一、生物医用β-钛合金（论文文献综述）
吴宜谨[1]（2021）在《ω相析出对Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金力学性能与变形机理的影响》文中指出亚稳β钛合金Ti-25Nb-3Zr-2Sn-3Mo（下文简称Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金）作为优秀的生物医用钛合金材料,尤其是在血管支架等方面具有重大的应用前景。但其屈服强度低,容易在服役过程中因受力而变形失效,这阻碍了该合金投入实际应用。为满足实际生产应用需要,本文聚焦于生物医用Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金,对该合金在固溶态（单一β相,体心立方结构）下的力学性能与变形机制进行了研究。并采用第二相析出策略,在其等温ω相温度范围内进行时效处理,对该合金的热处理工艺参数进行优化,探究ω相析出对于该合金力学性能与变形机制的影响,从而确定强塑性匹配最优的热处理工艺方案。结果表明,固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金具有相变诱发塑性以及孪晶诱发塑性（TRIP/TWIP效应）,具有明显的双屈服现象,一次屈服时的屈服强度很低,仅约220 MPa,二次屈服则约410 MPa,而抗拉强度约为780 MPa,均匀塑性约36%,同时加工硬化性能优异。经过低温时效处理的固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金性能得到很大的改善,在300℃时效处理90 min后,强度与塑性匹配较优,屈服强度达到了811 MPa,是固溶态的3倍多,同时还保留了18.5%左右的延伸率。同时,随着固溶态合金在300℃时效时间的不断增加,其变形机制中的应力诱发马氏体相变,{332}<113>孪晶、{112}<111>孪晶与应力诱发ω相变依次被抑制,最后完全由位错滑移所主导。直接对Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金热轧板材进行低温时效处理,也取得了优异的力学性能。其中,热轧态合金经过200℃时效处理90 min的性能达到了较好的强度与塑性匹配,屈服强度约710 MPa,塑性约22%,变形机制由TWIP效应主导,且具有较好的加工硬化性能。虽然热轧态合金经200℃时效处理90 min的强度相较固溶态经300℃时效处理90 min略低,但针对热轧态合金进行直接低温时效处理,可以将高温固溶的步骤省略,降低了热处理所需的能耗,节约了成本,更适合于实际生产应用。本文通过对Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金热轧板进行固溶加低温时效的双重热处理以及直接进行低温时效处理,均取得了较优的强塑性匹配,同时保持了较低的弹性模量,有利于该合金的实际生产应用。同时,利用等温ω相析出对合金的变形机制进行调控也为亚稳β钛合金的研究提供了一条新的思路。论文有图43幅,表6个,参考文献100篇
蒋拓[2]（2021）在《机械锤击与高温退火对β钛合金表面纳米化机理及性能影响研究》文中指出β钛合金以其良好的生物相容性、高比强度和低弹性模量已成为目前生物医用材料领域研究的热点。但其在人体服役过程中,仍存在疲劳强度差,抗磨损性能和抗腐蚀性能不足的问题,严重缩减了使用寿命。因此,对β钛合金进行表面改性是扩大其使用范围的关键。本论文以亚稳态β钛合金Ti-15Mo（TB11）为研究对象,采用机械锤击和高温退火对TB11合金进行表面纳米化。通过XRD、OM、SEM等分析测试方法考察不同锤击时间和退火温度对TB11合金表面组织和微观结构的影响,探讨TB11合金表面纳米化的形成机理;建立机械锤击TB11合金的疲劳寿命数值模型;通过纳米压痕、摩擦磨损和电化学实验表征TB11合金表面纳米化后显微硬度、耐磨耐腐蚀性能,并揭示其变化机制。通过机械锤击和高温退火实现了TB11合金表面纳米化。结果表明:TB11合金表面晶粒尺寸随锤击时间增加呈梯度减小,随退火温度升高呈先减小后变大的趋势,其中锤击30min+650℃的晶粒尺寸最小,为14.64nm;塑性变形层厚度随锤击时间增加呈先增大再趋于平稳的趋势,变形层最大值为350μm;TB11合金表面纳米化主要归因于晶粒内部的孪生变形和位错滑移。通过HB-1000A型显微硬度仪对试样进行了测量;以ABAQUS和Fe-safe软件为平台,建立了TB11合金疲劳寿命有限元分析模型;采用CMT-1型试验机对TB11合金摩擦磨损性能进行了测试,并利用销-盘磨损模型表征了具体磨损情况。结果表明:锤击处理后TB11合金显微硬度显着增加,且随深度呈梯度变化。随着退火温度的增加,材料表面的硬度先变大后变小。与原始样品相比,锤击40min最表层的硬度提升了约42.5%。当晶粒尺寸不小于30.84nm时,硬度与晶粒尺寸符合Hall-Petch公式;在一定范围内,随着锤击次数的增加,TB11合金疲劳强度会逐渐提高。当锤击次数由1次增加到3次,冲击点疲劳寿命提高了约42%;锤击与退火处理显着增强了TB11合金耐磨性,锤击30min+650℃退火的TB11合金的耐磨性最好,相对耐磨性提高了2.33倍。尤其在高载荷下,耐磨性能增强特别明显。TB11合金表面纳米化处理后耐磨性提高主要归因于晶粒尺寸的细化和残余应力的引入。当晶粒尺寸减小到32.21nm,磨损深度比原始晶粒降低了约29%。采用电化学工作站PARSAT4000对TB11合金在0.9%Na Cl溶液和0.2%Na F溶液中的腐蚀行为进行了探究。结果表明:锤击与退火处理能显着提高TB11合金耐腐蚀性,锤击30min+650℃的耐腐蚀性能最好,自腐蚀电位正向移动了0.29V,自腐蚀电流密度降低了188.75n A/cm2。耐腐蚀性提高主要归因于纳米化后TB11合金表面反应活性的增加,表面易于快速形成均匀致密的钝化层。
蓝春波[3]（2020）在《新型高强度低模量Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-（0，0.3，0.6）O合金冷形变及热处理的组织与性能研究》文中认为近年来,新型低模量β钛合金在医用植入材料领域的应用受到广泛研究。由于其还具有高弹性容许应变(σ0.2/E),因此在航空航天用弹性元件及可变机翼材料等方面同样显示出重要的应用前景。本文参照三大电子参数理论开发了低模量Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-0.3O（TNZS-0.3O,wt.%）合金。随后,系统研究了0、0.3和0.6wt.%三种不同氧（O）含量TNZS-xO（x=0,0.3,0.6）合金在冷轧形变（50%和90%形变）及宽温度范围（350-750℃）热处理的显微组织和力学性能的变化规律,并揭示O在其中的作用效应和机制,以便获得在医用植入及航空航天弹性材料领域具有潜在应用价值的新型β钛合金材料。不含O的TNZS合金冷轧后,晶粒沿轧向被拉长,并形成过渡晶界。随形变率增加,晶界数量和位错密度均增加,同时还发现{001}<110>α-fiber织构的取向强度(ITexture)增加,{111}<112>γ-fiber织构的ITexture减小,其他三种织构基本保持不变。50%形变后,观察到{112}<111>孪晶存在。90%形变后,形成平行于轧制方向的亚微米宽度的条带组织和强{001}<110>α-fiber织构。在轧制过程中,TNZS合金不发生相变,位错滑移贯穿着形变全过程。随形变率增加,合金强度升高是由于晶粒细化和位错密度增加所致,而弹性模量降低主要归因于具有低模量的{001}<110>α-fiber织构的不断增强所致。