一、钛合金的医用专利（论文文献综述）
杜陵[1]（2021）在《钛合金基g-C3N4纳米结构涂层构建及光控抗菌功能研究》文中研究表明医用钛基合金材料广泛应用于骨科、牙科等领域。但在植入人体后,钛合金植入体始终面临着细菌感染的问题。相较于正常的临床感染问题,植入体感染经常发生在植入手术后的4-6 h左右。此类细菌感染问题给患者带来了额外的生理痛苦,同时还增加了经济负担,部分病人甚至面临着死亡的威胁。光催化杀菌是保护植入体免受细菌感染的有效途径之一。石墨相氮化碳（g-C3N4）因其独特的电子结构、良好的可见光响应、稳定的物理及化学性质,在光催化领域有着广泛应用。其在可见光激发下产生的·O2-和·OH,能进入细菌内部并使其失活,达到光控抗菌的目的。通过构建异质结和元素掺杂等方式能够提高其可见光催化活性,改善杀灭微生物的能力。本研究课题以钛合金为基体材料,在材料表面构建Z型异质结TiO2/g-C3N4涂层,以及在异质结表面和界面位置掺入金属粒子来提高钛合金表面的光控抗菌性能,并保持了钛合金基材的生物相容性。重点探究了Z型异质结TiO2/g-C3N4纳米涂层的光催化杀菌机理,以及金属粒子的微量掺入对增强涂层光控抗菌的协同作用。本论文主要研究内容概括如下:第一部分通过简易化学气相沉积技术,在碱液水热处理后的钛合金表面原位构建了Z型异质结TiO2/g-C3N4纳米涂层。TiO2/g-C3N4异质结涂层具有优异的亲水性,并且其成骨细胞相容性优于水热处理的钛合金。混合相（金红石相和锐钛矿相）TiO2与g-C3N4形成了Z型异质结体系。在自然光下钛合金与大肠杆菌的共培养结果表明,相比于水热处理后的钛合金,0.2CN和0.4CN两组异质结涂层表面抑制细菌黏附率分别为67.1%和84.1%。这种异质结涂层不仅可以改善光生载流子的分离和转移,还可以增加光生电子和光生空穴的数量,促进活性氧（ReactiveOxygen Species,ROS）的产生,而ROS能作用于细菌使其失活。在TC4钛合金表面原位构建的TiO2/g-C3N4异质结涂层具有广阔的生物医学应用潜力。第二部分通过离子交换、紫外还原法,实现了在上述Z型异质结TiO2/g-C3N4纳米涂层的界面及表面处微量CuO粒子的可控掺入,在钛合金表面形成了TiO2/CuO/g-C3N4纳米涂层。异质结界面处的CuO粒子成为TiO2和g-C3N4结合处的光生电子空穴复合中心,改善了异质结涂层整体的光诱导电子空穴对分离情况;表面存在的Cu2+加速了光生电子迁移速率,二者均能明显提升钛合金表面异质结涂层的光控抗菌性能。而且CuO粒子的存在,使异质结涂层在钛合金表面形成释放抗菌剂杀菌和接触抑菌的双重抗菌模式。根据细胞相容性结果,异质结涂层的存在降低了金属粒子的细胞毒性,使钛合金优异的生物活性得到了保持。双重抗菌模式为今后钛合金表面抗菌涂层构建提供了一种可行的新途径,为医用钛合金植入体的应用提供了新依据。第三部分在优化离子交换参数后,适量的AgNPs通过光还原法掺入了Z型异质结TiO2/g-C3N4涂层的表面和界面位置,在TC4钛合金表面构建了TiO2/AgNPs/g-C3N4纳米涂层。微量掺入的AgNPs与异质结涂层形成的协同光控抗菌效果表现优异,抗菌机理与上述TiO2/CuO/g-C3N4纳米涂层类似。在银粒子极低含量的情况下,钛合金表面的AgNPs能实现高效抗菌;异质结界面处的AgNPs成为光生电子空穴复合中心,提升了TiO2/AgNPs/g-C3N4纳米涂层的光控抗菌能力。所构建的涂层拥有十分优异的成骨细胞相容性,并且亲水性能良好,证明其在改善钛合金生物相容性方面具有巨大潜力。实验结果表明,在钛合金表面构建的TiO2/AgNPs/g-C3N4涂层提升了接触抑菌和释放抗菌剂杀菌的协同抗菌效果,并且涂层的生物活性优异。本实验为优化钛合金表面双重抗菌模式涂层的构建提供了参考,展现了此类钛合金表面抗菌涂层在生物医学方面的应用潜力。本研究课题以钛合金为基底构建的Z型异质结涂层在生物医用材料领域具有潜在的应用价值,且进一步形成的协同抗菌涂层具有更为优异的抗菌性能,为开发多种抗菌模式的植入体表面提供了参考。
吴聪[2]（2021）在《钛表面生物压电涂层的构建及其骨修复促进机制研究》文中研究指明医用钛及钛合金优异的力学性能、耐腐蚀性和生物惰性使得其成为临床上应用最广泛的骨植入材料之一,但在临床方面仍存在亟待解决的问题,其生物惰性在植入体内后因不能和附近组织形成有效的骨性结合存在容易松动甚至失效的可能性。另外,医用钛及钛合金在手术移植过程中不可避免的存在细菌感染的风险,为了有利于骨整合,医用钛及钛合金植入物会设计成有利于细胞粘附的粗糙表面,但这又极大的增加了感染的风险。同时,临床上需要尽可能的缩短骨修复周期以减轻患者的痛苦和不便。