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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(T_β)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著降低,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,塑性显著提高;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著提高塑性,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。