一、新的人体用β型钛合金的设计及其机械性能和细胞毒性（论文文献综述）
刘龙[1]（2021）在《Ti-13Nb-13Zr基表面多孔复合材料的制备与性能研究》文中进行了进一步梳理医用Ti-13Nb-13Zr合金不仅拥有高强度、低弹性模量、良好抗磨耐腐蚀性能,而且还兼备无毒性元素且良好生物相容性等优点,在临床医学领域上得到了广泛地应用。但该合金存在天然惰性,植入后与人骨组织之间难以形成稳定的骨性结合,缺乏对骨缺损组织的骨整合能力及主动修复功能,生物活性差。将Ti-13Nb-13Zr合金多孔化可以显着降低合金弹性模量和减少“应力-屏蔽”现象发生的同时,还有利于生物组织在孔隙结构上粘附、增殖和爬行等行为,提高了合金的生物活性。但也存在着强度急剧下降的问题,限制了其应用范围。基于上述存在的问题,本论文从梯度功能材料设计思想出发,将Ti-13Nb-13Zr合金“梯度功能化”,设计出中间致密Ti-13Nb-13Zr合金、表面多孔Ti-13Nb-13Zr/HA复合材料“梯度”结构材料。通过保持中间致密Ti-13Nb-13Zr合金良好的力学性能,高孔隙率表面多孔层在降低材料弹性模量的同时,所添加的HA陶瓷还能增强材料的生物活性。为此,利用放电等离子烧结技术（SPS）制备出Ti-13Nb-13Zr基表面多孔复合材料,并研究了烧结温度和HA陶瓷添加量对复合材料的微观组织结构、界面结合情况、孔隙特征及力学性能、电化学腐蚀性能和体外矿化性能的影响规律。获得了以下结论:利用SPS制备出中间致密、表面多孔Ti-13Nb-13Zr合金。合金基体主要由α-Ti相和β-Ti相组成。随烧结温度的升高,中间基体相对致密度从89.0%提高至95.5%,晶粒开始细化,组织连续均匀分布,中间基体与表面多孔层界面结合稳定,表面多孔层孔隙率及平均孔径降低,而合金抗压强度和弹性模量值呈上升趋势。优化出的烧结温度为1150℃,在该温度下,合金组织均匀,界面变得“模糊”且形成良好无过渡层的冶金结合,具有良好的力学相容性（抗压强度值:893 MPa、弹性模量值:16.0 GPa）。优化温度1150℃下,制备出的Ti-13Nb-13Zr基表面多孔复合材料表面多孔层主要由α-Ti相、β-Ti相、HA及少量的反应产物金属-陶瓷相（Ca3（PO4）2、Ca Zr O3、Ca O、TixPy、Ti2O）组成。HA含量的增加会抑制α-Ti向β-Ti的转变,同时金属-陶瓷相也增多,表面孔隙率从34.7%提高到55.2%,平均孔径从340.9μm增大至503.2μm,抗压强度从893 MPa下降至650 MPa。在HA添加量在0-5 wt.%范围之间,抗压强度变化不明显,在821 MPa到893 MPa范围之间,而HA含量高于5 wt.%时,烧结质量恶化,界面出现裂纹缺陷,孔隙连通情况严重且孔壁变薄,“梯度”结构完整性遭到破坏,力学性能急剧下降。Ti-13Nb-13Zr基表面多孔复合材料在模拟人工体液（SBF溶液）中的耐腐蚀性能随HA添加量的增加而逐渐降低,适量的HA含量（0-5 wt.%）并不会显着降低材料耐腐蚀性能。在模拟人工体液（SBF溶液）体外矿化实验中,Ti-13Nb-13Zr基表面多孔复合材料随HA添加量的增加,诱导类骨磷灰石形成能力而逐渐增强。本论文所设计的中间致密Ti-13Nb-13Zr合金、表面多孔Ti-13Nb-13Zr/HA复合材料“梯度”结构材料,在烧结温度1150℃,HA添加量为5 wt.%时,不但能获得较高的力学相容性:抗压强度821 MPa,弹性模量15.1 GPa;适合骨组织细胞长入所需的孔隙参数:平均孔隙率47.5%,平均孔径400.1μm;而且还具备优异的类骨磷灰石形成能力。满足材料植入人体条件,在临床医学上具有一定的应用价值。
雷雨涛[2]（2020）在《HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的制备与性能研究》文中认为β型Ti-24Nb-4Zr合金具有比强度高、弹性模量低、耐磨耐蚀性好、无毒性元素且生物相容好等优异的综合性能,成为替代传统生物医用钛合金的理想材料之一。但是钛及钛合金是一种生物惰性材料,表面无生物活性,植入人体后难以与机体组织形成强有力的化学骨性结合,长期使用会产生松动现象,容易导致植入失败。羟基磷灰石（HA）是人骨中无机物的主要成分,具有良好的生物活性和骨传导性。但羟基磷灰石是脆性陶瓷材料,力学性能较差,难以作为承载骨植入物使用。因此,为了赋予Ti-Nb-Zr基β型钛合金一定的生物活性,国内外学者开始以钛合金为基,羟基磷灰石陶瓷为活性增强相,制备出一系列钛基生物复合材料,使其同时具有优异的力学性能和高生物活性。本文利用放电等离子烧结技术制备了HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料,并对烧结后的复合材料进行了退火处理以改善其塑韧性,研究不同HA含量（0%、1%、3%、5%、7%、9%）以及不同退火温度（750℃、800℃、850℃）对复合材料微观组织、力学性能、耐腐蚀性能及体外生物活性的影响及机理。得出的主要结论如下:经SPS烧结后,HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料主要由β-Ti相、α-Ti相和HA组成;随着HA含量的增加,材料中针状α-Ti相增多而β-Ti相减少;在HA含量高于5wt.%后,复合材料中出现了少量由HA与合金元素反应形成的陶瓷相（Ca Ti O3、Ti5P3、Ti2O）,材料表面出现大量缺陷。HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料具有较高的致密度（97%～99%）。随着HA含量的增加,复合材料的抗压强度和屈服强度下降明显,弹性模量小幅提高,由于HA含量增加会导致α-Ti相增多而β-Ti相减少且复合材料致密度降低,因此过高的HA含量会大幅降低复合材料的力学性能,由于HA脆性陶瓷相的作用,HA含量的增加还会导致复合材料的塑韧性大幅降低。5HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料经不同温度的退火处理后,组织均匀性和力学性能都得到明显改善。复合材料在退火后,β相晶粒尺寸变小,组织中出现了初生α相和次生α相;随着退火温度的升高,复合材料中的β相晶粒显着增大,针状次生α相减少,晶界处的初生α相减少;与烧结态相比,退火后复合材料的抗压强度和弹性模量呈现先升高后降低的趋势,而塑韧性呈现先降低后提高的趋势;随着HA含量的增加,由于复合材料中α-Ti相和孔隙的增加,复合材料在模拟人工体液中的腐蚀电位降低,腐蚀电流密度升高,复合材料的耐腐蚀性能随着HA含量的增加而降低。在HA含量低于5wt.%时,复合材料在阳极有较宽的钝化区域,具有良好的耐腐蚀性。退火处理后的5HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料与烧结态相比开路电位提高和腐蚀电位提高,腐蚀电流密度降低,腐蚀性能略微提高,说明退火处理能够改善复合材料的腐蚀性能。复合材料在37℃的模拟人工体液中浸泡7天后,Ti-24Nb-4Zr合金表面仅出现少量颗粒状析出相,随着HA含量的增加,复合材料表面类骨磷灰石层越来越多,类骨磷灰石层在材料表面呈团簇状,集中分布在晶界和孔洞处。退火处理后的5HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料由于HA含量没有明显变化,在37℃模拟人工体液浸泡后表面类骨磷灰石层的形貌和含量较烧结态无明显变化,退火处理对复合材料的体外矿化性能无明显影响。综上所述,Ti-24Nb-4Zr合金在加入HA后,复合材料组织均匀性、力学性能、塑韧性和腐蚀性能均有一定程度的下降,复合材料的体外矿化性能大幅提高;在HA含量为5%时性能最佳。通过退火处理,使得5HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料的塑韧性和腐蚀性能得到改善;经过850℃退火处理5HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料具有优异的力学性能、腐蚀性能和体外矿化性能。
孙悦颖[3]（2020）在《低弹性模量合金组织及性能研究》文中提出由于钛、锆及其合金具有优异的生物相容性、较低的弹性模量、较高的比强度、良好的耐腐蚀性等优点,而被作为人体植入器件大量应用于生物医疗领域。因此,开发和研究具有低弹性模量和良好生物相容性的医用合金具有非常大的潜在价值。结合目前生物医用合金的研究现状,本课题分别以Zr和Ti作为基体元素,通过添加不同含量的合金元素进行合金成分体系设计,采用X射线衍射仪、光学显微镜、扫描电镜,力学性能检测以及硬度测试对所设计的合金样品进行相结构、微观组织、断口形貌特征以及力学性能的检测与分析。通过成分优化以及工艺控制,制备出具有较低弹性模量的生物医用合金体系。通过非自耗真空电弧熔炼炉制备不同BN含量的ZrBN合金铸锭。结果表明:铸态ZrBN合金的相主要由α相和ZrB2组成,未检测到其他的相结构。随着BN含量的增加,合金中的ZrB2含量越来越多。除此之外,BN颗粒的添加对ZrBN合金的力学性能影响非常明显。当添加0.5wt.%的BN时,合金的抗压强度、屈服强度、弹性模量和塑性应变值达到最大值,为1311MPa、928MPa、31GPa以及16.71%;而后随着BN含量的增加,合金的抗压强度、屈服强度和压缩塑性随之出现大幅度降低。采用非自耗真空电弧熔炼炉制备不同Mo含量的Ti-xMo（x=10,15,20,25,30）二元合金铸锭。结果表明:铸态Ti-Mo二元合金的相结构主要由β相、α"相和ω相组成。随着Mo含量的增加,合金的相结构的组成亦随之发生转变,即为β（亚稳）+α"→β（亚稳）+ω→β;同时Ti-Mo合金的相变温度Tβ随着Mo含量的增加而降低,β相的稳定性逐渐增强。合金的屈服强度随着Mo含量的增加先增大后减小。当Ti-Mo二元合金中Mo含量为10wt.%时,合金的屈服强度达到最大值441MPa,合金的弹性模量最高为34GPa。采用非自耗真空电弧熔炼炉制备Ti-10Mo二元合金铸锭。将铸态的Ti-10Mo合金加热至950℃后保温30min,而后通过不同的冷却方式冷却至室温;随后对合金进行相同条件的时效处理;时效处理条件为600℃下保温120min后空冷至室温。结果表明:随着冷却方式的改变,合金中β相的转变产物亦随之发生变化。随着冷却速率的逐渐降低,合金的最大抗压强度和压缩应变均随之增加。当随炉缓慢冷却至室温时,合金的抗压强度值为1417MPa,弹性模量为34GPa。采用非自耗真空电弧熔炼炉制备Ti-15Mo合金铸锭,并在室温条件下对Ti-15Mo合金铸锭进行轧制变形加工。随着变形量的增加,合金的抗压强度和屈服强度均随之增加。合金的变形量为42%时,抗压强度和屈服强度分别为1599MPa以及164MPa;当变形量增加到61%时,抗压强度和屈服强度分别为2719MPa以及223MPa,弹性模量为 20GPa。