为满足临床需求,解决医用钛及钛合金在临床应用时所面临的问题,本文提出了通过对钛表面进行阳极氧化制备出具有纳米管结构的二氧化钛涂层,并将与人骨类似压电效应的聚偏氟乙烯（PVDF）高分子材料和钛酸钡陶瓷材料分别引入到钛表面二氧化钛纳米管涂层中,制备出具有压电效应的钛表面涂层,研究具有压电效应的钛表面涂层的骨整合和骨生长过程,在此基础上进一步将药物引入到所制备的涂层中抑制细菌感染,探讨压电效应在药物辅助促进骨修复过程中所起到的作用。在钛表面制备出PVDF生物压电涂层,涂层的压电系数越高涂层的亲水性越好,当压电系数为2.61p C/N时,涂层的接触角可达47°。电晕极化处理对PVDF生物压电涂层接触角的影响具有时效性,极化处理使得PVDF的氟离子烧蚀,空气中的氧原子进入到涂层中。接触角的改变中,表面电荷约占40%,涂层成分的改变约占接触角改变的60%,在生理载荷下可保留极化处理所带来的亲水性改变。添加20%纳米HA颗粒后,HA/PVDF涂层的接触角降低了11.3%,同时压电系数也降低了41.76%。极化处理对20HA/PVDF复合的接触角有较大的影响,当复合涂层的压电系数为1.52p C/N时,涂层的润湿角为31.7°;在生理载荷的作用下,20HA/PVDF复合生物压电涂层体现出卓越的矿化能力,在SBF中浸泡一天后,涂层表面沉积一层类骨磷灰石,与在SBF中浸泡14天未加载的涂层所增加的质量相同。所发明的生理载荷装置能很好地体现生物压电材料的压电特性对体外矿化的促进作用。通过原位反应制备出钛表面TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层,优化了涂层的制备工艺并对其形成机理进行了分析。在200℃的0.03mol/L的氢氧化钡水热溶液中反应2h所得到的钛表面TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层的压电系数可达0.28p C/N,极化后的TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层可显着促进成骨细胞的增殖和粘附,表现出良好的生物相容性。成功的在3D打印医用钛合金支架表面制备出TiO2@Ba TiO3同轴纳米管涂层。极化后的TiO@BaTiO3涂层支架可显着促进MSCs和HUVECs的增殖,涂层所具有的压电效应使得MSCs成骨相关基因ALP、Runx2、Col-1和osterix的m RNA水平显着增高,促进MSCs向成骨分化;同时,可促进HUVECs分泌VEGF和PDGF-bb加速新血管的生成;极化后的TiO2@BaTiO3涂层支架植入山羊椎体内8个月后可实现与椎体的完全融合,骨体积分数可达24.09%;该涂层支架内的血管数量最多、最大血管直径最大,血管总长度可达2704.21±159.23μm,最大血管长度可达1053.69±103.59μm,显着高于钛合金支架组,说明具有压电效应的TiO2@BaTiO3涂层支架可促进新骨的生长和血管化。利用所制备的钛表面TiO2@BaTiO3同轴纳米管涂层中的同轴纳米管结构特性,将盐酸万古霉素和纳米银分别载入到TiO2@BaTiO3同轴纳米管中。涂层所具有的压电效应对同轴纳米管中药物的释放具有“大坝”效应,极化后TiO2@BaTiO3-V涂层中盐酸万古霉素的扩散速率明显降低了,7天内的累积释放量减少了54.8%。TiO2@BaTiO3-V（P）涂层即使在模拟体液中浸泡7天后也显示出良好的抗菌性能。此外,TiO2@BaTiO3-V（P）涂层表面的负电荷促进了成骨细胞的生长,极化后的涂层更容易被体内所接受;TiO2@BaTiO3同轴纳米管载银涂层所具有“大坝”效应不仅能有效的延长涂层的抗菌效果,而且所形成的高浓度银离子作用区可使得低浓度载银量（0.4mol/L）涂层达到高浓度载银量涂层（0.8mol/L）涂层相同的抗菌效果,但动物肝脏和肾中银离子的累积量BT-Ag0.4（P）涂层仅为BT-Ag0.8涂层的38.4%和48.7%。压电效应有助于降低涂层所释放出来的银离子在体内器官中的累积量,从而降低涂层的体内毒副作用。
吴一若[3]（2021）在《基于TC4钛合金表面硬质多元涂层的制备及其性能研究》文中研究指明钛合金在航空航天、船舶、生物医疗和能源化工领域有着广泛应用,但是钛合金的低硬度和耐磨性差等缺点限制了其发展空间。本文首先利用等离子氮化技术处理TC4钛合金,然后采用多弧离子镀在TC4钛合金表面、氮化层表面和单晶硅上沉积了CrAlN、CrAlSiN和TaC涂层。采用X射线衍射分析仪（XRD）、扫描电子显微镜（SEM）、能谱仪（EDS）、显微维氏硬度计、往复摩擦实验以及电化学腐蚀等实验研究了TC4钛合金基体、氮化层和三种涂层的物相、表面形貌、硬度、摩擦磨损和电化学腐蚀等性能。主要结论如下:（1）在TC4钛合金基体和氮化层上沉积的涂层表面都存在一些微孔和较大颗粒,但是涂层表面质量整体良好。