TNZS-0.3O与TNZS-0.6O合金在形变时组织和性能的变化规律总体上与TNZS合金相似,但还存在如下差异:（1）随O含量增加,{112}<111>孪晶的片层厚度降低（O抑制孪晶的长程发展）。随形变率增加,还发现TNZS-0.3O合金的{111}<110>α-fiber织构、TNZS-0.6O合金的{112}<110>α-fiber和{111}<110>α-fiber织构的ITexture均不同程度增加,但对弹性模量降低起主导作用的机制依然是{001}<110>α-fiber织构的增强。（2）在相同状态下,每增加0.1 wt.%的O,合金的抗拉强度约提高80 MPa,弹性模量约提高2.6 GPa。还发现,90%形变TNZS-0.3O合金(σb=1093 MPa,σ0.2/E=1.81%)及50-90%形变TNZS-0.6O合金(σb=1280-1322MPa,σ0.2/E=1.88-2.03%)的σ0.2/E优于传统航空弹性钛合金(σ0.2/E=1.0-1.35%),能满足1-3Ma战机可变机翼材料对σ0.2/E的基本要求(σ0.2/E≥1.40%,翼面温升<300℃)。90%形变TNZS合金经350℃×24h热处理后,ω与α两相同时在合金中析出。升高温度,ω相的含量逐渐减少,α相的析出量逐渐增多,其析出峰值温度(Tαmax)为400℃。热处理温度高于Tαmax后,α相开始分解,其完全分解温度(T（α+β）/β)为575℃。继续升温,形变组织发生位错攀移,并在600℃开始再结晶（即Tr）。在Tαmax处热处理,形变织构的类型及取向强度基本不变,{001}<110>α-fiber织构仍占主导。经Tr热处理后,{001}<110>α-fiber织构明显减弱。继续升温（>Tr）,织构回复至形变前状态。研究发现,在350℃-T（α+β）/β之间,合金的强度和弹性模量主要受ω相及α相的含量控制,与Iα（101）/Iβ（110）随温度的变化呈正相关关系,并在Tαmax处达到最大值。在T（α+β）/β处,强度的降低趋于稳定,而弹性模量具有最小值。在T（α+β）/β-Tr之间,位错攀移,弹性模量无明显变化。在Tr及以上温度,再结晶发生以及具有低模量的{001}<110>α-fiber织构减弱使弹性模量有所回升。最终,合金的织构及力学性能基本回复至形变前状态。另外,强化相析出导致合金的延伸率降低,而β基体的高温回复和再结晶发生导致延伸率回升。90%形变TNZS-0.3O与TNZS-0.6O合金在热处理时组织和性能的变化规律总体上与TNZS合金相似,但还存在如下差异:（1）O的加入显着提高了合金的Tαmax、T（α+β）/β、Tr。（2）O的加入能抑制ω相析出。（3）添加O提高了合金的弹性模量和强度,但对强度的提高更显着,因而提高了合金在450℃及以上温度热处理后的σ0.2/E。研究发现,90%形变TNZS-0.3O合金经400-500℃热处理（E=68.7-72.1 GPa,σb=1028-1327 MPa）能满足医用植入材料的性能要求（E≤80 GPa,σb≥800 MPa）。90%形变TNZS-0.3O与TNZS-0.6O合金经500℃热处理后,σ0.2/E分别为1.67%和1.86%,尤其是后者经650℃热处理后的σ0.2/E仍达到1.32%,有望满足3-5Ma战机可变机翼（翼面温升<600℃）材料对σ0.2/E的要求。可以通过仔细调节TNZS-xO合金的O含量变化、冷加工和热处理工艺来控制合金的显微组织,使其力学性能在较宽范围内变化,以便达到不同的应用需求。
刘建国,周宏博[4]（2020）在《医用β钛合金的性能研究现状》文中研究指明与传统医用α钛合金相比,医用β钛合金因其无生物毒性、良好的生物相容性、优异的耐生物腐蚀降解性能,以及与人体骨组织接近的力学性能等,在种植体材料、颌面骨修复植入材料等领域得到广泛关注。本文从医用β钛合金的制备及加工工艺技术、性能特点以及尚待研究的性能等方面,介绍医用β钛合金在口腔医学领域的应用展望。
易琼华[5]（2020）在《基于调幅分解的低模量高强度Ti-Zr-Ta合金设计与显微组织和力学性能优化》文中指出新型的无毒β钛合金具有较低弹性模量、较高的比强度以及良好的耐蚀性能和生物相容性,被认为是最具有应用前景的生物医用金属材料之一。传统提高β钛合金强度的方法,通常会在提高合金强度的同时,导致其弹性模量的增加。而调幅分解具有析出相组织细小、均匀、晶体结构相同等优点,可在不提高合金弹性模量的前提下,大幅提高合金的强度。Ti-Zr-Ta三元合金系的相图中存在有较宽的固溶度间隙,这为设计低模量高强度调幅分解型Ti-Zr-Ta合金提供了基础。因此,本文以Ti-Zr-Ta作为研究对象,基于合金热力学和d-电子轨道理论,设计了具有调幅分解的高强、低弹的Ti-Zr-Ta合金,并对所设计的合金在时效过程的显微组织演化及其对合金力学性能的影响进行了研究,探讨了Ti-Zr-Ta合金的调幅强化机理。主要研究内容和结论如下:（1）基于Ti-Zr-Ta合金三元相图和d-电子轨道理论,设计了具有调幅分解且弹性模量较低的Ti-40Zr-20Ta、Ti-35Zr-20Ta和Ti-30Zr-20Ta三种成分的合金,并对这三种合金的显微组织与力学性能进行了表征,结果表明,所设计的三种合金在适当的温度下进行时效,均可发生调幅分解;其中Zr含量较高的Ti-40Zr-20Ta合金在固溶处理（1173 K/3 h）+时效（973 K/10 h）处理之后,表现出较高的屈服强度（1769 MPa）和更低的弹性模量（83 GPa）;随着Zr元素含量的增加,合金的弹性模量降低,强度升高。（2）采用不同温度和时间,对所设计的三种Ti-Zr-Ta合金进行了时效处理,并对合金在时效过程中的显微组织演化及其对合金力学性能的影响进行了研究。研究结果表明,在923 K、973 K和1023 K下时效处理后,三种合金均发生了调幅分解,且在973 K下时效后的合金表现出较好的综合力学性能;在973 K下对合金进行时效处理,随着时效时间的增加,调幅组织的体积分数增加;而合金的屈服强度和硬度随着时效时间的延长,呈现先增加后稍有下降后保持稳定。（3）对Ti-Zr-Ta合金中的调幅强化机理进行了分析。结果表明,在时效的初期,调幅组织的波长随时间变化很小,而随着时效时间的进一步延长,其波长不断增加,且波长和时效时间呈正比关系;合金的屈服强度增量随着波长的增长先升高后下降;定量分析结果表明,在时效前期,合金的屈服强度增量和波长成正比;而在时效后期,屈服强度和波长成反比。
宇文鑫[6]（2020）在《Ti-25Nb-3Mo-3Zr-2Sn钛合金丝材热拉拔模拟及组织性能研究》文中研究说明钛合金因其低弹性模量、强度高、耐腐蚀强等优点成为重要的生物医用金属材料之一。使用钛合金替代大量应用的不锈钢,能够减弱植入体在生物体内服役时的“应力屏蔽”效应,因此在骨科、牙科等医用领域有着广泛的应用前景。本文以生物医用TLM（Ti-25Nb-3Mo-3Zr-2Sn）合金作为研究对象,利用DEFORM软件对丝材的热拉拔过程进行仿真模拟,研究工艺参数对热拉拔过程的影响,再此基础上对热拉拔态的丝材进行固溶处理,研究不同固溶温度下微观组织的演变规律。通过分析不同工艺下的仿真结果（等效应力场、等效应变场和温度场等）发现不同工艺参数对热拉拔过程的影响程度不同。应变量和摩擦系数的减小、拉拔温度的增加都会使得拉拔力大幅度减小,拉拔速度的减小和模具温度的增加对拉拔力的影响有限,下降幅度较小,但是拉拔速度在超过90mm/s时,局部等效应变速率高达55.7S-1,增加了丝材拉拔过程断裂的风险。半锥角的增大使得丝材变形的不均匀性增加。由于每一个道次都会造成变形的不均匀性,因此多道次的热变形使得变形的不均匀性程度逐渐被累积。按照模拟结果确定了TLM钛合金丝材的热拉拔工艺参数为:拉拔速度、应变量、摩擦系数、拉拔温度、模具温度和半锥角分别是30mm/s、0.236、0.05、750℃、300℃和10°,成功制备出高质量的钛合金丝材。对热拉拔制备的丝材进行了组织性能研究,研究发现热拉拔态的TLM丝材主要由β相组成,并存在少量的α″析出相,TD-ND（Transverse direction-Normal direction）截面和RD-ND（Rolling direction-Normal direction）截面晶粒大小基本一致,强烈的热变形使丝材局部晶粒碎化。热拉拔态的织构为<101>//RD、<111>//TD和<111>、<001>//ND。热拉拔态的拉伸弹性模量为30GPa,拉伸屈服强度为800MPa,拉伸延伸率为10%,压缩强度为2000MPa,TLM合金添加了Nb、Mo、Zr和Sn多种耐腐蚀性元素,容易形成稳定的钝化膜,因此拥有良好的耐腐蚀性能。对热拉拔态丝材进行600℃、670℃和740℃的固溶处理,研究发现600℃、670℃固溶处理的丝材由β相、针状的α相和α″相组成,α相和α″相相互交叉贯穿晶粒。随着固溶温度的增加,再结晶程度逐渐增加,β晶粒逐渐长大,晶界呈现出多边形化,<101>和<100>是再结晶晶粒的择优生长方向。再结晶织构为<101>//RD。