宇文鑫[4]（2020）在《Ti-25Nb-3Mo-3Zr-2Sn钛合金丝材热拉拔模拟及组织性能研究》文中提出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。
柯尊瑜[5]（2020）在《真空电弧熔炼医用Ti-13Nb-13Zr-xCu合金组织及性能研究》文中提出β型Ti-13Nb-13Zr合金以其优异的力学性能和优良的生物相容性而被用作人体硬组织替代或者修复材料,但是钛合金本身不具有抗菌性能,在植入人体后因术后感染易给患者造成二次伤害,影响植入体的使用效果和使用寿命。通过合金化的方法在Ti-13Nb-13Zr合金中加入抗菌性元素Cu,可赋予其长效抗菌性。因此,本论文采用真空电弧熔炼技术和固溶处理相结合的方法制备了Ti-13Nb-13Zr-xCu合金,针对不同Cu含量（4、7、10和13 wt%）对合金的微观组织演变、力学行为、抗腐蚀行为以及体外抗菌性的影响及其机理进行了研究,取得的主要研究成果如下:Cu元素加入至Ti-13Nb-13Zr合金中,改变了合金的微观组织结构。XRD分析可知,Ti-13Nb-13Zr-xCu合金主要由α-Ti、β-Ti、Ti2Cu、CuZr和Cu10Zr7相组成,随着Cu含量的增加,β-Ti逐渐减少,α-Ti和析出产物(Ti2Cu、CuZr和Cu10Zr7)增多,即Cu含量的增加促进了α-Ti相的形成。当合金加入4wt.%Cu时,合金中析出产物呈现出椭圆状或者不规则的条状,相互之间没有连接,均匀的分布于基体合金上;随着Cu含量的增加,析出产物逐渐长大、变宽,并且互相连接成一片;当Cu含量达到10%,析出产物的呈网状分布。Cu元素和Zr元素主要分布于网状枝晶组织上,以CuZr、Cu10Zr7和Ti2Cu相的形式存在。Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的力学实验结果表明,随着Cu含量的增加,合金的屈服强度（806～955 MPa）和抗压强度（1132～1481 MPa）相比于Ti-13Nb-13Zr合金均有明显的升高,当Cu含量达到10wt.%,屈服强度和抗压强度均达到较高值,分别为857 MPa和1360MPa。合金塑性随着Cu元素的增加而减低,合金的断裂方式从塑性断裂转变为准解理断裂;合金的弹性模量随着Cu含量的增加,而呈现出先减小后增加的趋势,其中Ti-13Nb-13Zr-4Cu、Ti-13Nb-13Zr-7Cu和Ti-13Nb-13Zr-10Cu合金具有较低的弹性模量（分别为64 GPa、59 GPa和66 GPa）,较Ti-13Nb-13Zr合金的弹性模量（79 GPa）分别降低了19%、25%和17%;Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的表面硬度因固溶强化以及CuZr、Cu10Zr7和Ti2Cu等第二相的析出强化了合金基体而得到了提高（320～331 Hv）,其中Ti-13Nb-13Zr-7Cu合金的硬度最低。因此,当Cu加入量≥10wt.%时,Ti-13Nb-13Zr-xCu合金表现出较优异的力学性能。Ti-13Nb-13Zr-xCu合金在人工模拟体液SBF中进行了电化学腐蚀试验。电化学腐蚀结果表明,合金表面的Ti主要以TiO2或Ti2O3化合物的形式存在,Cu主要以CuO2或CuO化合物的形式存在,Nb主要以Nb2O5化合物的形式存在,这些氧化物在Ti-13Nb-13Zr-xCu合金表面形成的氧化膜提高了合金表面的耐腐蚀性性能,所以随着Cu含量的增加,合金的腐蚀电流密度先降低后升高,阻抗值先升高后减小,即合金的抗腐蚀性先升高后降低,其中Ti-13Nb-13Zr-7Cu和Ti-13Nb-13Zr-10Cu合金展现出优异的抗腐蚀性能。Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的体外抗菌试验结果表明,随着Cu元素的加入,合金对金黄色葡萄球菌和大肠杆菌的抗菌效果增加,当Cu加入量≥10 wt%,合金对两种细菌的抗菌率R≥99%,表明Ti-13Nb-13Zr-10Cu和Ti-13Nb-13Zr-13Cu表现出优异的抗菌性。综上所述,通过真空电弧熔炼与固溶处理相结合制备的Ti-13Nb-13Zr-xCu合金中Ti2Cu、CuZr和Cu10Zr7相等析出产物一定程度的强化了合金基体,并改善了合金抗腐蚀性和抗菌性,其中Ti-13Nb-13Zr-10Cu合金展现出较好的力学性能、优异的抗腐蚀性能和体外抗菌性。相关研究将为推动其临床应用提供理论支撑。
韩立影[6]（2019）在《激光快速成形用Ti-Fe基多元合金设计与组织性能》文中提出激光快速成形技术是依靠所构造的三维模型,通过材料的逐层激光熔覆沉积,制备高性能复杂结构致密金属零件的快速无模近形制造技术。利用该技术可实现医用种植体的个性化设计与制备。然而当前用于激光快速成形的生物医用钛合金均以传统的Ti-6Al-4V、Ti-6Al-7Nb等合金为主,该类合金的生物相容性、弹性模量等性能不理想。后续发展的β-Ti合金上述性能虽有改进,但其流动性差,无法满足激光快速成形工艺的实际要求。作为激光快速成形医用材料不仅要有优异的生物学和力学性能,还应满足激光快速成形工艺需求,这要求合金具有高的熔体与固态结构相容性,因此,应以共晶合金成分为优选原则之一。研究表明,Ti-Fe二元共晶合金具有优良的综合力学性能、生物相容性及成形性,但该合金弹性模量高,且成形过程中易产生Ti4Fe20氧化物,使合金的综合性能下降。针对以上问题,提出以Ti-Fe二元共晶基础团簇为构建基元,以无毒、低弹的Zr、Sn作为降弹元素,以无毒、高活性Y作为净化液相的元素,利用适用于非平衡凝固过程中合金成分设计模型—“团簇+连接原子”结构模型,基于原子间近程键合特征,设计了一系列Ti-Fe-Zr-Y、Ti-Fe-Sn-Y及Ti-Fe-Zr-Sn-Y医用合金,并利用激光快速成形技术制备了合金的成形体。对合金的组织、力学性能、成形性、耐蚀性及生物相容性进行了系统研究,得到的主要研究成果如下:（1）针对所设计的Ti-Fe-Zr-Y合金的研究表明,该合金体系均主要由β-Ti、TiFe及Zr2Fe相所组成。由于Y元素的净化作用,合金中没有Ti4Fe20氧化物生成。随着Zr含量的增加,合金组织依次由过共晶转变为共晶和亚共晶。当合金满足Ti22Fe10Zr2成分式时,获得了综合性能最佳的Ti64.52Fe29.32Zr5 86Y0.30共晶合金。与激光快速成形Ti70.5Fe29.5及商用Ti-6Al-4V合金相比,所研究的合金具有较高的硬度,较低的弹性模量,较好的摩擦磨损性能及压缩性能,其在Hank’s溶液中的耐蚀性也较好。其中,四元共晶合金的弹性模量（102 GPa）较激光快速成形Ti70.5Fe29 5合金降低了 32%,说明通过低弹元素的合金化可以有效降低Ti70.5Fe29.5合金的弹性模量,但降低的幅度是有限的,因此向合金中添加比Zr（68 GPa）弹性模量更低的Sn（50 GPa）元素。（2）所研究的Ti-Fe-Sn-Y合金主要由β-Ti、TiFe及Ti3Sn相所组成。随着Sn含量的增加,合金组织依次由过共晶转变为近共晶和亚共晶。其中,Ti70.38Fe24.92Sn4.40Y0.30近共晶合金具有最佳的综合性能,其性能同样优于激光快速成形Ti70.5Fe29.5及商用Ti-6Al-4V合金。但该合金弹性模量（101 GPa）的降低较Ti64.52Fe29.32Zr5.86Y0.30 比不显着,因此,有必要通过Zr、Sn元素复合合金化进一步降弹。（3）Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金主要由β-Ti、TiFe及Zr2Fe相所组成。从总体趋势看,Sn含量的增加,有利于合金从过共晶向亚共晶和共晶组织转变,而Zr含量影响比较复杂,缺乏规律性。极差分析结果表明,Ti64.51Fe26.40Zr5.MSn2.2.93Y0.30共晶合金的综合性能最佳,且Sn含量变化对合金性能的影响大于Zr含量变化的影响。五元共晶合金的性能较Ti64.52Fe29.32Zr5.86Y0.30 和 Ti70.38Fe24.92Sn4.40Y0.30 相比,除了稍差的成形性及相近的耐蚀性外,其具有最佳的压缩性能、摩擦磨损性能及生物相容性,此外,还具有最高的硬度、最低的弹性模量,其弹性模量较两种四元共晶合金相比降低了 24%。（4）利用“团簇+连接原子”结构模型设计了一系列满足激光快速成形工艺要求的医用钛合金,通过对合金组织及性能的分析,归纳出基于“团簇+连接原子”模型的合金化内在机制,即合金化元素在基础团簇式中合理的定位,取代团簇心部高弹模铁原子或团簇壳层位置的高弹模的钛原子,在实现组织遗传性的同时,通过调整相应共晶相的晶格常数、数量和尺寸,以及合金化元素低弹模本质,有效降低合金的弹性模量。为此在低弹性模量的合金成分设计的选材上要遵循以下选材原则:1)所选取的合金化元素应是无生物毒性的;2)应具有低弹性模量且与基体元素具有大的原子半径差;3)合金化元素不应使共晶组成相失稳,以使合金具有良好的组织遗传性和稳定性;4)对高亲氧性的钛合金,应适当添加一定化学配比的脱氧剂。在遵循上述选材原则的基础上,同时提出了如下设计准则:1)对二元合金的共晶成分点进行局域结构解析,构建基本的“团簇+连接原子”结构模型;2)根据合金化元素的性质与作用确定所添加元素具体是进入何种团簇结构,起到使对应的相稳定或失稳的作用;3)依据合金化组元与基体元素间的混合焓大小、团簇的密堆性原则及合金化组元的电子结构特性对合金化元素进行合理的定位,定位时要遵循以下原则:与基体元素具有负混合焓的组元,占据团簇心部位置;与基体元素具有正混合焓的组元,占据连接位置;与基体元素性质相似的组元可替代基体。