通过EDS在硅基TaC涂层表面发现了C、Si和Ta元素,这是因为基底单晶硅与靶材物质发生了反应,生成了Si3Ta5相,涂层中还包括TaC相和非晶碳结构;硅基TaC涂层厚度为285 nm。硅基CrAlSiN涂层主要由N、Si、Al和Cr四种元素组成,CrAlSiN涂层主要物相有Al N、Cr N、Cr2N和Al Cr2相;硅基CrAlSiN涂层厚度为707 nm。（2）通过在0.025 N载荷下测试硬度,发现无论是氮化处理,还是沉积涂层,都能提高TC4钛合金表面硬度。其中在氮化层上沉积CrAlSiN涂层的硬度最高,达到了3222 HV0.025,比基体硬度(325 HV0.025)提高了约9倍,比氮化层硬度(991 HV0.025)提高了2倍多。主要是因为氮化层提高了基体对CrAlSiN涂层的支撑力,另外是涂层中存在硬质氮化物,Si元素的加入起到了细晶强化和固溶强化的作用。（3）由于在氮化层上沉积的CrAlSiN涂层具有极高的硬度,所以其耐磨性能最优,磨痕非常浅显,没有非常清晰的轮廓,平均摩擦系数为0.22;TaC涂层的磨痕也非常浅显,只能观察到少许划痕,在氮化层上沉积的TaC涂层的平均摩擦系数仅为0.039,主要是因为涂层中的非晶碳起到了自润滑作用。（4）通过电化学腐蚀实验发现,沉积涂层之后能够提高基体的耐腐蚀性能,尤其是等离子氮化氮化和沉积涂层复合处理,能够明显改善基体的耐腐蚀性能。由于涂层表面存在微孔和大颗粒等缺陷,腐蚀溶液会通过这些缺陷渗入涂层发生腐蚀,但是涂层表面会在极短的时间内生成钝化膜阻止腐蚀溶液的进一步渗透,进一步提高了涂层的耐腐蚀性。
范燕,徐昕荣,石志峰,刘佳,李冰,徐蒙蒙[4]（2020）在《生物医用金属材料表面改性的研究进展》文中指出与其他生物医用材料相比,生物医用金属材料具有更加优异的综合力学性能和加工成型能力,并且在骨植入器件、口腔医学和心血管疾病治疗医学等领域均得到了极其广泛的应用。由于生物医用金属材料需要在体液这种复杂的生理环境下进行服役,对其性能的要求十分严格。生物医用金属材料不仅需要在力学及其相关的物理性能方面满足要求,在抗生理腐蚀性能和生物相容性方面均需要表现出优异的特性。表面改性是指在保持材料或器件原性能的前提下赋予其表面新的性能,如耐腐蚀性及生物相容性等,是进一步提高医用金属材料表面性能的重要途径。本文根据材料的特点以及应用中存在的主要问题,综述了各类医用金属材料表面改性的研究现状,并对今后新型医用金属材料的发展方向进行了展望。
马娜,于霞,宋欢[5]（2020）在《从专利分析角度研究我国医用钛合金的发展现状》文中研究说明为了解我国医用钛合金材料领域研究开发的知识产权现状,掌握技术发展动向,预见其技术市场的发展趋势,本文对截止2020年6月的我国医用钛合金材料领域专利文献进行检所统计,全面分析了我国医用钛合金材料领域的专利申请现状,主要包括年度申请量变化趋势、地区分布、主要申请人等,并就我国在医用钛合金材料方面的主要创新主体及其重点研究方向进行了阐述。
朱海明[6]（2020）在《医用钛表面磷酸盐转化膜及羟基磷灰石复合涂层的制备》文中研究表明羟基磷灰石（HA）具备良好的生物相容性和骨传导性,可以为新骨的生长提供生理支架,促使骨组织生长,故被广泛应用于骨修复。但是羟基磷灰石的脆性比较大,在外力的作用下,容易发生碎裂,将羟基磷灰石涂敷于医用金属表面制成陶瓷/金属复合材料极大地拓展了其应用。但是单一的羟基磷灰石涂层在植入人体后,当受到较大的剪切力作用时,会发生脱落。在涂层和金属基体之间增加一层化学性能稳定、均匀致密的过渡层,有望提高羟基磷灰石涂层和金属基体的结合强度。本实验采用水热合成法先在钛表面制备一层磷酸盐转化膜（PCC）,然后在转化膜表面制备羟基磷灰石涂层。主要研究内容及结论如下:（1）研究了温度和时间对抛光钛表面磷酸盐转化膜的影响。实验表明在12h,250℃的条件下制得磷酸盐转化膜的形貌最佳,晶粒棱角分明,尺寸最大,涂层致密均匀。且此时试样的粗糙度最大,润湿性最好,综合性能优良。（2）研究了钛基体的预处理方式对磷酸盐转化膜的影响。结果表明,抛光基体制得转化膜的微观形貌最佳;结合强度划痕测试表明,抛光基体涂层的结合强度最大;细胞相容性实验表明,抛光基体涂层上L-929细胞增长率最高,细胞毒性等级是0级,表明生物相容性最好,可应用于生物医学领域。（3）研究了Ca2+源、溶液p H和Ca Cl2浓度对于羟基磷灰石涂层微观形貌的影响。结果表明,0.25mol/L的纯Ca Cl2溶液更有利于羟基磷灰石的成核与生长,微观形貌最佳。经X射线衍射分析得知涂层的主要成分是羟基磷灰石和二氧化钛,试样的粗糙度最大,润湿性最好。羟基磷灰石复合涂层的耐腐蚀性低于磷酸盐转化膜的耐腐蚀性,但优于纯钛的耐腐蚀性。化学转化膜的制备使羟基磷灰石与基体之间具备良好的结合强度。成骨细胞的实验结果表明磷酸盐转化膜特别是羟基磷灰石涂层能促进细胞粘附和成骨分化。