吴淑宁[7]（2020）在《生物医用Ti-12Mo-3Nb合金变形行为的研究》文中指出随着经济的发展和人们对生活质量要求的提高,越来越多的人对肢体矫正和器官替换有需求,生物医用金属材料最适合用来替代损坏的硬组织,主要的金属生物材料是医用不锈钢,钴基合金,钛及其合金。医用不锈钢、钴基合金和传统钛合金存在细胞毒副作用和严重的致敏性等生物学问题,而且其较高的弹性模量会带来“应力屏蔽”效应,而β钛合金弹性模量低,具有良好的生物相容性,成为目前生物医用钛合金研究的热点。因此,本课题选择β型Ti-12Mo-3Nb合金为研究对象,研究Ti-12Mo-3Nb合金的高温变形行为和板材的组织性能及其变形行为。高温热压缩实验结果表明,流变应力在热变形过程中受变形参数影响较大,随着变形温度升高和应变速率的降低而降低。热加工图的分析结果表明:功率耗散效率随着变形温度的上升、应变速率的降低和应变的增加,呈升高趋势,最佳热加工条件为900°C和0.01s-1。动态再结晶的组织演变过程可以用修正的Avrami公式模型来进行分析,动态再结晶动力学曲线的分析表明:在应变达到临界应变εc之前,动态再结晶不发生,动态再结晶启动后,动态再结晶晶粒的体积分数随着应变的增加而增加。在特定的应变下,动态再结晶晶粒的体积分数随着应变速率的升高和变形温度的降低而减少。变形参数对合金变形组织的影响可以归结为:在动态再结晶结束之前,细小的再结晶晶粒随着应变速率的降低和变形温度的升高而增多。当动态再结晶完成之后,变形温度的升高以及变形速率降低均使再结晶晶粒长大。局部流变是热加工过程中发生流变失稳的原因。合金在高温变形过程中发生晶界滑移,变形机理为动态回复和不连续动态再结晶。根据热模拟的实验结果,确定最优的变形温度和应变速率,然后进行多步热变形,实验结果表明:随着变形道次增加,动态再结晶的程度增加。根据多步热变形的实验结果确定板材的轧制道次,进而制定最终的轧制工艺参数,最后,对板材进行组织观察、力学性能测试和变形行为分析。实验结果表明:74.7%变形量Ti-12Mo-3Nb合金原始板材和固溶处理后相结构为单一β相,组织为单一的等轴晶,合金原始板材中存在织构。显微硬度测试显示74.7%变形量原始板材的硬度值要高于固溶处理后的硬度值,拉伸性能测试显示固溶处理后74.7%变形量Ti-12Mo-3Nb合金板材塑性大大提升,断裂强度和屈服强度均下降,弹性模量相差不大。原始合金断口板材有解理台阶和河流花样以及少量的韧窝和撕裂棱,其室温拉伸断裂为准解理断裂,固溶处理后合金断口全为韧窝,固溶处理后合金的断裂为微孔聚集型韧性断裂。56.5%变形量板材固溶处理后的显微组织为单一的β等轴晶,相结构为单一的β相。在压缩变形过程中,变形量较小时,Ti-12Mo-3Nb合金以滑移的方式进行变形,没有孪生,随着变形量的增加,开始出现孪晶和α’’马氏体,最终以滑移、应力诱发α’’马氏体相变和孪生混合的方式进行变形。在弯曲变形过程中,位移量比较小时,Ti-12Mo-3Nb合金在变形过程中只有滑移,随着位移量增加,变形方式是滑移为主,同时伴有孪生。
朱程鹏[8]（2019）在《Ti-Nb-Mo-Sn形状记忆合金室温蠕变行为及对其相关性能的影响研究》文中研究指明新型β钛基形状记忆合金因其优异的力学相容性和生物相容性,作为生物植入材料具有广阔的应用前景。β钛合金作为一种承力的硬组织材料,在人体正常生命活动中长期承受恒定载荷或波动载荷等复杂应力作用。因此,室温蠕变是β钛合金临床应用不可回避的问题。深入研究β钛基形状记忆合金室温蠕变行为特性及变形机制,评估蠕变变形对合金力学性能和生物相容性的影响,对推进新型β钛合金进一步实用化具有重要意义。本文以β型Ti-7.5Nb-4Mo-2Sn形状记忆合金为研究对象,研究了该合金室温蠕变特性及其机制,探讨了蠕变变形对该合金弹性模量、超弹性能和生物相容性的影响;并通过快速时效热处理的方式对该合金显微组织进行了优化,提高了该合金抗室温蠕变能力。主要研究内容和结论如下:（1）研究了不同应力状态下Ti-7.5Nb-4Mo-2Sn合金室温蠕变特性及变形机制。研究发现,加载应力水平对该合金系的室温蠕变有着重要影响。当应力在低于诱发马氏体相变临界应力(σSIM)时,合金的蠕变现象不明显;当外加应力略高于σSIM时,合金表现出较大的蠕变变形量和蠕变变形速率;随着外加应力的进一步提高,其蠕变变形却有减小的趋势。动态载荷循环加载对合金室温蠕变初始阶段有明显影响,但对于整体寿命影响不大。蠕变过程中显微组织的分析结果表明,该合金系的室温蠕变是由孪生马氏体多米诺去孪主导和位错滑移协同作用共同导致的,孪生马氏体的数量决定了蠕变变形量的大小和蠕变变形的速率。（2）研究了室温蠕变行为对材料超弹性能、弹性模量及生物相容性的影响。研究发现,室温蠕变会导致材料的超弹性能下降,且其下降规律与蠕变时间呈现逻辑函数的关系;室温蠕变会导致材料的弹性模量上升,其上升规律与蠕变变形规律一致;进一步对蠕变后合金的生物相容性进行了评估,发现固溶态的Ti-7.5Nb-4Mo-2Sn合金具有优异的生物相容性,并且蠕变变形对其生物相容性不会产生明显影响。（3）通过对Ti-7.5Nb-4Mo-2Sn合金进行快速时效处理显着提高其抗蠕变性能。研究发现,在快速时效过程中固溶态合金析出了细小且弥散分布的α相,第二相的析出可阻碍加载过程中应力诱发马氏体相变,从而提高诱发马氏体相变的临界应力,显着改善了该合金抗蠕变能力。
李波[9]（2018）在《高强低弹医用钛合金Ti35Nb3Zr2Mo的组织与力学性能研究》文中研究指明钛及其合金的生物相容性和力学性能良好,在生物植入体的应用前景广阔,但对于人体,传统钛合金的弹性模量过高,其含有的铝和钒元素等对人体细胞具有一定的毒性。目前,β钛合金以其更低的杨氏模量得到了新型医用钛合金材料研究者的关注。本文通过球磨纯Ti粉与纳米金刚石粉或纯Ti粉TiO2粉、等离子烧结预制块体,再与其它原料一起在非自耗真空电弧炉中进行熔炼制备得到Ti35Nb3Zr2MoxC（x=0,0.1,0.2,0.3）与Ti35Nb3Zr2MoxO（x=0.1,0.2,0.3）合金材料。应用光学显微镜、射线衍射仪、扫描电镜和电子万能拉伸实验机对不同状态的钛合金组织特征、力学性能进行了分析。主要研究成果如下:Ti35Nb3Zr2MoxC（x=0,0.1,0.2,0.3）合金中,原位生成的TiC均匀的分布在基体钛合金中,在铸态钛合金材料中TiC呈条纹状分布,在锻打后的钛合金材料中呈颗粒状分布。C的引入使得基体组织得到明显细化,但力学性能变化不大。经480℃时效,钛合金强度有所升高,但经510℃及以上高温时效后其强度显着下降;时效使钛合金弹性模量明显增加,但仍在60GPa左右的较低水平。Ti35Nb3Zr2MoxO（x=0.1,0.2,0.3）合金经冷轧和高温时效后,在β相基体上析出细密针状α相,其强度和弹性模量均大幅度提升;随时效温度的提高,析出相粗化、含量减少,强度和弹性模量略有下降。少量氧元素的添加使α相析出温度升高、控制α相析出量,并具有固溶强化和细化基体组织和析出相的作用,使合金强度得到有效提升,而弹性模量仅少量增加。钛合金高温时效后具有较好的强度和弹性模量的搭配,Ti35Nb3Zr2Mo0.1O合金经450℃高温时效后具有最佳柔韧性能,其弹性模量约为68 GPa,线弹性达到1.50%。Ti-35Nb-3Zr-2Mo-0.1O合金性能优于现有的高强度和低弹性模量钛合金的高温时效后的弹性性能,综合性能优于目前医用上使用的纯钛和TC4,可以在医用领域开展使用。