郭博[7]（2019）在《α-(Nb1-xAgx)5Si3的第一性原理计算及其生物学性能研究》文中研究说明本文采用基于密度泛函理论的第一性原理计算,系统研究了合金元素Ag的加入对α-Nb5Si3结构稳定性、机械性能和热力学性质的影响。形成焓计算表明,α-(Nb1-xAgx)5Si3化合物都是热力学稳定的,Ag原子更倾向于替代Nb4c位置而不是Nb16l位置。随着Ag含量的增加,α-(Nb1-xAgx)5Si3化合物的弹性模量和理论维氏硬度降低,但根据Pugh定律（B/G）、泊松比、柯西压力、Peierls力和应力应变响应的结果,它们的韧性得到了提升。用不同的各向异性指数和普适各向异性因子来表征α-(Nb1-xAgx)5Si3化合物的弹性各向异性,结果表明Ag的加入使α-(Nb1-xAgx)5Si3化合物的弹性各向异性略有提高。Ag合金化使α-(Nb1-xAgx)5Si3化合物沿c轴和a轴方向的线型热膨胀系数（LCTE）增大,但是热膨胀各向异性减小。态密度和差分电荷密度图的分析表明,韧性改善的原因主要是合金元素Ag的加入降低了Nb-Si共价键的强度。基于计算结果,我们利用双阴极等离子溅射技术在钛合金表面制备了α-Nb5Si3、α-(Nb0.95Ag0.05)5Si3和α-(Nb0.9Ag0.1)5Si3三种涂层。XRD测试表明,三种涂层的相组成都为单一的α-Nb5Si3相。涂层横截面SEM表明涂层表面组织致密均匀,没有发现裂纹、孔洞等任何缺陷,涂层与基体之间的结合紧密,涂层厚度均为1215μm。TEM分析表明所制备α-(Nb1-xAgx)5Si3（x=0,0.05,0.1）纳米晶涂层都由晶粒尺寸在纳米级的球形晶粒组成。采用电化学测试方法研究了三种涂层及基体在模拟体液Ringer’s溶液中不同浸泡时间条件下的耐腐蚀性能。电化学实验分析结果表明:在模拟人体体液中,所制备的三种涂层的耐腐蚀性能较Ti-6Al-4V有显着的提高,且随着浸泡时间的延长他们的耐腐蚀性能基本保持不变。抗菌实验结果表明,基体和α-Nb5Si3涂层都没有抗菌性能,细菌都能正常的生长繁殖,Ag合金化后的α-(Nb1-xAgx)5Si3涂层对细菌生长有良好的抑制作用,24h后杀菌率几乎都能达到100%。生物相容性的研究表明,三种纳米晶涂层在Hank’s溶液中浸泡15天后,涂层表面有絮状磷灰石层形成,这有利于提高涂层材料在生物活体中骨整合性能。细胞毒性的测试结果显示出α-(Nb0.9Ag0.1)5Si3涂层对细胞生长有轻微的抑制作用,但三种涂层都无细胞毒性。因此我们制备的α-(Nb1-xAgx)5Si3涂层有良好机械性能、抗菌性能和生物相容性,且对人体细胞无毒性,能够在改善人体移植钛合金材料缺陷方面提供良好的帮助。
费阳[8]（2019）在《热变形和热处理工艺对Ti-3Zr-xO合金的组织与性能影响研究》文中研究说明种植牙用的钛合金主要为α型钛合金,α型钛合金具有高的塑韧性、耐蚀性以及生物相容性,但其强度一般较低易过早失效,且其产品半径较大会压迫牙床。本文以α型低Zr的Ti-3Zr合金为基础,采用真空非自耗熔炼的方式在合金中掺入微量的氧元素（x=0、0.05、0.10、0.15、0.20、0.25、0.30和0.40 wt.%）,辅之以适当的热塑性变形来强化合金,通过氧含量、热变形工艺和后续热处理工艺的调控来进一步改善合金的综合理化性能;利用差示扫描量热仪（DSC）、光学显微镜（OM）、X射线衍射仪（XRD）、扫描电子显微镜（SEM）、透射电子显微镜（TEM）、电子背散射衍射仪（EBSD）、万能试验机以及电化学工作站分别讨论了不同氧含量、热变形工艺和热处理工艺对合金的相变温度、晶体结构、微观组织、力学性能以及耐蚀性能的影响,从而找出最优性能下的氧含量、热变形工艺和热处理工艺。随着氧含量的增加,Ti-3Zr-x O合金的相变温度（Tβ）逐渐上升,室温物相均为密排六方的α相;室温显微组织先由魏氏体组织转变成网篮状组织后又形成双态组织最后形成等轴状组织,魏氏组织的片层厚度和等轴组织的晶粒大小都随氧含量的升高而减小;合金的强度因受氧元素引起的固溶强化和细晶强化的综合影响而明显增加,塑性则整体上呈下降趋势;Ti-3Zr-0.25O合金中出现了很多纳米尺度的孪晶,孪晶可以储存和容纳位错从而起到很好的增韧效果,因此该成分的合金在保证高强度的同时还较好的塑性,具有最佳的综合力学性能。Ti-3Zr-0.25O合金在800℃850℃进行塑性变形时会发生充分的动态再结晶,形成均匀细小的等轴晶粒,此时合金的强度和塑性都较高,并具有良好的耐蚀性能。随着热轧温度的上升,等轴晶粒的尺寸明显长大,在900℃时合金中开始形成片状组织,在950℃以上形成新的{10`11}织构,1000℃时显微组织全部转变为片状魏氏组织,在此温度范围内合金的力学性能随温度升高明显下降。在800℃下对Ti-3Zr-0.25O合金进行不同变形量的热轧变形,随着轧制变形量的增加,合金的显微组织由大小不一且沿着变形方向被拉长的晶粒转变为均匀细小的等轴晶粒,这主要是在较高的塑性变形量下合金发生了充分的动态再结晶导致的;受细晶强化的影响,合金的强度逐渐增加,塑性逐步增加但在90%变形量下有所降低,这主要是90%变形量下的合金二类孪晶界数量显着降低,纳米孪晶增韧机制削弱导致的;合金的耐蚀性随着变形量的增加而增加,这可能与晶粒细化导致单位晶界面积杂质浓度减少有关。热轧态的Ti-3Zr-0.25O合金在经过850℃再次退火后水冷的试样由于应力集中的释放和组织更加均匀,使得强度跟热轧态试样相当,塑性显着提高;而850℃再次退火后空冷的样品强度和塑性均有所下降;850℃退火后水冷的试样耐蚀性能高于热轧态合金,空冷样品的耐蚀性有所降低可能是由于出现针状析出相所致。通过以上的研究及讨论,初步得出了低Zr含量的Ti-3Zr合金的最佳掺氧量为0.25 wt.%,此氧含量下的合金在800℃下进行70%左右的热轧变形具有较好的综合力学性能,热轧态的合金经过850℃再次退火后水冷还可以显着提高塑性,这为该成分的合金在生物医用齿科材料上的应用提供了一定的理论基础。
王芬[9]（2018）在《医用β-TiNbZrX（X=In和Sn）合金的致密化机理与组织性能研究》文中指出鉴于优良的生物相容性、力学性能和耐蚀性等性能优势,钛合金被广泛用作医用植入材料。与粗晶合金相比,超细晶（本研究中晶粒尺寸小于3μm的晶粒称为超细晶）合金具有尺度与界面效应决定的高强度,以及高晶界表面能导致的优异生物相容性。尤其,粉末冶金法在制备超细晶钛合金方面具有显着优势。有鉴于此,本文以Ti28Nb2ZrX（X=In和Sn）合金为研究对象,以β-Ti同晶型元素Sn为参照,系统研究β-Ti共析型元素In对Ti28Nb2Zr医用β-Ti合金的机械合金化组织演变,放电等离子烧结（Spark Plasma Sintering,SPS）过程中的粉末致密化机理,以及烧结块体合金组织性能等的影响规律,并最终评价Ti28Nb2ZrX（X=In和Sn）医用β-Ti合金的电化学性能和生物相容性,研究结果对制备新型医用超细晶β-Ti合金具有重要的科学与工程意义。对Ti28Nb2Zr8Sn合金粉末物性的研究表明,球磨60 h后形成了单相β-Ti固溶体,其平均晶粒尺寸为0.3μm,晶体缺陷存储的能量为1437 J/mol,球磨粉末的平均颗粒尺寸为1214μm。烧结Ti28Nb2Zr8Sn块体β钛合金具有高角晶界的等轴晶与超细晶结构,晶粒尺寸为1.5-2.5μm;升温速率增大或保温时间减小,均导致块体Ti合金晶粒尺寸减小,进而导致强度升高;升温速率150℃/min、保温时间0 min时,块体Ti合金晶粒尺寸最小（1.770μm）,压缩强度最高（2675 MPa）,断裂应变最大（0.54）,这些性能参数满足用作人体承力部位植入件的医用材料要求。对Ti28Nb2ZrxIn（x=2、4、8和12）合金粉末物性的研究表明,球磨60h后形成了单相β-Ti固溶体,随着In含量增加,β-Ti合金粉末的物性参数均以x=8为临界点,在此临界点晶粒尺寸最低（10 nm）,其他物性参数最高:晶格常数3.3017?,放热焓1500J/mol,平均颗粒尺寸1088μm。这可能归因于β-Ti共析型元素In原子优先占据β-Ti晶胞的体心位置,在其含量为8 wt.%时占满体心,含量进一步增加In原子将占据格子点。对粉末致密化机理的研究表明,与球磨60h的Ti28Nb2Zr8Sn合金粉末相比,Ti28Nb2Zr8In合金粉末更高含量的晶体缺陷、更小的颗粒尺寸等物性参数,决定了更高的综合影响因子f值和更低的粘性流动激活能Q值,进而决定了在致密化过程中具有更高的相对密度。对Ti28Nb2ZrxIn（x=2、4、8和12）块体合金组织性能的研究表明,其具有高角晶界的等轴晶与超细晶结构,晶粒尺寸为1.3-1.5μm;随In含量增加,相同烧结条件下块体合金晶粒尺寸先减小后增大,其中Ti28Nb2Zr8In合金晶粒尺寸最小为1.318mm;相应的压缩力学性能先增加后降低,Ti28Nb2Zr8In合金屈服强度、断裂强度、断裂应变分别为1172 MPa、2647 MPa和0.56。