吴戍戌[7]（2020）在《基于阳极氧化改性的钛合金接骨板摩擦磨损特性研究》文中进行了进一步梳理随着坚强内固定手术的发展,钛合金（Ti6Al4V）接骨板在临床应用上获得广泛关注。但是Ti6Al4V合金本身在生理环境及负载条件下其耐磨损性能较差,并且在植入人体内常诱发细菌感染问题。因此急需研制既能够满足内固定的需求,同时又能具有抗感染作用的新型接骨板材料。本文以接骨板材料Ti6Al4V作为研究对象,利用阳极氧化方法（氧化参数为:0.3wt%NH4F和2vol%H2O的乙二醇有机电解液,氧化电压分别为40、60和80V,氧化时间分别为2、4和6h）对其进行表面改性,获得具有TiO2纳米管涂层的钛合金复合材料。随后,研究了阳极氧化工艺参数对TiO2纳米管涂层形貌和接骨板表面整体性能的影响,并对改性后接骨板的摩擦磨损特性进行了细致分析,从而获得表面整体性能最优和耐磨损性能最佳的新型接骨板材料。在此基础上,利用有限元法对新型接骨板材料的实际应用性能进行了评价,并通过碘蒸汽相吸附法在新材料上负载聚维酮碘药物,拟研制出具有抗菌特性的新型接骨板。本文的主要研究内容如下:（1）考虑到在不同氧化参数下接骨板表面制备TiO2纳米管涂层的微观形貌特征和生物医学方面的优势,选择60V氧化电压和氧化时间分别为2、4和6h下获得的试样作为进一步研究对象,并且纳米管涂层的管内径分别为Φ105、Φ113和Φ118nm,厚度分别是22、26和32μm。另外,这些试样中TiO2纳米管涂层的结构参数与其它相关文献中提及负载药物的纳米管结构参数相似。（2）随着氧化时间逐渐增加（2-6h）,接骨板表面的整体性能均有所改善。粗糙度逐渐增加,而密度和接触角逐渐降低;显微硬度和弹性模量逐渐减少,最大减少率分别为68.20%和61.10%;在模拟体液环境中,其耐腐蚀性能逐渐增加。另外,TiO2纳米管涂层与Ti6Al4V基体的结合力（Lc）也逐渐增加,并获得最大结合强度为12.6MPa。（3）随着氧化时间逐渐增加（2-6h）,接骨板表面的耐磨损性能逐渐改善。在干摩擦和模拟体液环境中研究了新型接骨板材料的滑动摩擦磨损性能。其中,在干摩擦环境下,试样表面的平均摩擦系数、最大磨损深度和磨损量逐渐降低,最大分别降低了22.52%、41.36%和51.93%。磨损表面分布有塑性变形层、犁沟、剥落坑和磨屑,其磨损机理为磨粒磨损和粘着磨损同时存在的混合磨损。在模拟体液环境中,由于模拟体液可以作为润滑剂,在一定程度上减轻了两接触界面的法向压力、剪切力和粘着应力,但是在流动体液的自我清洁作用,也加速了磨损表面剥落块的排出。因此,试样的磨损微观形貌和磨损机理与干摩擦时并没有发生太大改变,只是磨损程度降低,而且其摩擦系数、磨损深度和磨损量也逐渐降低,最大分别降低为29.85%、38.28%和49.51%。在体外模拟接骨板与螺钉摩擦副间的微动摩擦中,试样的摩擦力-微动位移（Ft-D）曲线均近似为平行四边形状。其摩擦系数、磨损深度和磨损量也逐渐降低,最大分别降低50.88%、38.93%和57.23%,而且微动磨损机理为磨粒磨损、粘着磨损和氧化磨损共存的混合磨损。（4）通过对比不同氧化参数下制备新型接骨板材料的表面整体性能和耐磨损性能,确定最优氧化参数为氧化电压60V和氧化时间6h。（5）通过创建包括接骨板、螺钉和胫骨干横骨折在内的坚强内固定系统有限元模型,并分别在轴向载荷、扭转载荷和交变载荷下进行了有限元分析,研究接骨板表面的等效应力值和等效应力分布。结果表明,经过阳极氧化改性后,接骨板表面的最大等效应力值分别降低了50.001%、34.286%和44.467%,并且其表面低应力值分布的范围增大,高应力值分布的范围减小,避免了出现应力集中现象。同时,在交变载荷作用下,阳极氧化改性处理改善了接骨板的疲劳损伤程度和提高了其安全系数。另外,垂直于接骨板表面的应力值小于涂层与基体的结合强度（12.6MPa）,从而证明了接骨板涂层可以在人体内长期服役。（6）采用碘蒸汽相吸附法成功将聚维酮碘药物负载于新型接骨板材料上,其主要以纳米级颗粒状聚集物均匀分散在纳米管管口和管内壁上,并且经过元素的面分布扫描分析,发现碘元素的重量百分比达到28.2%。另外,在体外抗菌性能实验中,负载聚维酮碘抗菌药物的接骨板对于金黄色葡萄球菌的抑菌率达到97.35%。