张超超[10]（2017）在《纳米钛酸钾生物薄膜/β钛合金种植牙材料的制备及其抗菌性能研究》文中提出随着钛及钛合金金属种植牙材料的市场需求的增大以及高科技含量的牙种植体材料的开发,临床对该类种植牙材料的表面活性、耐蚀性和抗菌性等有了更高的要求。为了同时赋予钛及其合金作为种植牙材料所要求的表面功能特性,纳米化表面改性已经成为解决这一难点问题的行之有效的方法。本课题以自行设计的模量低、生物相容性好的Ti-Nb-Zr-Mo系医用β钛合金为基体材料,尝试采用阳极氧化和电化学法或水热合成法相结合的方式在钛合金表面原位制备纳米钛酸钾生物薄膜。结果表明:前者无法获得纳米钛酸钾生物薄膜,而是呈网孔状结构的氧化物膜,该薄膜依然呈生物惰性;后一种方式可以获得纳米钛酸钾生物薄膜,该薄膜由纳米鳞片状钛酸钾交错形成了网孔结构,其K、Ti、O的原子比为1:3.1:6.8,与K2Ti6O13中的K/Ti/O的原子比接近。通过模拟体液培养试验证明该纳米钛酸钾生物薄膜表面具有一定的生物活性。在不同pH的模拟体液中的电化学腐蚀实验结果表明纳米钛酸钾生物薄膜能有效地提高钛合金的耐蚀性。作为种植牙材料,为了赋予该生物薄膜表面具有抗菌功能,采用电化学沉积法在纳米钛酸钾生物薄膜载银。细菌培养实验的结果表明,纳米钛酸钾生物薄膜本身具备很好的抗菌性,而钛酸钾生物薄膜表面在较低浓度的AgNO3溶液中便可以沉积形成具有高抗菌活性的纳米银,其抑菌率接近或达到100%,并探讨了该材料的抗菌机理。载银纳米钛酸钾生物薄膜/β钛合金有望成为一种具有开发潜力的新型抗菌种植牙材料。
二、生物医用β-钛合金（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、生物医用β-钛合金（论文提纲范文）
（1）ω相析出对Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金力学性能与变形机理的影响（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 变量注释表 |
| 1 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 钛合金的分类 |
| 1.3 β钛合金 |
| 1.4 生物医用β钛合金 |
| 1.5 Ti-25Nb-3Zr-2Sn-3Mo合金研究现状 |
| 1.6 本实验研究内容 |
| 2 实验内容及方法 |
| 2.1 实验仪器及设备 |
| 2.2 实验材料 |
| 2.3 热处理 |
| 2.4 分析表征 |
| 3 固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的力学性能与组织演变 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 理论计算 |
| 3.3 固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的原始组织 |
| 3.4 固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的力学性能 |
| 3.5 固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金变形后的微观组织与变形机制 |
| 3.6 本章小结 |
| 4 ω相析出对固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的力学性能与变形机制的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 时效温度对于固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的影响 |
| 4.3 300℃时效对于固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金力学性能的影响 |
| 4.4 300℃时效对于固溶态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金变形机制的影响 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 ω相析出对热轧态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的力学性能与变形机制的影响 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 热轧态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的相组成 |
| 5.3 时效温度对于热轧态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的影响 |
| 5.4 200℃时效对于热轧态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金性能的影响 |
| 5.5 200℃时效后热轧态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的变形机制 |
| 5.6 不同原始态Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金的性能对比 |
| 5.7 本章小结 |
| 6 结论 |
| 参考文献 |
| 作者简历 |
| 学位论文数据集 |
（2）机械锤击与高温退火对β钛合金表面纳米化机理及性能影响研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 课题来源 |
| 1.2 选题背景 |
| 1.3 医用β钛合金概述 |
| 1.3.1 需求现状 |
| 1.3.2 存在的问题 |
| 1.4 医用钛及钛合金表面纳米化研究现状 |
| 1.4.1 表面纳米化的概念及分类 |
| 1.4.2 表面机械处理 |
| 1.4.3 表面纳米化对钛及钛合金性能的影响 |
| 1.5 高温退火对表面纳米化的影响 |
| 1.6 论文研究目的及主要研究内容 |
| 第二章 实验材料与方案 |
| 2.1 研究路线 |
| 2.2 实验材料及样品制备 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验样品制备 |
| 2.3 材料微观分析 |
| 2.3.1 XRD衍射分析 |
| 2.3.2 组织形貌观察 |
| 2.4 材料性能测试 |
| 2.4.1 显微硬度测量 |
| 2.4.2 摩擦磨损性能检测 |
| 2.4.3 电化学腐蚀实验 |
| 第三章 TB11 合金表面纳米晶制备及形成机理研究 |
| 3.1 表面纳米晶的微观结构表征 |
| 3.1.1 固溶态合金的金相组织 |
| 3.1.2 表面形貌分析 |
| 3.1.3 侧面形貌分析 |