尤其,与相同烧结条件下制备的Ti28Nb2Zr8Sn块体合金相比,Ti28Nb2Zr8In块体合金屈服强度稍低、但断裂强度和塑性应变更高,这归因于两种合金织构分布均匀性不同:由于In和Sn原子分别优先占据bccb-Ti的体心与格子点,因此In原子更有利于bccb-Ti易滑移面{110}的随机均匀分布,这导致变形过程中更有利于位错和滑移的增殖与运动,因而Ti28Nb2Zr8In块体合金断裂强度和塑性应变更高;反之,易滑移面{110}分布不均匀,导致变形过程中易滑移面{110}更容易被其他难滑移面阻碍,进而决定了Ti28Nb2Zr8Sn合金更高的屈服强度。对Ti28Nb2Zr8X（X=In和Sn）块体合金电化学腐蚀性能与生物相容性的研究表明,Ti28Nb2Zr8In和Ti28Nb2Zr8Sn合金在Hank’s模拟体液中的腐蚀电流密度分别为341nA/cm2和407 nA/cm2,低于在3.5%NaCl中的391 nA/cm2和540 nA/cm2,说明这两种合金更耐Hank’s模拟体液的腐蚀;同时,在Hank’s模拟体液中Ti28Nb2Zr8In（555300Ω·cm2）比Ti28Nb2Zr8Sn（293530Ω·cm2）合金具有更大的电荷传递电阻。以上结果表示,Ti28Nb2Zr8In合金具有更好的耐蚀性能。细胞粘附和细胞毒性测试均表明,Ti28Nb2Zr8In合金具有更优异的生物相容性,这归因于其更小晶粒尺寸导致的更大体积分数晶界。总之,本文研究结果表明,添加元素类型In和Sn对医用超细晶β-Ti合金微观组织、织构演化、力学性能、生物相容性等综合性能影响显着,为新型医用β-Ti合金成分设计、组织性能调控提供了有益的参考和借鉴。
林继兴[10]（2017）在《新型血管支架用β型Ti-Ta-Hf-Zr合金设计及组织、性能研究》文中研究指明由于钛及其合金具有高的比强度,优异的耐腐蚀性、生物相容性和较低的弹性模量,是生物医用材料研究的热点。生物钛合金除了应用于整形外科、牙科之外,作为心血管支架材料的研究也逐步受到重视。目前,常用的支架材料有金属材料和高分子材料两种,相对高分子材料而言,金属支架性能更加稳定,可以提供更好的支撑强度。316L SS不锈钢是球囊扩张式支架最常用的材料之一,Ni-Ti合金也广泛用作自展式支架材料,然而,它们都含有金属Ni,这会引发局部免疫反应和炎症。因此,亟需一种既能满足支架所需的力学性能、又是生物相容性好的新型材料。本文基于d电子合金设计、平均价电子浓度（e/a）、钼当量（Moeq）等理论设计方法,设计制备出新型血管支架用β型Ti-37Ta-26Hf-13Zr,Ti-40Ta-22Hf-11.7Zr和Ti-45Ta-18.4Hf-10Zr（wt.%）三组性能优异且生物相容性好的合金,并采用光学显微镜、共聚焦显微镜、X射线衍射仪、扫描电镜、透射电镜、显微硬度计、电子万能试验机、电化学工作站、X射线光电子能谱仪等系统分析了铸态合金组织、机械性能、耐腐蚀性能及生物相容性,并采用热处理、热机械成型等方式优化了组织与性能。本文的主要研究工作与结论如下:1、设计的三组Ti-Ta-Hf-Zr铸态合金具有较高的强度（压缩屈服强度,抗拉强度和拉伸屈服强度）、弹性容许应变和显微硬度。优异的机械性能基本满足自扩张支架应用的性能要求。高屈服强度与高弹性容许应变相结合为设计更薄壁厚支架提供了更大可能,以减小金属支架中再狭窄率,但合金的延伸率有待提高。2、固溶时效处理时,随着时效时间的延长Ti-40Ta-22Hf-11.7Zr合金组织变化为:β+ωath→β→β+α"→β+α"+α→β+α+ωiso,合金的强度、硬度随着时效时间的延长而提高,塑性降低。固溶态时,合金显示出优异的压缩性能,压缩屈服强度约为1018 MPa,压缩应变为70%时,仍未压裂。OCP的结果显示,Ti-40Ta-22Hf-11.7Zr在铸态时耐腐蚀性能优于cp-Ti和Ti6Al4V。耐腐蚀性能优异是由于合金表面形成Ti O2、Ta2O5、Hf O2、Zr O2和Zr2O3等钝化膜。3、较低形变量热轧时（20%、60%）,Ti-40Ta-22Hf-11.7Zr合金产生应力诱发马氏体α"组织,较大形变量（80%、90%）热轧时,发生动态再结晶,晶粒显着细化,晶粒尺寸由固溶态时的335.3μm降为12.4μm左右。由于位错、细晶强化等因素影响,合金的力学性能较铸态、固溶态有一定的提升。经过再次固溶处理后,组织经历再结晶及晶粒长大的过程,此时强度、硬度、杨氏模量稍有降低,但延伸率、弹性容许应变得到较大的提升。当形变量为90%时,综合性能最优,此时,显微硬度:347.3±8.0 HV,抗拉强度:1272.4±37.6 MPa,屈服强度:1231.8±33.5 MPa,延伸率:9.69±0.26%,杨氏模量:62.9±2.1 Gpa。尤其是弹性容许应变达到1.96±0.05%,媲美以弹性容许应变着称的块状金属玻璃（BMG）。此时,合金的耐腐蚀性能最好,Ecorr,icorr,CR分别为-0.318±0.013V,0.32±0.08μA/cm2及2.79±0.70μm/y r。4、SaOS2成骨细胞试验表明,本文设计的三组Ti-Ta-Hf-Zr合金皆具有良好的生物相容性。本研究也进一步证实Hf的生物相容性与Ti,Zr和Ta接近。
二、新的人体用β型钛合金的设计及其机械性能和细胞毒性（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、新的人体用β型钛合金的设计及其机械性能和细胞毒性（论文提纲范文）
（1）Ti-13Nb-13Zr基表面多孔复合材料的制备与性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 生物医用钛及钛合金 |
| 1.1.1 生物医用钛及钛合金的发展现状及趋势 |
| 1.1.2 生物医用钛及钛合金存在的问题 |
| 1.1.3 Ti-13Nb-13Zr合金的研究现状 |
| 1.2 医用多孔钛基生物复合材料的研究现状 |
| 1.2.1 医用多孔钛及钛合金 |
| 1.2.2 钛基/HA复合材料 |
| 1.2.3 多孔结构钛基/HA复合材料 |
| 1.3 多孔梯度材料的特点及研究现状 |
| 1.4 课题研究意义及内容 |
| 1.4.1 课题研究意义 |
| 1.4.2 课题研究内容 |
| 第二章 实验过程与方法 |
| 2.1 材料制备 |
| 2.1.1 实验原料 |
| 2.1.2 制备过程 |
| 2.2 材料表征方法 |
| 2.2.1 致密度的测定 |
| 2.2.2 微观组织演变 |
| 2.2.3 孔隙特征、界面分析 |
| 2.2.4 力学性能测试 |
| 2.2.5 电化学腐蚀性能表征 |
| 2.2.6 体外矿化性能分析 |
| 第三章 烧结温度对Ti-13Nb-13Zr基表面多孔合金组织和力学性能的影响 |
| 3.1 烧结温度对表面多孔合金微观组织结构的影响 |
| 3.1.1 烧结温度对表面多孔合金致密度的影响 |
| 3.1.2 烧结温度对表面多孔合金相组成的影响 |
| 3.1.3 烧结温度对表面多孔合金组织演变的影响 |
| 3.1.4 烧结温度对表面多孔合金界面结合的影响 |
| 3.2 烧结温度对表面多孔合金多孔层孔隙特征的影响 |
| 3.2.1 烧结温度对表面多孔合金孔隙参数的影响 |
| 3.2.2 烧结温度对表面多孔合金孔骨架及孔壁的影响 |
| 3.2.3 造孔剂含量对孔隙特征的影响 |
| 3.3 烧结温度对表面多孔合金力学性能的影响 |
| 3.3.1 力学性能 |
| 3.3.2 压缩断裂行为与力学增强机制 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 HA含量对Ti-13Nb-13Zr基表面多孔梯度复合材料组织和性能的影响 |
| 4.1 HA含量对表面多孔复合材料微观组织的影响 |
| 4.1.1 不同HA含量的试探性烧结 |
| 4.1.2 HA含量对表面多孔复合材料相组成的影响 |
| 4.1.3 HA含量对表面多孔复合材料微观结构的影响 |
| 4.1.4 HA含量对表面多孔复合材料界面结合的影响 |
| 4.2 HA含量对表面多孔复合材料孔隙特征的影响 |
| 4.2.1 HA含量对表面多孔复合材料孔隙参数的影响 |
| 4.2.2 HA含量对表面多孔复合材料孔骨架及孔壁的影响 |
| 4.3 HA含量对表面多孔复合材料力学性能的影响 |
| 4.3.1 HA含量对表面多孔复合材料表面多孔层力学性能的影响 |
| 4.3.2 HA含量对表面多孔复合材料力学性能的影响 |
| 4.4 HA含量对表面多孔复合材料电化学腐蚀性能的影响 |
| 4.4.1 开路电位 |
| 4.4.2 动电位极化曲线 |
| 4.4.3 电化学交流阻抗谱 |
| 4.5 HA含量对体外矿化性能的影响及机制 |
| 4.5.1 HA对表面多孔复合材料矿化性能的影响 |
| 4.5.2 表面多孔复合材料矿化机理 |
| 4.6 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录 攻读硕士期间发表论文目录 |
（2）HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的制备与性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 生物医用钛合金材料研究和应用 |
| 1.1.1 生物医用钛合金发展及应用现状 |
| 1.1.2 生物医用Ti-Nb-Zr系合金研究现状 |
| 1.1.3 生物医用Ti-Nb-Zr合金存在的问题 |
| 1.2 钛基羟基磷灰石活性陶瓷复合材料的研究现状 |
| 1.2.1 羟基磷灰石生物活性陶瓷的生物活性和骨传导性 |