周泉[8]（2020）在《医用钛合金表面Ta2O5/Ta2O5-Ti/Ti复合涂层的制备与性能研究》文中提出医用钛合金Ti6A14V在耐蚀性、耐磨性、生物相容性和力学性能方面具有良好的综合性能,是医用植入体的首选材料。但是,随着服役时间的增加,Ti6A14V植入体会受到体液腐蚀,并释放有毒的V5+、Al3+等金属离子,导致人体产生不良反应;另外,Ti6A14V耐磨性较差,磨损后的植入体会产生无菌松动,导致植入体失效。本文基于Ti6A14V临床应用中存在的问题,采用磁控溅射技术在其表面制备了Ta2O5/Ta2O5-Ti/Ti复合涂层,围绕涂层的设计与制备、残余热应力、微观结构、结合强度以及磨损与腐蚀行为开展了系统地研究。基于梯度材料理论,在Ti6A14V表面设计了 Ta2O5/Ti双层涂层、Ta2O5/Ta2O5-Ti/Ti复合涂层和Ta2O5-Ti梯度涂层,采用ANSYS软件分析了涂层的残余热应力特性,研究了中间层的层数与厚度、沉积温度对残余热应力的影响,结果表明:（1）涂层的最大残余热应力随中间层层数的增加而减小,但随着沉积温度的升高而呈线性增加;（2）随中间层厚度的增加,Ta2O5/Ta2O5-Ti/Ti复合涂层和Ta2O5-Ti梯度涂层的最大残余热应力减小。采用磁控溅射技术在Ti6A14V表面制备了 Ta2O5单层涂层、Ta2O5/Ti双层涂层和Ta2O5/Ta2O5-Ti/Ti复合涂层（代号分别为ZD1、ZD2和ZD3）。系统研究了涂层试样的微观结构、结合性能、力学性能、耐磨性能和耐蚀性能,结果表明:（1）Ta2O5膜层为非晶结构,Ta的价态为Ta5+;（2）涂层表面粗糙度由大到小的顺序是:ZD1>ZD2>ZD3;（3）涂层中存在元素扩散现象,Ta、Ti和O元素分布于整个涂层并扩散到基底;（4）中间层Ti和Ta2O5-Ti/Ti能显着提高Ta2O5涂层与Ti6A14V基体之间的结合强度,ZD3试样的涂层结合强度较ZD1和ZD2分别提高299.4%和171.4%;（5）ZD3试样的硬度、弹性模量和H3/E2较ZD1试样分别提高63.9%、66.5%和58.8%;（6）三种涂层均能提高Ti6A14V钛合金的耐磨损性能,其中ZD3的磨损率较ZD1和ZD2分别低55.3%和80.4%;（7）三种涂层对Ti6A14V钛合金具有良好的腐蚀保护作用,而且Ta2O5膜层越厚,涂层的耐腐蚀性能越好;耐腐蚀性能由高到低的顺序依次为ZD1>ZD2>ZD3。
罗聪[9]（2020）在《新型生物医用锆合金的制备与组织性能研究》文中研究指明近年来,锆合金因其具有高强度、低弹性模量、高耐蚀性和低磁化率的特性,已成为新型生物医用植入合金领域的研究热点之一。本文借鉴课题组前期在医用植入钛合金设计制备方面的经验,设计并制备了一系列Zr-Ti-Nb-O锆合金,深入研究了合金成分、固溶和冷轧工艺以及时效处理对合金显微组织、力学性能的影响,对优选的合金进行耐蚀性和磁化率测试并与纯钛和TC4进行对比。主要研究内容和结果如下:研究了Ti、Nb、O元素对铸态和固溶态锆合金组织与力学性能的影响。结果表明:Zr-（12,22,35）Ti合金在铸态和固溶态均由针状马氏体α′相组成。随Ti含量增加,压缩屈服强度和弹性模量增大,压缩率降低。总体上,合金的强度和弹性模量较高,但塑性较差。对于铸态Zr-35Ti-（0,5,10,20）Nb-（0,0.3）O合金,随Nb含量增加,α′相逐渐减少,β相增多（Nb含量≥10%,合金由纯β组成）,导致压缩屈服强度和弹性模量逐渐降低,而塑性显着改善。添加O元素具有显着的固溶强化作用,但同时也提高了弹性模量,降低了压缩率。研究了固溶和冷轧工艺对Zr-35Ti-（10,15,20）Nb-（0,0.3）O合金组织和力学性能的影响。冷轧使固溶态的等轴β晶粒转变为纤维状β晶粒,使合金强度显着升高,延伸率显着降低,而弹性模量变化不大。在相同状态下,随Nb含量增加,合金强度和弹性模量略有降低,延伸率显着增加;随O含量增加,合金强度和弹性模量增加,延伸率降低。冷轧加工、减少Nb含量和添加O元素均使晶格常数和残余应变增大、亚晶尺寸减小,这是导致合金强化的共性因素。研究了时效温度对冷轧Zr-35Ti-（10,15,20）Nb-（0,0.3）O合金组织和力学性能的影响。在400℃-550℃时效,随温度升高,α析出量先增加后降低,在450℃时α含量最多。时效温度相同时,随Nb含量增加,α析出量减少;随O含量增加,α析出量略有增加。总体上合金的强度和弹性模量与α析出量呈良好的正相关性,而添加O元素使合金的强度和弹性模量增加。研究发现,550℃时效处理的Zr-35Ti-10Nb合金（σb=1076MPa;E=65GPa;A=10.5%）和450℃时效处理的Zr-35Ti-20Nb-0.3O合金（σb=1285MPa;E=67GPa;A=8.9%）具有较低的弹性模量和较高强度,在生物植入材料领域具有良好的应用前景。研究了Zr-35Ti-（10,20）Nb、Zr-35Ti-20Nb-0.3O合金的耐蚀性和磁化率与合金成分的关系,并与纯钛和TC4进行了对比。研究发现,锆合金的Icorr和Ipass远小于纯钛和TC4,表明锆合金的耐蚀性远优于纯钛和TC4,腐蚀形貌的观察结果与电化学吻合;随Nb含量增加,锆合金耐蚀性显着增强,随O含量增加,合金耐蚀性有所减弱。试验还发现,锆合金的磁化率低于纯钛和TC4;随Nb、O含量增加,锆合金的磁化率略有增大。
吴淑宁[10]（2020）在《生物医用Ti-12Mo-3Nb合金变形行为的研究》文中研究表明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。
