钛合金凭借其优良的生物相容性和力学性能,逐渐取代不锈钢和CoCrMo等传统的生物医用金属材料,已被广泛用作人工关节、脊柱矫形内固定系统、牙科植体等医用内植入材料。而相对于纯钛和传统的α+p型医用钛合金,p型医用钛合金具有更低的弹性模量,更加优异的生物相容性以及耐蚀性能,因此受到越来越多的关注,已成为当前研究的热点。本文利用第一性原理对Ti-Nb二元合金的能量、电子结构及弹性性质进行了计算,并结合d-电子理论和平均价电子浓度等设计理论与方法,设计了无毒低模量的Ti-25Nb-10Ta-1Zr-0.2Fe(TNTZF, wt.%)新型生物医用p钛合金；采用真空自耗电弧熔炼技术制备了TNTZF合金,利用光学显微镜(OM)、扫描电子显微镜(SEM)、差热分析仪(DSC)、X射线衍射仪(XRD)、透射电镜(TEM)、X射线光电子谱(XPS)等分析手段,对TNTZF合金的时效析出行为、ω相的析出长大动力学、冷变形行为进行了研究,并对合金的拉伸、冲击以及耐蚀性能进行了表征与评价,分析了合金微观结构演变对性能的影响,并对合金的时效析出规律、冷变形机制、断裂及耐蚀机理进行了深入的探讨。主要结论如下：(1)利用第一性原理方法对Ti-Nb二元合金的能量、β结构稳定性和弹性性质进行了计算。结果表明随着Nb含量的增加：合金的内聚能不断升高,正方剪切常数C’不断增加,β结构稳定性逐渐增强,体模量B不断上升,剪切模量G和弹性模量E则呈现先上升后降低的趋势。当Nb含量>12.5at.%时,Ti-Nb二元合金能够以p结构稳定存在；当Nb含量为12.5～25at.%时,正方剪切常数C’大于并接近于零,此时价电子浓度e/a处于4.125～4.25范围内,合金的弹性模量E最低约为45～46GPa。对Ti-25at.%Nb合金中β相、α"相和ω相的结构稳定性进行了计算,得到p相、α"相和ω相的内聚能分别为5.7046、5.7305和5.726leV·atom-1,说明α"相的结构稳定性最高,p相的结构稳定性相对最低。同时根据第一性原理的计算结果并结合d-电子理论和平均价电子浓度等理论,设计了无毒低模量的Ti-25Nb-10Ta-1Zr-0.2Fe(TNTZF, wt.%)新型生物医用β钛合金。(2)采用真空自耗电弧熔炼技术制备了TNTZF合金,并对TNTZF合金的时效行为进行了研究。合金经过800℃/lh固溶淬火后主要由过冷p、α"马氏体以及少量淬火ωOath组成,在时效初期,亚稳p与α"发生分解并向α相转变,ω相先与α相竞争长大,最后分解转变成α相,合金最终获得p+α平衡组织。时效早期α相优先在ω/β相界处形核,消耗ω相长大,随着时效时间的延长,α相开始在p晶界处形核,并向晶内生长。α相的形核和长大受溶质原子长程扩散控制,长大速度受扩散速率所控制。合金的时效析出序列与温度的关系如下：较低温度(350℃以下)为：p+α"+ωath→β+ωiso→ωiso+α→β+α；中间温度(400-500℃)为：β+α"+ωath→β+ωiso+α→β+α；较高温度(500℃以上)为：p+α"+ωath→β+α.合金在中间温度(400℃和470℃)时效表现出强烈的时效硬化效应,而在较低(350℃)和较高(500℃)温度下时效表现出较弱的时效硬化效果。(3)利用DSC和TEM两种手段,对ω相的析出长大动力学行为进行了研究。TNTZF固溶态合金在5-40℃/min的连续升温过程中,随着升温速率的提高,ω相对应的析出峰值温度向高温方向移动；其析出体积分数曲线和析出速率曲线也都表现出向高温方向移动的趋势；利用Kissinger方法计算得到合金在连续升温过程中ω相变激活能为355.1kJ/mol。TNTZF合金在350、400和470℃下等温时效不同时间后,ω相的晶粒生长符合抛物线规律,其生长动力学指数n分别为0.23、0.25和0.26；利用Burke-Turnbull动力学模型,计算得到ω相的晶粒长大激活能为119.7kJ/mol,并建立了ω相的晶粒尺寸D与时效时间t和温度T之间的动力学方程：D4-D04=4.3×1013·t·exp(-119.7/RT)。