| 1.2.2 钛基羟基磷灰石涂层复合材料研究现状 |
| 1.2.3 HA/Ti生物复合材料的研究进展 |
| 1.2.4 HA/Ti-Nb-Zr生物复合材料研究现状 |
| 1.2.5 放电等离子烧结制备技术 |
| 1.3 钛合金及其复合材料的热处理工艺 |
| 1.4 课题研究的意义及主要研究内容 |
| 1.4.1 课题研究的意义 |
| 1.4.2 课题主要研究内容 |
| 第二章 实验材料与方法 |
| 2.1 HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料的制备 |
| 2.1.1 实验原材料 |
| 2.1.2 复合材料的烧结 |
| 2.2 HA/Ti-24Nb-4Zr复合材料的退火工艺 |
| 2.3 HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料组织及性能的分析测试方法 |
| 2.3.1 复合材料的致密度的测定 |
| 2.3.2 复合材料的微观组织和结构 |
| 2.3.3 复合材料的力学性能表征 |
| 2.3.4 复合材料的腐蚀性能表征 |
| 2.3.5 复合材料的体外生物活性表征 |
| 第三章 HA含量对HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的组织演变与力学性能的影响 |
| 3.1 烧结温度对Ti-24Nb-4Zr合金显微组织及力学性能的影响 |
| 3.1.1 烧结温度对Ti-24Nb-4Zr合金相对微观组织的影响 |
| 3.1.2 烧结温度对Ti-24Nb-4Zr合金力学性能的影响 |
| 3.2 HA含量对HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料组织与性能的影响 |
| 3.2.1 HA含量对复合材料相对致密度的影响 |
| 3.2.2 HA含量对复合材料微观组织的影响 |
| 3.2.3 HA含量对复合材料力学性能的影响 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 退火温度对5HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料组织演变及性能的影响 |
| 4.1 退火温度对5HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料微观组织的影响 |
| 4.2 退火温度对5HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料力学性能的影响 |
| 4.3 本章小结 |
| 第五章 HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料体外电化学腐蚀及矿化性能 |
| 5.1 HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的体外电化学腐蚀性能 |
| 5.1.1 HA含量和退火处理对复合材料电化学腐蚀性能的影响 |
| 5.1.2 HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的腐蚀机理 |
| 5.2 HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的体外生物活性 |
| 5.2.1 HA含量和退火处理对复合材料体外矿化性能的影响 |
| 5.2.2 HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的矿化机理 |
| 5.3 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 攻读硕士期间发表论文目录 |
（3）低弹性模量合金组织及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 选题背景及意义 |
| 1.2 钛及锆合金的发展 |
| 1.2.1 钛合金简介 |
| 1.2.2 钛合金分类 |
| 1.2.3 锆合金简介 |
| 1.3 钛合金的熔炼与变形加工工艺 |
| 1.3.1 钛合金的熔炼 |
| 1.3.2 钛合金的变形加工工艺 |
| 1.4 钛合金的相变和微观组织特征 |
| 1.4.1 钛合金的相变 |
| 1.4.2 钛合金的微观组织特征 |
| 1.5 钛合金的强韧化 |
| 1.6 钛合金与锆合金的应用 |
| 1.6.1 航空航天工业 |
| 1.6.2 舰船上的应用 |
| 1.6.3 医疗领域应用 |
| 1.6.4 核工业领域 |
| 1.7 研究内容 |
| 第2章 合金的制备、表征及性能测试方法 |
| 2.1 钛、锆基合金的制备方法 |
| 2.2 变形方法及工艺 |
| 2.3 合金的热处理设备和方法 |
| 2.4 合金的相结构和微观组织测试 |
| 2.4.1 物相分析 |
| 2.4.2 合金的金相组织观察 |
| 2.4.3 SEM观察 |
| 2.5 力学性能的测试 |
| 2.5.1 压缩实验测试 |
| 2.5.2 维氏硬度测试 |
| 第3章 铸态ZrBN合金的显微组织和力学性能 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验方法 |
| 3.3 铸态ZrBN合金的显微组织与力学性能分析 |
| 3.3.1 物相分析 |
| 3.3.2 微观组织形貌 |
| 3.3.3 力学性能 |
| 3.3.4 断口形貌 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 铸态Ti-Mo合金的显微组织和力学性能 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 合金元素的选择 |
| 4.3 实验材料与方法 |
| 4.4 铸态Ti-Mo合金的显微组织与力学性能分析 |
| 4.4.1 物相分析 |
| 4.4.2 微观组织形貌 |
| 4.4.3 力学性能 |
| 4.4.4 断口形貌 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 固溶时效对Ti-10Mo合金相组成和力学性能的影响 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料与分析 |
| 5.3 不同的冷却方式对Ti-10Mo合金的相组成和力学性能的影响 |
| 5.3.1 物相分析 |
| 5.3.2 力学性能分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第6章 变形量对Ti-15Mo合金相组成和力学性能的影响 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 实验材料与方法 |
| 6.3 不同变形量Ti-15Mo合金的相组成和力学性能 |
| 6.3.1 物相分析 |
| 6.3.2 力学性能分析 |
| 6.4 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间取得的科研成果 |
| 致谢 |
（4）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 |
（5）真空电弧熔炼医用Ti-13Nb-13Zr-xCu合金组织及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 生物医用材料的概述 |
| 1.2.1 生物医用材料的定义及分类 |
| 1.2.2 生物医用材料的基本要求 |
| 1.3 生物医用钛及钛合金的发展现状及存在的主要问题 |
| 1.4 改善钛合金抗菌性的研究现状 |
| 1.4.1 改善钛及钛合金抗菌性的表面改性研究 |
| 1.4.2 改善钛及钛合金抗菌性的合金化研究 |
| 1.5 真空电弧熔炼技术及发展现状 |
| 1.6 钛合金的热处理工艺 |
| 1.7 课题的研究目的及主要研究内容 |
| 1.7.1 课题的研究目的 |
| 1.7.2 课题的主要研究内容 |
| 第二章 实验方法与过程 |
| 2.1 课题的研究目的及主要研究内容 |
| 2.2 实验用仪器设备 |
| 2.3 Ti-13Nb-13Zr-xCu生物钛合金的制备 |
| 2.3.1 原始材料的纯度与成分配比 |
| 2.3.2 Ti-13Nb-13Zr-xCu生物钛合金的熔炼与热处理 |
| 2.4 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的物相分析及组织表征 |
| 2.4.1 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的物相分析 |
| 2.4.2 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的微观组织表征 |
| 2.5 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金力学性能与腐蚀性能的测试与表征 |
| 2.5.1 压缩性能测试与分析 |
| 2.5.2 弹性模量测试与分析 |
| 2.5.3 表面硬度测试与分析 |
| 2.6 腐蚀性能测试与分析 |
| 2.7 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的体外抗菌性测试与表征 |
| 2.7.1 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金离子析出测试及表面状态分析 |