二、钛合金的医用专利（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、钛合金的医用专利（论文提纲范文）
（1）钛合金基g-C3N4纳米结构涂层构建及光控抗菌功能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 生物医用材料 |
| 1.2.1 生物医用材料的发展 |
| 1.2.2 生物医用金属材料 |
| 1.2.3 生物医用钛合金 |
| 1.3 生物医用钛合金材料研究现状 |
| 1.3.1 生物医用钛合金表面改性方式 |
| 1.3.2 生物医用钛合金作为植入材料存在的风险 |
| 1.3.3 生物医用钛合金抗菌涂层构建 |
| 1.4 半导体光催化技术在抗菌中的应用 |
| 1.4.1 半导体光催化的反应原理 |
| 1.4.2 半导体光催化抗菌 |
| 1.5 g-C_3N_4光催化剂 |
| 1.5.1 g-C_3N_4的结构及合成 |
| 1.5.2 g-C_3N_4的改性方式 |
| 1.6 本文主要研究思路、内容及创新点 |
| 1.6.1 研究思路 |
| 1.6.2 研究内容 |
| 1.6.3 创新点 |
| 第2章 材料的制备和表征方法 |
| 2.1 原料试剂 |
| 2.2 仪器设备 |
| 2.3 表征方法 |
| 2.3.1 扫描电子显微镜(SEM)及热场发射扫描电子显微镜(FESEM) |
| 2.3.2 X射线衍射(XRD) |
| 2.3.3 X射线光电子能谱(XPS)和紫外光电子能谱(UPS) |
| 2.3.4 亲水性测试 |
| 2.3.5 抗菌性能评估 |
| 2.3.6 细胞培养及生物相容性研究 |
| 2.3.7 光电化学测试 |
| 2.3.8 统计分析 |
| 第3章 钛合金表面Z型异质结TiO_2/g-C_3N_4涂层原位构建及光控抗菌性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 Z型异质结TiO_2/g-C_3N_4纳米涂层的原位构建 |
| 3.3 Z型异质结TiO_2/g-C_3N_4纳米涂层的微观形貌及化学组成 |
| 3.4 Z型异质结TiO_2/g-C_3N_4纳米涂层的生物活性及抗菌性能 |
| 3.5 Z型异质结TiO_2/g-C_3N_4纳米涂层的光控抗菌机理 |
| 3.6 本章小结 |
| 第4章 钛合金表面Z型异质结TiO_2/CuO/g-C_3N_4涂层构建及光控抗菌性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 TiO_2/CuO/g-C_3N_4纳米涂层的制备 |
| 4.3 TiO_2/CuO/g-C_3N_4纳米涂层的表面微观形貌 |
| 4.4 TiO_2/CuO/g-C_3N_4纳米涂层的晶体结构和化学组成 |
| 4.5 TiO_2/CuO/g-C_3N_4纳米涂层的生物活性 |
| 4.6 TiO_2/CuO/g-C_3N_4纳米涂层的抗菌性能 |
| 4.7 TiO_2/CuO/g-C_3N_4纳米涂层的光控抗菌机理 |
| 4.8 本章小结 |
| 第5章 钛合金表面Z型异质结TiO_2/AgNPs/g-C_3N_4涂层构建及光控抗菌性能研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 TiO_2/AgNPs/g-C_3N_4纳米涂层的制备 |
| 5.3 TiO_(2/)AgNPs/g-C_3N_4纳米涂层的部分工艺参数优化 |
| 5.3.1 初始离子交换及CVD工艺参数 |
| 5.3.2 改变g-C_3N_4的前驱体用量 |
| 5.3.3 改变g-C_3N_4的保温时间 |
| 5.3.4 改变离子交换时长 |
| 5.4 TiO_(2/)AgNPs/g-C_3N_4纳米涂层的抗菌性能 |
| 5.5 TiO_(2/)AgNPs/g-C_3N_4纳米涂层的表面微观形貌 |
| 5.6 TiO_(2/)AgNPs/g-C_3N_4纳米涂层的晶体结构和化学组成 |
| 5.7 TiO_(2/)AgNPs/g-C_3N_4纳米涂层的生物活性 |
| 5.8 TiO_(2/)AgNPs/g-C_3N_4纳米涂层的光控抗菌机理 |
| 5.9 本章小结 |
| 第6章 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 硕士期间科研成果 |
（2）钛表面生物压电涂层的构建及其骨修复促进机制研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 医用钛合金研究现状 |
| 1.2.1 钛及钛合金简介 |
| 1.2.2 微量元素对医用钛合金的生物学效应 |