| 3.1.4 物相分析和晶粒尺寸计算 |
| 3.2 TB11 合金表面纳米晶形成机理分析 |
| 3.2.1 机械锤击纳米结构演变 |
| 3.2.2 高温退火纳米结构演变 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 机械锤击与高温退火对TB11 合金力学性能及耐磨性的影响 |
| 4.1 显微硬度分析 |
| 4.1.1 锤击时间对硬度的影响 |
| 4.1.2 退火温度对硬度的影响 |
| 4.1.3 晶粒尺寸与硬度的关系 |
| 4.2 疲劳强度数值分析 |
| 4.2.1 模拟方法 |
| 4.2.2 模拟结果分析 |
| 4.3 耐磨性能分析 |
| 4.3.1 性能测试方法 |
| 4.3.2 锤击与退火对TB11 合金耐磨性的影响 |
| 4.3.3 销-盘磨损有限元仿真 |
| 4.3.4 耐磨性变化机理分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 TB11 合金表面纳米晶层耐腐蚀性能研究 |
| 5.1 TB11 合金在0.9%Na Cl和0.2%Na F溶液中电化学腐蚀行为 |
| 5.1.1 动电位极化曲线简介 |
| 5.1.2 不同腐蚀环境中极化曲线分析 |
| 5.1.3 不同退火温度的极化曲线分析 |
| 5.2 TB11 合金在在0.2%Na F溶液中腐蚀表面形貌分析 |
| 5.2.1 腐蚀表面形貌简介 |
| 5.2.2 不同锤击时间的表面形貌分析 |
| 5.2.3 不同退火温度的表面形貌分析 |
| 5.3 耐腐蚀性机理分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录1 攻读硕士学位期间发表的论文 |
| 附录2 攻读硕士学位期间参加的科研项目 |
（3）新型高强度低模量Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-（0，0.3，0.6）O合金冷形变及热处理的组织与性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 β钛合金的应用 |
| 1.2.1 在医用植入材料领域的应用 |
| 1.2.2 在航空航天用弹性材料领域的应用 |
| 1.3 新型低模量β钛合金的设计理念 |
| 1.3.1 三大电子参数 |
| 1.3.2 kβ稳定系数 |
| 1.4 β钛合金的塑性变形机制 |
| 1.4.1 位错滑移 |
| 1.4.3 应力诱发α″相 |
| 1.5 β钛合金的固态相变 |
| 1.5.1 时效ω相变 |
| 1.5.2 时效α相变 |
| 1.6 β钛合金的织构 |
| 1.6.1 形变织构 |
| 1.6.2 再结晶织构 |
| 1.7 O在新型低模量β钛合金中的作用 |
| 1.7.1 在冷加工中的作用 |
| 1.7.2 在热处理中的作用 |
| 1.7.3 对力学性能的影响 |
| 1.8 研究意义及研究内容 |
| 1.8.1 研究意义 |
| 1.8.2 研究内容 |
| 第二章 试验方法及低模量亚稳β钛合金成分的筛选与优化 |
| 2.1 高强度低模量β钛合金的设计方法 |
| 2.1.1 设计思路 |
| 2.1.2 合金元素的选择 |
| 2.1.3 合金成分的初步设计 |
| 2.2 钛合金熔炼和加工方法 |
| 2.2.1 熔炼与锻造 |
| 2.2.2 合金的加工和热处理工艺 |
| 2.3 钛合金的分析与测试方法 |
| 2.3.1 组织和结构表征 |
| 2.3.2 物相和织构表征 |
| 2.3.3 相变点表征 |
| 2.3.4 力学性能测试 |
| 2.4 所设计钛合金的成分优化 |
| 2.4.1 所设计合金的力学性能 |
| 2.4.2 合金的成分优化 |
| 2.4.3 性能优异合金的基本显微组织和性能 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 冷轧形变对Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-0.3O合金显微组织、织构演变及力学性能的影响 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 冷轧形变对TNZS-0.3O合金显微组织的影响 |
| 3.2.1 形变组织的光学显微分析 |
| 3.2.2 形变组织的XRD分析 |
| 3.3 TNZS-0.3O合金的塑性变形机制 |
| 3.4 冷形变对TNZS-0.3O合金织构的影响 |
| 3.5 冷轧形变率对TNZS-0.3O合金力学性能的影响 |
| 3.5.1 冷轧形变率对强度和塑性的影响 |
| 3.5.2 冷轧形变率对模量的影响 |
| 3.5.3 冷轧形变率对σ_(0.2)/E的影响 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 O含量变化对形变Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-xO(x=0,0.3,0.6)合金组织及性能的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 O含量变化对TNZS-xO(x=0,0.3,0.6)合金组织的影响 |
| 4.2.1 TNZS-xO合金的光学显微分析 |
| 4.2.2 TNZS-xO合金的XRD分析 |
| 4.3 TNZS-xO合金的塑性变形机制讨论 |
| 4.4 O含量变化对TNZS-xO合金形变织构的影响 |
| 4.5 不同形变率下TNZS-xO合金的力学性能 |
| 4.5.1 O含量变化对强度和塑性的影响 |
| 4.5.2 O含量变化对形变合金模量的影响 |
| 4.5.3 O含量变化对σ_(0.2)/E的影响 |
| 4.5.4 TNZS-xO合金形变组织和力学性能的关系 |
| 4.6 形变TNZS-xO合金的应用分析 |
| 4.7 本章小结 |
| 第五章 时效热处理对90%形变Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-(0,0.3,0.6)O合金组织及性能的影响 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 时效时间的确定 |
| 5.3 时效热处理对形变TNZS-xO合金组织的影响 |
| 5.3.1 时效热处理组织的光学显微分析 |
| 5.3.2 时效热处理组织的XRD分析 |
| 5.3.3 时效热处理组织的TEM和 SEM分析 |
| 5.3.4 TNZS-xO合金T_((α+β)/β)的确定 |
| 5.4 时效态合金的织构分析 |
| 5.5 时效热处理对形变TNZS-xO合金力学性能的影响 |
| 5.5.1 时效热处理对强度和塑性的影响 |
| 5.5.2 时效热处理对模量的影响 |
| 5.5.3 时效热处理对σ_(0.2)/E的影响 |
| 5.6 本章小结 |
| 第六章 高温热处理对90%形变Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-(0,0.3,0.6)O合金组织及性能的影响 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 高温热处理对形变TNZS-xO合金显微组织的影响 |
| 6.2.1 高温热处理组织的XRD分析 |
| 6.2.2 形变合金经T_((α+β)/β)热处理的TEM分析 |
| 6.3 高温热处理态TNZS-xO合金的织构分析 |
| 6.4 高温热处理对形变TNZS-xO合金力学性能的影响 |