| 2.7.2 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金大肠杆菌和金黄色葡萄球菌的抗菌性测试 |
| 第三章 Cu含量对Ti-13Nb-13Zr-xCu合金微观组织的影响 |
| 3.1 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金物相组成 |
| 3.2 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的微观组织演变 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 Cu含量对Ti-13Nb-13Zr-xCu合金力学性能的影响 |
| 4.1 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的抗压强度和屈服强度 |
| 4.2 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的弹性模量 |
| 4.3 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的硬度 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 Cu含量对Ti-13Nb-13Zr-xCu合金腐蚀性能和体外抗菌性的影响 |
| 5.1 Cu含量对Ti-13Nb-13Zr-xCu合金腐蚀性能的影响 |
| 5.1.1 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的开路电位 |
| 5.1.2 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的极化曲线 |
| 5.1.3 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金的交流阻抗 |
| 5.1.4 Ti-13Nb-13Zr-xCu合金表面状态分析 |
| 5.2 Cu含量对Ti-13Nb-13Zr-xCu合金体外抗菌性的影响 |
| 5.3 本章小结 |
| 第六章 结论与展望 |
| 6.1 本文结论 |
| 6.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录 A 硕士期间发表的论文 |
（6）激光快速成形用Ti-Fe基多元合金设计与组织性能（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 主要符号表 |
| 1 绪论 |
| 1.1 激光快速成形技术概述 |
| 1.1.1 激光快速成形技术的原理及特点 |
| 1.1.2 激光快速成形技术及软硬件发展 |
| 1.1.3 激光快速成形技术在生物医学中的应用 |
| 1.2 生物医用钛合金 |
| 1.2.1 生物医用钛合金的研究及发展过程 |
| 1.2.2 生物医用钛合金性能要求 |
| 1.2.3 生物医用钛合金激光快速成形 |
| 1.3 生物医用钛合金的设计方法 |
| 1.3.1 d电子合金设计理论 |
| 1.3.2 第一性原理 |
| 1.3.3 Mo当量法 |
| 1.3.4 “团簇+连接原子”结构模型 |
| 1.4 本文立题依据和研究内容 |
| 2 激光快速成形生物医用钛合金的成分设计 |
| 2.1 合金体系的选择 |
| 2.2 合金成分设计 |
| 2.3 本章小节 |
| 3 实验材料与方法 |
| 3.1 实验材料 |
| 3.2 激光快速成形实验 |
| 3.3 相及显微组织分析 |
| 3.4 显微硬度实验 |
| 3.5 压缩实验 |
| 3.6 弹性模量实验 |
| 3.7 摩擦磨损实验 |
| 3.8 耐蚀性实验 |
| 3.9 粗糙度实验 |
| 3.10 密度实验 |
| 3.11 合金成形体的生物相容性研究 |
| 3.11.1 合金在模拟体液中诱导磷灰石沉积实验 |
| 3.11.2 合金的生物安全性—细胞毒性实验 |
| 3.11.3 成纤维细胞在合金表面贴附及增殖实验 |
| 4 Ti-Fe-Zr-Y合金组织及性能 |
| 4.1 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的相及显微组织分析 |
| 4.2 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的力学性能 |
| 4.3 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的摩擦磨损性能 |
| 4.4 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的耐蚀性 |
| 4.5 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的表面粗糙度和密度 |
| 4.5.1 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的表面粗糙度 |
| 4.5.2 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的密度 |
| 4.6 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的生物相容性研究 |
| 4.6.1 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体在模拟体液中诱导磷灰石沉积的研究 |
| 4.6.2 Ti-Fe-Zr-Y合金成形体的生物安全性-细胞毒性研究 |
| 4.6.3 Ti-Fe-Zr-Y合金对成纤维细胞贴附及增殖的影响 |
| 4.7 本章小结 |
| 5 Ti-Fe-Sn-Y合金组织及性能 |
| 5.1 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的相及显微组织分析 |
| 5.2 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的力学性能 |
| 5.3 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的摩擦磨损性能 |
| 5.4 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的耐蚀性 |
| 5.5 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的表面粗糙度和密度 |
| 5.5.1 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的表面粗糙度 |
| 5.5.2 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的密度 |
| 5.6 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的生物相容性研究 |
| 5.6.1 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体在模拟体液中诱导磷灰石沉积的研究 |
| 5.6.2 Ti-Fe-Sn-Y合金成形体的生物安全性-细胞毒性研究 |
| 5.6.3 Ti-Fe-Sn-Y合金对成纤维细胞贴附及增殖的影响 |
| 5.7 本章小结 |
| 6 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金的组织及性能分析 |
| 6.1 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的相及显微组织 |
| 6.2 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的力学性能 |
| 6.3 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的摩擦磨损性能 |
| 6.4 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的耐蚀性 |
| 6.5 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的表面粗糙度及密度 |
| 6.5.1 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的表面粗糙度 |
| 6.5.2 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的密度 |
| 6.6 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的生物相容性研究 |
| 6.6.1 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体在模拟体液中诱导磷灰石沉积的研究 |
| 6.6.2 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金成形体的生物安全性-细胞毒性研究 |
| 6.6.3 Ti-Fe-Zr-Sn-Y合金对成纤维细胞贴附及增殖的影响 |
| 6.7 极差分析的综合评分及R法计算 |
| 6.8 本章小结 |
| 7 Ti-Fe基多元合金成分设计准则及性能形成规律 |