| 1.2.3 多孔钛及钛合金 |
| 1.2.4 钛及钛合金存在的问题 |
| 1.3 钛及钛合金表面生物活性涂层 |
| 1.4 钛及钛合金表面二氧化钛涂层 |
| 1.4.1 钛及钛合金表面多孔二氧化钛涂层 |
| 1.4.2 钛及钛合金表面二氧化钛纳米棒涂层 |
| 1.4.3 钛及钛合金表面二氧化钛纳米管涂层 |
| 1.4.4 钛及钛合金表面二氧化钛基复合涂层 |
| 1.5 钛及钛合金表面生物压电涂层 |
| 1.5.1 压电效应 |
| 1.5.2 压电效应对骨修复的作用 |
| 1.5.3 钛及钛合金表面构建生物压电涂层 |
| 1.6 钛及钛合金表面抗菌涂层 |
| 1.6.1 抗菌材料分类 |
| 1.6.2 钛表面抗菌涂层研究进展 |
| 1.6.3 钛及钛合金表面抗菌涂层面临的问题 |
| 1.7 研究思路 |
| 1.8 研究目的和主要研究内容 |
| 1.8.1 研究目的 |
| 1.8.2 研究内容 |
| 2 实验过程及测试方法 |
| 2.1 实验材料和实验仪器 |
| 2.1.1 实验材料 |
| 2.1.2 实验仪器 |
| 2.2 制备过程 |
| 2.2.1 TiO_2纳米管阵列 |
| 2.2.2 HA/PVDF复合生物压电涂层 |
| 2.2.3 TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管生物压电涂层 |
| 2.3 测试和表征方法 |
| 2.3.1 表面形貌 |
| 2.3.2 物相组成 |
| 2.3.3 透射分析 |
| 2.3.4 X射线光电子能谱 |
| 2.3.5 傅里叶红外光谱 |
| 2.3.6 压电性能测试 |
| 2.4 体外矿化 |
| 2.5 细胞实验 |
| 2.6 细菌实验 |
| 2.6.1 抑菌环实验 |
| 2.6.2 细菌粘附和荧光染色 |
| 2.6.3 抗菌率 |
| 2.7 释药实验 |
| 2.7.1 盐酸万古霉素释放实验 |
| 2.7.2 银离子释放实验 |
| 2.8 动物实验 |
| 2.9 钛支架表面涂层生物性能表征 |
| 2.9.1 细胞实验 |
| 2.9.2 动物实验 |
| 3 HA/PVDF生物压电涂层及其矿化促进机理研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 钛表面PVDF生物压电涂层及其亲水性改善研究 |
| 3.2.1 涂层形貌和成分 |
| 3.2.2 极化处理对PVDF涂层亲水性的影响及耐久性 |
| 3.2.3 PVDF涂层的亲水性改善机理 |
| 3.2.4 PVDF生物压电涂层矿化 |
| 3.2.5 涂层的细胞毒性 |
| 3.3 HA/PVDF复合生物压电涂层及其快速矿化行为研究 |
| 3.3.1 涂层的表面形貌和成分 |
| 3.3.2 纳米HA颗粒添加量对涂层压电性能和亲水性的影响 |
| 3.3.3 准静态下的复合生物压电涂层的矿化行为 |
| 3.3.4 生理载荷下的复合生物压电涂层的快速矿化行为 |
| 3.3.5 HA/PVDF复合生物压电涂层的生物性能 |
| 3.4 小结 |
| 4 TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层及其诱导骨生长促进血管化机制研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 钛表面TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层 |
| 4.2.1 涂层制备工艺优化 |
| 4.2.2 涂层合成机理分析 |
| 4.2.3 涂层压电性能分析 |
| 4.2.4 涂层的体外生物性能 |
| 4.3 钛合金支架表面TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层及生物性能 |
| 4.3.1 钛合金支架表面涂层形貌 |
| 4.3.2 涂层的细胞粘附和增殖 |
| 4.3.3 涂层的成骨基因表达和促血管化 |
| 4.4 3D打印钛合金支架表面TiO_2@BaTiO_3涂层载体动物实验 |
| 4.4.1 支架植入后的颈椎融合性评价 |
| 4.4.2 支架植入后显微CT |
| 4.4.3 支架的血管化 |
| 4.4.4 支架诱导骨生长机制分析 |
| 4.5 小结 |
| 5 载药钛表面TiO_2@BaTiO_3抗菌涂层及其缓释机制研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 载盐酸万古霉素同轴纳米管涂层 |
| 5.2.1 涂层形貌和成分 |
| 5.2.2 压电效应作用下的纳米管药物缓释机理 |
