善（图17)。
[0113] 示例 3
[0114] 如图18中所示，未处理的金属基底（空白对照组）与SMAT处理的金属基底（SMAT 化）的形貌有巨大差异。具体来说，空白对照组样品（图18A)相对平坦而SMT化的样品 具有一些明显的研磨痕迹。有趣地是，由316L SS球体研磨引起的样品形态（图18B)与由 ZrO2球体研磨引起的样品形态（图18C)不同。316L SMT化的样品具有一些划痕和孔而 ZrO2SMAT化的样品上一些阴影区域是显著的。这种区别被认为是因316L SS与ZrO2球体 之间不同的机械差异引起的。通过光学轮廓测定法的样品形貌的进一步特征得到相同的结 论，并且通过光学轮廓测定法公开了 316L SMAT化的样品的表面粗糙度（Ra = 2.08ym)以 及ZrO2 SMAT化的样品的表面粗糙度（Ra = 2. 85 μ m)均高于空白对照组样品的表面粗糙 度（Ra = 0. 038 μ m) 2个数量级。
[0115] 示例 4
[0116] 通过在金属基底样品上种植内皮细胞（EA. hy926, ATCC R:_ CRL-2922TM)来确定不 同样品（未处理的金属基底和SMT化的金属基底）的细胞相容性并且在不同时间范围培 养这些细胞。如图19所示，在它们之中，ZrO2 SMT化的样品上的细胞活性最佳。这可能是 由于ZrO2是一种生物相容的陶瓷并且在用ZrO2球体的SMAT之后一些ZrO2成分被引入到 金属基底中。
[0117] 示例 5
[0118] 通过将未处理和SMAT化的金属基底样品与血液接触以评价不同样品的血液相容 性。附着在SMAT化的样品上的红细胞（图20,第二和第三行的显微图像）比附着在未处理 样品上的红细胞（图20,第一行的显微图像）明显减少。如图21中所示，不同样品的前凝 血酶时间（PT)没有差别。然而，通过两种SMAT工艺均能够改善金属基底上的凝血酶时间 (TT)，并且在活化部分凝血活酶时间（APTT)方面，ZrO2 SMAT化的样品优于空白对照组样品 和316L SMAT化的样品。
[0119] 示例 6
[0120] 为了展示等离子体氮化在金属基底（尤其是含铁合金）的细胞相容性方面的负面