| 7.1 基于“团簇+连接原子”结构模型进行合金成分设计的合理性 |
| 7.2 力学性能 |
| 7.3 摩擦磨损性能 |
| 7.4 耐蚀性 |
| 7.5 生物相容性 |
| 7.6 基于团簇模型的合金化内在机制、选材及设计准则 |
| 8 结论与展望 |
| 8.1 结论 |
| 8.2 创新点 |
| 8.3 展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间科研项目及科研成果 |
| 致谢 |
| 作者简介 |
（7）α-(Nb1-xAgx)5Si3的第一性原理计算及其生物学性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 医用钛合金 |
| 1.2.1 医用钛合金的发展 |
| 1.2.2 医用钛合金的应用 |
| 1.2.3 医用钛合金存在的问题 |
| 1.2.4 医用钛合金的改进 |
| 1.3 双阴极等离子溅射表面改性技术 |
| 1.4 选材依据 |
| 1.4.1 Nb-Si系材料介绍 |
| 1.4.2 合金元素Ag的作用 |
| 1.5 理论研究方法 |
| 1.5.1 第一性原理简介及在材料研究中的应用 |
| 1.5.2 多粒子体系的薛定谔方程 |
| 1.5.3 密度泛函理论 |
| 1.5.4 理论研究进展 |
| 1.6 课题来源 |
| 1.7 研究内容 |
| 1.8 技术路线 |
| 第二章 实验材料及方法 |
| 2.1 实验材料 |
| 2.1.1 基体材料 |
| 2.1.2 靶材制备 |
| 2.2 实验设备及涂层制备工艺 |
| 2.3 微观组织分析以及力学性能测试 |
| 2.3.1 物相分析 |
| 2.3.2 横截面形貌及成分 |
| 2.3.3 纳米压入测试 |
| 2.4 电化学及钝化膜测试 |
| 2.4.1 电化学测试 |
| 2.4.2 钝化膜成分分析 |
| 2.5抗菌实验 |
| 2.5.1 细菌培养 |
| 2.5.2 平板计数法抗菌实验 |
| 2.6生物相容性实验 |
| 2.6.1 接触角测试 |
| 2.6.2 细胞毒性测试 |
| 2.6.3 成骨性能测试 |
| 第三章 Ag合金化对α-Nb_5Si_3结构和性能的第一性原理研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 计算模型和参数 |
| 3.3 计算结果与讨论 |
| 3.3.1 Ag原子的位置偏好 |
| 3.3.2 机械性能 |
| 3.3.3 电子特性 |
| 3.3.4 热膨胀各向异性 |
| 3.3.5 声速各向异性和德拜温度 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 Ag合金化α-(Nb_(1-x)Ag_x)_5Si_3涂层的组织与性能分析 |
| 4.1 本章提要 |
| 4.2 涂层的物相组成以及组织结构分析 |
| 4.2.1 涂层的X射线衍射分析(XRD) |
| 4.2.2 涂层截面的SEM及 EDS分析 |
| 4.2.3 涂层的TEM分析 |
| 4.3 涂层纳米压入测试分析 |
| 4.4 涂层的耐腐蚀性能研究 |
| 4.4.1 开路电位(OCP)测试 |
| 4.4.2 动电位极化曲线(Potentiodynamic polarization)测试 |
| 4.4.3 电化学阻抗谱(EIS)测试 |
| 4.4.4 钝化膜成分XPS分析 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 Ag合金化α-(Nb_(1-x)Ag_x)_5Si_3涂层的抗菌性能研究 |
| 5.1 本章提要 |
| 5.2 平板计数法抗菌实验 |
| 5.3 细菌表面形貌观察 |
| 5.4 抗菌机理探究 |
| 5.5 本章小结 |
| 第六章 Ag合金化α-(Nb_(1-x)Ag_x)_5Si_3涂层的生物相容性研究 |
| 6.1 本章提要 |
| 6.2 接触角测试 |
| 6.3 成骨性能测试 |
| 6.3.1 表面形貌观察(SEM) |
| 6.3.2 XRD分析 |
| 6.3.3 TEM分析 |
| 6.3.4 红外光谱分析 |
| 6.4 细胞毒性测试 |
| 6.5 本章小结 |
| 第七章 全文总结 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 在校期间的研究成果及发表的学术论文 |
（8）热变形和热处理工艺对Ti-3Zr-xO合金的组织与性能影响研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 生物医用材料 |
| 1.1.1 生物医用材料的分类 |
| 1.1.2 生物医用金属材料的应用与发展 |
| 1.2 钛及钛合金概述 |
| 1.2.1 钛及钛合金的基本性质 |
| 1.2.2 钛合金中的添加元素 |
| 1.2.3 钛合金的显微组织特征 |
| 1.2.4 生物医用钛合金研究进展 |
| 1.3 钛合金变形加工工艺 |
| 1.3.1 钛合金变形加工的分类 |
| 1.3.2 变形温度对钛合金组织与性能的影响 |
| 1.3.3 变形量对钛合金组织与性能的影响 |
| 1.4 钛合金热处理工艺 |
| 1.4.1 固溶处理 |
| 1.4.2 时效处理 |
| 1.4.3 退火处理 |
| 1.4.4 化学热处理 |
| 1.5 本课题研究的意义和内容 |
| 1.5.1 研究意义 |
| 1.5.2 研究内容 |
| 第二章 Ti-3Zr-xO合金的制备、表征及性能测试方法 |
| 2.1 实验样品制备 |
| 2.2 实验方案 |
| 2.3 表征及测试分析方法 |
| 2.3.1 相变点测试 |
| 2.3.2 物相结构分析 |
| 2.3.3 光学显微组织观察 |
| 2.3.4 扫描电镜观察 |
| 2.3.5 透射电镜观察 |
| 2.3.6 电子背散射衍射观察 |
| 2.3.7 合金的力学性能测试 |
| 2.3.8 合金的耐蚀性能测试 |
| 2.4 实验耗材和设备 |
| 2.4.1 实验耗材 |
| 2.4.2 样品制备设备 |
| 2.4.3 测试分析设备 |
| 第三章 微量氧含量对Ti-3Zr合金微观组织与性能的影响 |
| 3.1 合金实际成分与元素均匀性分析 |
| 3.2 Ti-3Zr-x O合金相变温度的测定 |
| 3.3 Ti-3Zr-x O合金物相分析 |
| 3.4 Ti-3Zr-x O合金的金相组织观察 |
| 3.5 Ti-3Zr-x O合金的机械性能 |
| 3.5.1 拉伸性能分析 |
| 3.5.2 塑性突变合金亚结构观察与分析 |
| 3.5.3 显微硬度分析 |
| 3.5.4 断口形貌分析 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 热轧温度对Ti-3Zr-0.25O合金的微观组织与性能的影响 |
| 4.1 Ti-3Zr-0.25O合金热轧温度的选择 |
| 4.1.1 热力学相图法 |
| 4.1.2 DSC升温曲线法 |
| 4.2 不同温度热轧的Ti-3Zr-0.25O合金物相分析 |
| 4.3 不同温度热轧的Ti-3Zr-0.25O合金金相组织观察 |
| 4.4 不同温度热轧的Ti-3Zr-0.25O合金力学性能 |
| 4.4.1 拉伸性能分析 |
| 4.4.2 显微硬度分析 |
| 4.4.3 断口形貌分析 |
| 4.5 不同温度热轧的Ti-3Zr-0.25O合金耐蚀性分析 |
| 4.5.1 电化学测试 |
| 4.5.2 腐蚀失重测试 |
| 4.6 本章小结 |
| 第五章 热轧变形量对Ti-3Zr-0.25O合金的微观组织与性能影响 |
| 5.1 不同热轧变形量的Ti-3Zr-0.25O合金物相分析 |
| 5.2 不同热轧变形量的Ti-3Zr-0.25O合金金相组织观察 |
| 5.3 不同热轧变形量Ti-3Zr-0.25O合金的EBSD分析 |
| 5.3.1 晶粒形貌和尺寸大小 |
| 5.3.2 取向差角分布 |
| 5.3.3 织构变化 |
| 5.4 不同热轧变形量Ti-3Zr-0.25O合金的力学性能 |
| 5.4.1 拉伸性能测试与分析 |
| 5.4.2 显微硬度分析 |
| 5.4.3 断口形貌分析 |
| 5.5 不同热轧变形量下Ti-3Zr-0.25O合金的耐蚀性能 |
| 5.5.1 电化学测试 |
| 5.5.2 腐蚀失重测试 |
| 5.6 本章小结 |
| 第六章 热处理对热轧态Ti-3Zr-0.25O合金的组织与性能的影响 |
| 6.1 热处理后的热轧态Ti-3Zr-0.25O合金物相分析 |
| 6.2 不同热处理工艺下的金相显微组织 |
| 6.3 热轧态Ti-3Zr-0.25O合金在不同热处理工艺下的力学性能 |
| 6.3.1 拉伸性能测试与分析 |
| 6.3.2 断口形貌 |
| 6.4 热轧态Ti-3Zr-0.25O合金在不同热处理工艺下的耐蚀性能 |
| 6.5 本章小结 |
| 第七章 总结与展望 |
| 7.1 总结 |
| 7.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 研究生学习期间的成果及发表的学术论文 |
（9）医用β-TiNbZrX（X=In和Sn）合金的致密化机理与组织性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 医用金属材料 |
| 1.3 医用Ti合金研究进展 |
| 1.3.1 医用Ti合金发展历程 |
| 1.3.2 国外医用Ti合金研究进展 |
| 1.3.3 国内医用Ti合金研究进展 |
| 1.4 医用β-Ti合金制备方法 |
| 1.4.1 铸造法 |