| 6.4.1 高温热处理对强度和塑性的影响 |
| 6.4.2 高温热处理对模量的影响 |
| 6.4.3 高温热处理对σ_(0.2)/E的影响 |
| 6.4.4 宽温度范围热处理对形变TNZS-xO合金组织和性能影响的综合分析 |
| 6.5 经形变及热处理TNZS-xO合金的应用分析 |
| 6.6 本章小结 |
| 第七章 主要结论及创新点 |
| 7.1 主要结论 |
| 7.2 创新点 |
| 参考文献 |
| 学术成果及荣誉 |
| 致谢 |
（4）医用β钛合金的性能研究现状（论文提纲范文）
| 1 金属钛晶体学结构特点 |
| 2 医用β钛合金制备与加工工艺技术 |
| 2.1 真空电弧熔炼制备医用β钛合金 |
| 2.2 3D打印技术制备个性化医用β钛合金 |
| 2.3 其他制备医用β钛合金的新技术 |
| 2.4 医用β钛合金加工工艺技术 |
| 3 医用β钛合金的性能特点 |
| 3.1 医用β钛合金的力学性能特点 |
| 3.2 医用β钛合金的耐腐蚀降解性能 |
| 3.3 医用β钛合金的生物学性能特点 |
| 4 医用β钛合金在口腔医学领域应用存在的问题与展望 |
（5）基于调幅分解的低模量高强度Ti-Zr-Ta合金设计与显微组织和力学性能优化（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 生物医用钛合金 |
| 1.2.1 生物医用钛合金的发展进程 |
| 1.2.2 生物医用合金的应用及面临的问题 |
| 1.3 调幅分解 |
| 1.3.1 调幅分解的定义 |
| 1.3.2 调幅分解的发展过程 |
| 1.3.3 合金相图中的固溶度间隙和调幅分解区域 |
| 1.3.4 调幅强化 |
| 1.4 选题意义及主要研究内容 |
| 1.4.1 选题意义 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 第二章 实验方案与方法 |
| 2.1 实验方案 |
| 2.2 母合金的制备 |
| 2.3 热处理工艺相关参数 |
| 2.4 微观组织表征方法 |
| 2.5 力学性能表征 |
| 2.5.1 强度表征 |
| 2.5.2 硬度表征 |
| 2.5.3 弹性模量表征 |
| 2.6 本章小结 |
| 第三章 调幅分解型Ti-Zr-Ta合金成分设计及其显微组织与力学性能表征 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 合金成分设计 |
| 3.3 实验结果与分析 |
| 3.3.1 Ti-Zr-Ta合金显微组织表征 |
| 3.3.2 Ti-Zr-Ta合金力学性能表征 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 Ti-Zr-Ta合金在时效过程中显微组织演化及对其力学性能的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验结果分析 |
| 4.2.1 时效温度对Ti-Zr-Ta合金显微组织的影响规律 |
| 4.2.2 时效温度对Ti-Zr-Ta合金力学性能的影响规律 |
| 4.2.3 时效时间对Ti-Zr-Ta合金显微组织的影响规律 |
| 4.2.4 时效时间对Ti-Zr-Ta合金力学性能的影响规律 |
| 4.3 本章小结 |
| 第五章 Ti-Zr-Ta合金中调幅强化机理 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验结果分析 |
| 5.2.1 Ti-Zr-Ta合金中调幅波长和两相晶格常数差值的变化规律 |
| 5.2.2 Ti-Zr-Ta合金中波长和晶格常数差与力学性能之间的关系 |
| 5.3 本章小结 |
| 第六章 总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读硕士学位期间取得的研究成果 |
（6）Ti-25Nb-3Mo-3Zr-2Sn钛合金丝材热拉拔模拟及组织性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 课题背景及研究的目的意义 |
| 1.2 生物医用金属材料的性能要求 |
| 1.3 生物医用钛合金的发展历程 |
| 1.4 生物医用钛合金的研究现状 |
| 1.4.1 生物医用钛合金塑性成形技术 |
| 1.4.2 生物医用钛合金热处理工艺 |
| 1.4.3 生物医用钛合金的耐腐蚀性能 |
| 1.4.4 生物医用钛合金的马氏体相变 |
| 1.4.5 TLM合金研究现状 |
| 1.5 热拉拔过程有限元模拟研究 |
| 1.5.1 有限元法及DEFORM概述 |
| 1.5.2 拉拔工艺数值模拟研究现状 |
| 1.6 本文的主要研究内容 |
| 第2章 实验材料及方法 |
| 2.1 TLM合金丝材的制备及实验方案 |
| 2.1.1 丝材制备过程的数值模拟 |
| 2.1.2 丝材的制备 |
| 2.1.3 丝材的热处理方案 |
| 2.2 分析测试方法 |
| 2.2.1 X射线衍射(XRD)分析 |
| 2.2.2 扫描电镜(SEM)和能谱(EDS)分析 |
| 2.2.3 电子背散射衍射(EBSD)分析 |
| 2.2.4 透射电镜(TEM)分析 |
| 2.2.5 室温拉伸性能测试 |
| 2.2.6 室温压缩性能测试 |
| 第3章 热拉拔过程的有限元模拟 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 热拉拔模型的建立 |
| 3.2.1 基本假设 |
| 3.2.2 几何模型 |
| 3.2.3 边界条件 |
| 3.2.4 材料模型 |
| 3.3 单道次不同拉拔参数的数值仿真分析 |
| 3.3.1 不同应变量的仿真结果分析 |
| 3.3.2 不同摩擦系数的仿真结果分析 |
| 3.3.3 不同拉拔温度的仿真结果分析 |
| 3.3.4 不同模具温度的仿真结果分析 |
| 3.3.5 不同拉拔速度的仿真结果分析 |
| 3.3.6 不同半锥角的仿真结果分析 |
| 3.4 多道次的数值仿真分析 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 热拉拔态丝材组织性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 TLM合金热拉拔态显微组织分析 |
| 4.2.1 热拉拔态XRD分析 |
| 4.2.2 热拉拔态SEM分析 |
| 4.2.3 热拉拔态EBSD分析 |
| 4.2.4 热拉拔态TEM分析 |
| 4.3 TLM合金热拉拔态性能分析 |
| 4.3.1 热拉拔态力学性能分析 |
| 4.3.2 热拉拔态耐腐蚀性能分析 |
| 4.4 固溶处理对热拉拔态TLM合金显微组织的影响 |
| 4.4.1 固溶处理的XRD分析 |
| 4.4.2 固溶处理的SEM分析 |
| 4.4.3 固溶处理的EBSD分析 |
| 4.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（7）生物医用Ti-12Mo-3Nb合金变形行为的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 课题研究目的和意义 |
| 1.2 生物医用钛合金国内外研究现状 |
| 1.2.1 生物医用钛合金的发展过程 |
| 1.2.2 Ti-Mo基合金国内外研究进展 |
| 1.3 β型钛合金的热变形特点 |
| 1.4 β型钛合金的变形方式 |
| 1.5 课题主要研究内容 |
| 第2章 实验材料及方法 |
| 2.1 合金材料的制备 |