(4)合金经900℃/1h固溶后获得等轴β单相组织,抗拉强度为697MPa,弹性模量为75GPa,伸长率为34%。合金在150-450℃温度范围时效,脆性ω相的析出不但引起弹性模量的大幅提高,还导致强度、塑性和韧性急剧下降,尤其是在400和450℃温度下时效后ω相的体积分数超过50%,此时合金的塑性几乎为零,变成完全脆性的材料。合金在550℃下时效,随着时效时间的延长,α相的体积分数不断增加,合金的屈服强度和抗拉强度都呈现出先升高后降低的趋势,两者均在α相体积分数为21.4%(时效1h)时达到最大值,分别为696MPa和876MPa。弹性模量随着α相体积分数的增加呈逐渐增加的趋势,伸长率则先快速降低,在α相体积分数达到13.6%(时效30min)后缓慢下降。(5)900℃/1h固溶态合金的冲击韧性为58.7J/cm2。在400℃温度下时效5min-72h后,合金的冲击韧性几乎均为零。在550℃下时效5min-72h,合金的冲击韧性随着时效时间的延长而降低,时效24h后基本稳定在18～20J/cm2。固溶态冲击试样的断口特征为韧窝断裂；400℃时效态试样呈完全脆性断裂,断裂模式为沿晶+解理的混合断裂；合金在550℃下时效后的断裂机理均为韧性断裂,断裂机理随着时效时间的延长发生变化,由韧窝断裂逐渐向韧窝+沿晶混合断裂类型转变。(6)TNTZF合金锻造态和900℃/1h固溶态试样的冲击疲劳寿命均为17600次左右。在400℃下时效5min后,冲击疲劳寿命就降低了～70%,之后随着时效时间的延长,冲击疲劳寿命不断降低,时效72h之后仅为～450次。在550℃下时效后的冲击疲劳寿命也大致呈现逐渐下降的趋势,但是要明显高于400℃下时效的合金试样。在550℃下时效24h后合金的冲击疲劳寿命基本保持在3500～3700次的范围内。固溶态试样的冲击疲劳断裂以穿晶方式进行,裂纹扩展区存在许多的准解理小平面以及疲劳条带和二次裂纹,瞬断区存在大量的韧窝。400℃时效态合金的疲劳断裂机制为解理+沿晶脆性断裂混合模式。550℃下早期时效,合金的疲劳断裂机制较固溶态试样没有发生明显变化,经过72h长时间时效后,瞬断区的断裂模式由韧窝+疲劳条带的混合断裂转变为沿晶韧窝断裂。(7)与其他热处理状态相比,TNTZF合金经过550℃/30min时效处理之后,获得较好的综合力学性能：屈服强度为615MPa,抗拉强度为804MPa,弹性模量为72GPa,伸长率为9%,冲击韧性为35.8J/cm2,冲击疲劳寿命为13468次,满足生物医用钛合金所需要的高强度、低模量和良好塑韧性的匹配。(8)TNTZF合金的主导变形机制随着变形量的增加,逐渐从应力诱发α"马氏体相变、位错滑移向孪晶、剪切带以及结构纳米化转变,同时,合金中{111}<110>织构逐渐转向再结晶织构{111}<112>,当变形量达到80%时,{111}<112>成为主导。随着变形量的增加,合金中的位错密度不断升高,晶粒不断被细化,合金的强度和硬度不断提高；弹性模量则随着变形量的增加不断降低,这主要归因于变形过程中应力诱发马氏体相变以及脆性ω相的消失的共同作用。与30%CR和80%CR合金试样相对比,60%CR合金试样具有较高的强度(屈服强度为787MPa,抗拉强度为1213MPa),较低的弹性模量(68GPa)、适中的伸长率(7.8%)以及最高的强模比(17.8×10-3)。(9)与Ti-6A1-4V ELI合金相比,TNTZF合金在Ringer’s溶液中表现出更高的腐蚀电位、更低更稳定的钝化电流密度以及更宽的钝化电位区间,并且合金试样表面没有观察到像Ti-6A1-4V ELI合金那样的点蚀现象,表明TNTZF合金具有更加优异的抗腐蚀性能。这归因于TNTZF合金表面形成了一层主要由TiO2、 Nb2O5、NbO2、Ta2O5和Zr02组成的钝化膜,比Ti-6A1-4V ELI合金的钝化膜(主要成分为TiO2、A12O3、V2O3)更加稳定。冷轧变形之后,TNTZF合金内部产生高密度的位错、应变集中区以及应力诱发α"马氏体相变,加快了合金的腐蚀速率,合金的耐蚀性能下降。TNTZF合金经过时效处理后析出第二相粒子降低了合金的抗腐蚀性能,并且随着时效温度的升高,耐蚀性能不断下降。