| 1.4.2 粉末冶金法 |
| 1.4.3 3D打印技术 |
| 1.5 医用Ti合金物化性能 |
| 1.5.1 力学性能 |
| 1.5.2 生物相容性 |
| 1.5.3 耐腐蚀性和耐磨性 |
| 1.5.4 粉末致密化行为对材料性能的影响 |
| 1.6 论文选题背景和研究意义 |
| 1.7 主要研究内容 |
| 1.8 课题来源 |
| 第二章 医用β-Ti合金的试验方法 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 合金成分设计 |
| 2.2.1 生物化学相容性设计 |
| 2.2.2 生物力学相容性设计 |
| 2.3 制备方法 |
| 2.3.1 球磨制备合金粉末 |
| 2.3.2 放电等离子烧结法制备块状合金 |
| 2.4 试样表征方法 |
| 2.4.1 X射线衍射 |
| 2.4.2 DSC热物性 |
| 2.4.3 SEM扫描电镜 |
| 2.4.4 TEM透射电镜 |
| 2.4.5 密度分析 |
| 2.4.6 力学性能分析 |
| 2.4.7 粉末粒度分析 |
| 2.4.8 电化学腐蚀分析 |
| 2.4.9 细胞毒性分析 |
| 第三章 医用β-Ti28Nb2Zr8Sn合金的组织性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 β-Ti28Nb2Zr8Sn合金粉末的物性研究 |
| 3.2.1 相转变分析 |
| 3.2.2 颗粒尺寸分析 |
| 3.2.3 热物性分析 |
| 3.2.4 微观结构分析 |
| 3.3 β-Ti28Nb2Zr8Sn合金的组织性能研究 |
| 3.3.1 升温速率对组织性能的影响 |
| 3.3.2 保温时间对组织性能的影响 |
| 3.3.3 β-Ti28Nb2Zr8Sn合金的微观结构 |
| 3.4 β-Ti28Nb2Zr8Sn合金的性能优势 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 粉末物性对β-TiNbZrX(X=In和Sn)合金致密化机理的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 β-TiNbZrIn合金粉末的物性研究 |
| 4.2.1 相转变分析 |
| 4.2.2 颗粒尺寸分析 |
| 4.2.3 热物性分析 |
| 4.2.4 微观结构分析 |
| 4.2.5 致密化行为分析 |
| 4.3 In含量对β-TiNbZrIn合金粉末物性的影响 |
| 4.4 β-Ti28Nb2Zr8X(X=In和Sn)合金粉末的致密化机理 |
| 4.4.1 综合影响因子f的推导 |
| 4.4.2 粉末物性对Ti28Nb2Zr8X合金粉末致密化行为的影响 |
| 4.4.3 粘性流动激活能Q及综合影响因子f的计算 |
| 4.4.4 β-Ti28Nb2Zr8X(X=In和Sn)合金粉末致密化机理差异的原因 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 医用β-TiNbZrIn合金的组织性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 In含量对β-TiNbZrIn组织性能的影响 |
| 5.2.1 物相分析 |
| 5.2.2 显微组织分析 |
| 5.2.3 微观结构分析 |
| 5.2.4 力学性能分析 |
| 5.3 烧结温度对β-Ti28Nb2Zr8In合金组织性能的影响 |
| 5.3.1 物相分析 |
| 5.3.2 显微组织分析 |
| 5.3.3 力学性能分析 |
| 5.4 升温速率对β-Ti28Nb2Zr8In合金组织性能的影响 |
| 5.4.1 物相分析 |
| 5.4.2 显微组织分析 |
| 5.4.3 力学性能分析 |
| 5.5 β-Ti28Nb2Zr8X(X=In和Sn)合金组织性能对比分析 |
| 5.5.1 物相分析 |
| 5.5.2 显微组织分析 |
| 5.5.3 力学性能分析 |
| 5.5.4 β-Ti28Nb2Zr8X(X=In和Sn)合金力学性能差异的原因 |
| 5.6 本章小结 |
| 第六章 医用β-Ti28Nb2Zr8X(X=In和Sn)合金电化学腐蚀性能与生物相容性分析 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 NaCl溶液中的电化学腐蚀性能分析 |
| 6.2.1 动电位极化曲线分析 |
| 6.2.2 动电位极化腐蚀形貌 |
| 6.3 Hank’s模拟体液中的电化学腐蚀性能分析 |
| 6.3.1 动电位极化曲线及腐蚀形貌分析 |
| 6.3.2 交流阻抗谱分析 |
| 6.4 生物相容性分析 |
| 6.4.1 细胞染色分析 |
| 6.4.2 细胞增殖 |
| 6.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间的论文情况 |
| 致谢 |
| 附件 |
（10）新型血管支架用β型Ti-Ta-Hf-Zr合金设计及组织、性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 血管支架材料 |
| 1.2.1 血管支架分类 |
| 1.2.2 不可降解血管支架材料 |
| 1.2.3 可降解血管支架材料 |
| 1.3 钛合金的设计 |
| 1.3.1 合金元素的选择 |
| 1.3.2 钛合金设计方法 |
| 1.4 钛合金的热处理 |
| 1.4.1 钛合金热处理的类型 |
| 1.4.2 钛的相变 |
| 1.5 钛合金压力加工成型 |
| 1.6 本文研究内容及技术路线 |
| 1.6.1 研究内容 |
| 1.6.2 技术路线 |
| 第2章 试验材料、制备及研究方法 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料制备 |
| 2.2.1 合金成分 |
| 2.2.2 合金的熔炼 |
| 2.3 研究方法 |
| 2.3.1 化学成分分析 |
| 2.3.2 显微组织及相分析 |
| 2.3.3 力学性能测试 |
| 2.3.4 腐蚀性能测试 |
| 2.3.5 统计数据分析 |
| 第3章 新型 β 型Ti-Ta-Hf-Zr合金设计及铸态性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 β 型合金设计 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 化学成分 |
| 3.3.2 铸态合金显微组织 |
| 3.3.3 铸态合金显微硬度 |
| 3.3.4 铸态合金压缩性能 |
| 3.3.5 铸态合金拉伸性能 |
| 3.4 本章小结 |
| 第4章 Ti-40Ta-22Hf-11.7Zr合金热处理过程中显微组织与性能演化 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 试验过程 |
| 4.2.1 固溶、时效处理 |
| 4.3 试验结果与讨论 |
| 4.3.1 显微组织演化 |
| 4.3.2 力学性能演化 |
| 4.3.3 电化学腐蚀行为 |
| 4.4 本章小结 |
| 第5章 Ti-40Ta-22Hf-11.7Zr合金热轧及固溶处理显微组织与性能演变研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 试验过程 |
| 5.3 热轧试验结果与讨论 |
| 5.3.1 显微组织 |
| 5.3.2 机械性能 |
| 5.3.3 耐腐蚀性能 |
| 5.4 热轧+固溶试验结果与讨论 |
| 5.4.1 显微组织 |
| 5.4.2 机械性能 |
| 5.4.3 耐腐蚀性能 |
| 5.5 本章小结 |
| 第6章 Ti-Ta-Hf-Zr合金生物相容性研究 |
| 6.1 引言 |
| 6.2 试验过程 |
| 6.3 试验结果 |
| 6.4 本章小结 |
| 第7章 结论 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在攻读博士期间所取得的科研成果 |
| 致谢 |
四、新的人体用β型钛合金的设计及其机械性能和细胞毒性（论文参考文献）
- [1]Ti-13Nb-13Zr基表面多孔复合材料的制备与性能研究[D]. 刘龙. 昆明理工大学, 2021
- [2]HA/Ti-24Nb-4Zr生物复合材料的制备与性能研究[D]. 雷雨涛. 昆明理工大学, 2020(05)
- [3]低弹性模量合金组织及性能研究[D]. 孙悦颖. 陕西理工大学, 2020(10)
- [4]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)
- [5]真空电弧熔炼医用Ti-13Nb-13Zr-xCu合金组织及性能研究[D]. 柯尊瑜. 昆明理工大学, 2020(05)
- [6]激光快速成形用Ti-Fe基多元合金设计与组织性能[D]. 韩立影. 大连理工大学, 2019(06)
- [7]α-(Nb1-xAgx)5Si3的第一性原理计算及其生物学性能研究[D]. 郭博. 南京航空航天大学, 2019(02)
- [8]热变形和热处理工艺对Ti-3Zr-xO合金的组织与性能影响研究[D]. 费阳. 南京航空航天大学, 2019(02)
- [9]医用β-TiNbZrX（X=In和Sn）合金的致密化机理与组织性能研究[D]. 王芬. 华南理工大学, 2018(05)
- [10]新型血管支架用β型Ti-Ta-Hf-Zr合金设计及组织、性能研究[D]. 林继兴. 吉林大学, 2017(12)