| 2.1.1 合金铸锭的制备 |
| 2.1.2 合金板材的轧制 |
| 2.1.3 板材的热处理 |
| 2.2 实验方案和分析测试方法 |
| 2.2.1 光学显微组织观察和分析 |
| 2.2.2 X射线衍射分析(XRD) |
| 2.2.3 合金高温变形热物理模拟实验 |
| 2.2.4 电子背散射衍射分析(EBSD) |
| 2.2.5 扫描电子显微镜分析(SEM) |
| 2.2.6 Ti-12Mo-3Nb合金室温拉伸实验 |
| 2.2.7 Ti-12Mo-3Nb合金室温压缩实验 |
| 2.2.8 Ti-12Mo-3Nb合金三点抗弯性能测试 |
| 第3章 Ti-12Mo-3Nb合金高温变形行为的研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 Ti-12Mo-3Nb合金铸态显微组织表征 |
| 3.3 变形参数对Ti-12Mo-3Nb合金流变应力的影响 |
| 3.3.1 变形温度对Ti-12Mo-3Nb合金流变应力的影响 |
| 3.3.2 变形速率对Ti-12Mo-3Nb合金流变应力的影响 |
| 3.3.3 Ti-12Mo-3Nb合金热激活能的计算 |
| 3.3.4 Ti-12Mo-3Nb合金本构方程的建立 |
| 3.4 热加工图的绘制 |
| 3.5 DRX体积分数的动力学模型 |
| 3.6 Ti-12Mo-3Nb合金热变形组织表征和机理分析 |
| 3.6.1 变形参数对Ti-12Mo-3Nb合金变形组织的影响 |
| 3.6.2 Ti-12Mo-3Nb合金变形组织的EBSD表征 |
| 3.6.3 Ti-12Mo-3Nb合金高温变形机理分析 |
| 3.7 本章小结 |
| 第4章 Ti-12Mo-3Nb合金板材制备及组织性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 多道次热变形对Ti-12Mo-3Nb合金显微组织的影响 |
| 4.3 板材的轧制工艺 |
| 4.4 74.7%变形量合金板材组织性能和变形行为研究 |
| 4.4.1 合金板材显微组织观察和相分析 |
| 4.4.2 合金原始板材变形组织的EBSD表征 |
| 4.4.3 合金板材显微硬度和拉伸性能测试 |
| 4.4.4 合金板材拉伸断口分析 |
| 4.5 56.5%变形量合金板材组织性能和变形行为研究 |
| 4.5.1 合金板材显微组织观察和相分析 |
| 4.5.2 压缩变形行为的研究 |
| 4.5.3 抗弯变形行为的研究 |
| 4.6 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（8）Ti-Nb-Mo-Sn形状记忆合金室温蠕变行为及对其相关性能的影响研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 生物医用钛合金 |
| 1.2.1 生物医用钛合金的研究进展 |
| 1.2.2 生物医用钛合金的应用及面临的问题 |
| 1.3 室温蠕变研究概述 |
| 1.3.1 室温蠕变现象及变形微观机制 |
| 1.3.2 室温蠕变的影响因素 |
| 1.3.3 植入体材料的蠕变行为 |
| 1.4 选题意义与研究内容 |
| 1.4.1 选题意义 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 第2章 实验方案与方法 |
| 2.1 实验方案 |
| 2.2 母合金的制备方法 |
| 2.3 微观组织表征方法 |
| 2.4 力学性能测试方法 |
| 2.4.1 静态蠕变测试方法 |
| 2.4.2 动态蠕变测试方法 |
| 2.4.3 弹性模量测试方法 |
| 2.5 合金生物活性评估方法 |
| 第3章 Ti-Nb-Mo-Sn形状记忆合金室温蠕变行为 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验结果与分析 |
| 3.2.1 Ti-Nb-Mo-Sn合金微观组织及力学性能 |
| 3.2.2 Ti-Nb-Mo-Sn合金在静态载荷下的蠕变行为 |
| 3.2.3 Ti-Nb-Mo-Sn合金在动态载荷下的蠕变行为 |
| 3.3 本章小结 |
| 第4章 Ti-Nb-Mo-Sn合金室温蠕变微观机制 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 试验结果与分析 |
| 4.2.1 蠕变过程中合金显微组织演化规律 |
| 4.2.2 Ti-Nb-Mo-Sn合金室温蠕变微观机制 |
| 4.3 本章小结 |
| 第5章 室温蠕变对Ti-Nb-Mo-Sn合金相关性能的影响 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验结果与分析 |
| 5.2.1 室温蠕变对Ti-Nb-Mo-Sn合金超弹性能影响规律 |
| 5.2.2 室温蠕变对Ti-Nb-Mo-Sn合金弹性模量影响规律 |
| 5.2.3 室温蠕变对Ti-Nb-Mo-Sn合金生物活性影响规律 |
| 5.3 本章小结 |
| 第6章 时效处理对Ti-Nb-Mo-Sn合金抗蠕变性能的影响 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 试验结果与分析 |
| 6.2.1 时效处理过程中显微组织及力学性能演变规律 |
| 6.2.2 快速时效处理后合金抗蠕变性能评估 |
| 6.2.3 快速时效处理后合金生物活性评估 |
| 6.3 本章小结 |
| 第7章 总结与展望 |
| 7.1 总结 |
| 7.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历及攻读硕士期间取得的科研成果 |
（9）高强低弹医用钛合金Ti35Nb3Zr2Mo的组织与力学性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 钛合金简介 |
| 1.2 新型生物医用β钛合金的发展应用 |
| 1.2.1 生物医用Ti-Ta合金发展状况 |
| 1.2.2 生物医用Ti-Nb-Zr合金发展状况 |
| 1.2.3 生物医用Ti-Cu合金发展状况 |
| 1.2.4 口腔用Ti-Zr合金发展状况 |
| 1.2.5 牙种植体用Ti-Nb系合金发展状况 |
| 1.3 β钛合金的相变原理 |
| 1.3.1 马氏体相变 |
| 1.3.2 ω相变 |
| 1.3.3 时效分解 |
| 1.4 合金的成分设计 |
| 1.4.1 d电子合金设计理论 |
| 1.4.2 β稳定化系数及Mo当量理论 |
| 1.4.3 平均价电子浓度理论 |
| 1.4.4 合金元素的影响 |
| 1.5 β钛合金的制备工艺 |
| 1.5.1 时效工艺 |
| 1.5.2 固溶冷变形工艺 |
| 1.6 本文的研究意义及主要内容 |
| 1.6.1 研究意义 |
| 1.6.2 本文研究内容 |
| 第二章 实验材料与方法 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验材料 |
| 2.2.1 原材料 |
| 2.2.2 材料预处理 |
| 2.2.3 试验仪器 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.4 材料制备 |
| 2.4.1 工艺流程 |
| 2.4.2 合金熔炼 |
| 2.4.3 锻打 |
| 2.4.4 冷轧工艺 |
| 2.5 热处理 |
| 2.5.1 热处理工艺 |
| 2.6 微观组织分析 |
| 2.6.1 组织观察 |
| 2.6.2 相结构分析 |
| 2.7 力学性能测试 |
| 2.8 断口分析 |
| 第三章 热处理对 Ti-35Nb-3Zr-2Mo 组织和力学性能的影响 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 热处理对Ti-35Nb-3Zr-2Mo合金组织与性能的影响 |
| 3.2.1 锻态显微组织和力学性能 |
| 3.2.2 固溶温度对合金组织与性能的影响 |
| 3.2.3 时效温度对合金组织与性能的影响 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 Ti-35Nb-3Zr-2Mo-xC(x=0.1,0.2,0.3)合金的组织和力学性能分析 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 结果与讨论 |
| 4.2.1 材料的微观结构 |
| 4.2.2 材料的XRD分析 |
| 4.2.3 材料的力学性能 |
| 4.3 Ti-35Nb-3Zr-2Mo-xC(x=0.1,0.2,0.3)合金的断口形貌 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 Ti-35Nb-3Zr-2Mo-xO(x=0.1,0.2,0.3)合金的组织与性能的分析 |
| 5.1 实验方案 |
| 5.2 添加不同含量的氧元素对合金组织与性能的影响 |
| 5.2.1 显微组织 |
| 5.2.2 力学性能 |
| 5.2.3 断口形貌 |
| 5.3 本章小结 |
| 第六章 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读学位期间的学术成果 |
（10）纳米钛酸钾生物薄膜/β钛合金种植牙材料的制备及其抗菌性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 医用金属植入体材料的发展及研究现状 |
| 1.3 钛及钛合金作为种植牙材料的国内外研究现状 |
| 1.3.1 种植牙材料的临床使用要求 |
| 1.3.2 医用钛及钛合金种植牙材料的表面改性研究 |
| 1.3.3 钛及钛合金表面生物活性涂层的研究 |
| 1.3.4 钛及钛合金表面耐蚀涂层的研究 |
| 1.3.5 钛及钛合金表面抗菌涂层的的研究 |
| 1.4 本课题研究的意义和主要研究内容 |
| 1.4.1 选题依据及意义 |
| 1.4.2 主要研究内容 |
| 第二章 实验材料、设备与方法 |
| 2.1 实验材料 |
| 2.1.1 医用β钛合金基体制备所用原料 |
| 2.1.2 医用β钛合金基体预处理所用试剂 |
| 2.1.3 阳极氧化法制备氧化钛纳米管所用试剂 |
| 2.1.4 制备纳米钛酸钾薄膜所用试剂 |
| 2.1.5 模拟体液培养试验所用试剂 |
| 2.1.6 电化学腐蚀试验所用化学试剂 |
| 2.1.7 纳米钛酸钾生物薄膜表面电化学沉积纳米银颗粒所用化学试剂 |
| 2.1.8 载银种植牙材料抑菌性评价用试剂 |
| 2.2 实验仪器及设备 |
| 2.2.1 制备医用β钛合金及其预处理所用仪器及设备 |
| 2.2.2 制备氧化钛纳米管所用仪器及设备 |
| 2.2.3 电化学法或水热合成法制备纳米钛酸钾生物薄膜所用仪器及设备. |
| 2.2.4 纳米钛酸钾生物薄膜的生物活性和耐蚀性评价所用仪器及设备 |
| 2.2.5 载银纳米钛酸钾生物薄膜的制备及其抗菌性评价所用仪器与设备. |
| 2.2.6 微结构观察与成分分析仪器与设备 |
| 2.3 实验思路和方法 |
| 2.3.1 医用β钛合金基体的制备及其预处理 |
| 2.3.2 氧化钛纳米管/医用β钛合金的制备 |
| 2.3.3 纳米钛酸钾生物薄膜的制备 |
| 2.3.4 纳米钛酸钾生物薄膜/β钛合金种植牙材料的性能评价 |
| 2.3.4.1 模拟体液培养实验 |
| 2.3.4.2 电化学腐蚀实验 |
| 2.3.5 载银纳米钛酸钾生物薄膜/β钛合金种植牙材料的制备 |
| 2.3.6 抑菌性能评价试验 |
| 第三章 氧化钛纳米管/医用β钛合金的制备及形成机理 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 β钛合金表面氧化钛纳米管阵列层的制备与表征 |
| 3.3 氧化钛纳米管在β钛合金上的生长机理探讨 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 纳米钛酸钾生物薄膜/β钛合金种植牙材料的制备及其性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 电化学法制备纳米钛酸钾生物薄膜及模拟体液培养 |
| 4.2.1 不同电化学工艺参数下所制备的薄膜形貌与成分分析 |
| 4.2.2 模拟体液培养的结果与分析 |
| 4.3 水热合成法制备纳米钛酸钾生物薄膜及模拟体液培养 |
| 4.3.1 不同水热合成工艺下所制备薄膜的微结构表征与分析 |
| 4.3.2 模拟体液培养结果与分析 |
| 4.4 纳米钛酸钾生物薄膜的电化学腐蚀 |
| 4.4.1 纳米钛酸钾生物薄膜在pH值为7.4的模拟体液中的耐蚀性 |
| 4.4.2 纳米钛酸钾生物薄膜在pH值为3的模拟体液中的耐蚀性 |
| 4.4.3 纳米钛酸钾生物薄膜在pH值为9的模拟体液中的耐蚀性 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 载银纳米钛酸钾生物薄膜及其抑菌性评价 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 载银纳米钛酸钾生物薄膜的制备与表征 |
| 5.2.1 载银纳米钛酸钾生物薄膜形貌表征与分析 |
| 5.2.2 载银纳米钛酸钾生物薄膜表面成分表征与分析 |
| 5.3 载银纳米钛酸钾生物薄膜抑菌性评价 |
| 5.3.1 载银纳米钛酸钾生物薄膜的细菌培养结果与分析 |
| 5.3.2 载银纳米钛酸钾生物薄膜的抗菌机理分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间取得的科研成果 |
| 致谢 |
四、生物医用β-钛合金（论文参考文献）
- [1]ω相析出对Ti-Nb-Zr-Mo-Sn合金力学性能与变形机理的影响[D]. 吴宜谨. 中国矿业大学, 2021
- [2]机械锤击与高温退火对β钛合金表面纳米化机理及性能影响研究[D]. 蒋拓. 武汉科技大学, 2021(01)
- [3]新型高强度低模量Ti-32.5Nb-6.8Zr-2.7Sn-（0，0.3，0.6）O合金冷形变及热处理的组织与性能研究[D]. 蓝春波. 东南大学, 2020
- [4]医用β钛合金的性能研究现状[J]. 刘建国,周宏博. 口腔医学研究, 2020(06)
- [5]基于调幅分解的低模量高强度Ti-Zr-Ta合金设计与显微组织和力学性能优化[D]. 易琼华. 湘潭大学, 2020(02)
- [6]Ti-25Nb-3Mo-3Zr-2Sn钛合金丝材热拉拔模拟及组织性能研究[D]. 宇文鑫. 哈尔滨工业大学, 2020(01)
- [7]生物医用Ti-12Mo-3Nb合金变形行为的研究[D]. 吴淑宁. 哈尔滨工业大学, 2020(02)
- [8]Ti-Nb-Mo-Sn形状记忆合金室温蠕变行为及对其相关性能的影响研究[D]. 朱程鹏. 湘潭大学, 2019(02)
- [9]高强低弹医用钛合金Ti35Nb3Zr2Mo的组织与力学性能研究[D]. 李波. 上海交通大学, 2018(07)
- [10]纳米钛酸钾生物薄膜/β钛合金种植牙材料的制备及其抗菌性能研究[D]. 张超超. 河北工业大学, 2017(02)