| 5.2.3 涂层抗菌性能及持久抗菌性 |
| 5.2.4 涂层细胞毒性及相容性 |
| 5.2.5 涂层体内相容性 |
| 5.3 载银TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管涂层 |
| 5.3.1 载银涂层的形貌和成分 |
| 5.3.2 载银涂层的压电性能和亲水性 |
| 5.3.3 涂层的银离子释放 |
| 5.3.4 载银涂层的抗菌作用 |
| 5.3.5 TiO_2@BaTiO_3同轴纳米管载银涂层的体内相容性 |
| 5.3.6 压电效应对涂层中银离子释放作用机理分析 |
| 5.4 小结 |
| 6 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读博士学位期间主要研究成果 |
（3）基于TC4钛合金表面硬质多元涂层的制备及其性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 钛及钛合金概述 |
| 1.1.1 钛及钛合金的特点 |
| 1.1.2 钛合金的分类 |
| 1.1.3 钛合金的应用及局限 |
| 1.2 钛合金表面改性技术 |
| 1.2.1 激光熔覆技术 |
| 1.2.2 等离子喷涂技术 |
| 1.2.3 微弧氧化 |
| 1.2.4 电镀技术 |
| 1.2.5 物理气相沉积技术 |
| 1.3 多弧离子镀技术 |
| 1.3.1 多弧离子镀技术原理 |
| 1.3.2 多弧离子镀技术应用 |
| 1.4 研究意义及内容 |
| 1.4.1 研究意义 |
| 1.4.2 研究内容 |
| 2 涂层制备和表征方法 |
| 2.1 涂层沉积设备 |
| 2.2 实验材料 |
| 2.3 涂层的制备方法 |
| 2.4 涂层的表征方法 |
| 2.4.1 涂层组织结构分析 |
| 2.4.2 涂层显微硬度分析 |
| 2.4.3 涂层摩擦磨损性能测试 |
| 2.4.4 电化学腐蚀 |
| 3 TC4钛合金渗氮/沉积CrAlN涂层的组织与性能 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 物相结构及形貌分析 |
| 3.2.1 物相结构 |
| 3.2.2 表面形貌分析 |
| 3.3 显微硬度分析 |
| 3.4 摩擦磨损性能分析 |
| 3.5 电化学腐蚀性能 |
| 3.6 本章小结 |
| 4 TC4 钛合金渗氮/沉积CrAlSiN涂层的组织与性能 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 CrAlSiN涂层物相结构及形貌分析 |
| 4.2.1 物相结构 |
| 4.2.2 CrAlSiN涂层表面形貌和成分分析 |
| 4.3 硬度分析 |
| 4.4 摩擦磨损性能分析 |
| 4.5 电化学腐蚀性能 |
| 4.6 本章小结 |
| 5 TC4 钛合金渗氮/沉积TaC涂层的组织与性能 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 TaC涂层组织结构及形貌分析 |
| 5.2.1 物相分析 |
| 5.2.2 TaC涂层表面形貌及成分分析 |
| 5.3 硬度分析 |
| 5.4 摩擦磨损性能分析 |
| 5.5 电化学腐蚀性能 |
| 5.6 本章小结 |
| 6 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 个人简历、在学期间发表的学术论文及取得的研究成果 |
（4）生物医用金属材料表面改性的研究进展（论文提纲范文）
| 0 引言 |
| 1 生物医用可降解镁及镁合金 |
| 2 生物医用钴基合金 |
| 3 生物医用钛及钛合金 |
| 4 生物医用不锈钢 |
| 5 生物医用锆基及铝基合金 |
| 6 生物医用可降解铁基及锌基合金 |
| 7 结语与展望 |
（5）从专利分析角度研究我国医用钛合金的发展现状（论文提纲范文）
| 1 引言 |
| 2 医用钛合金国内专利申请总体状况 |
| 2.1 申请量随年度变化趋势 |
| 2.2 主要技术领域分析 |
| 2.3 地区分布及申请人排名 |
| 2.4 专利有效性分析 |
| 3 医用钛合金发展阶段及国内情况分析 |
| 3.1 医用钛合金发展阶段 |
| 3.2 国内医用钛合金的分析研究 |
| 3.2.1 西北有色金属研究院 |
| 3.2.2 北京有色金属研究总院 |
| 3.2.3 中南大学 |
| 3.2.4 国内医用钛合金的主要发展趋势 |
| 4 结语 |
（6）医用钛表面磷酸盐转化膜及羟基磷灰石复合涂层的制备（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 医用钛及其合金 |
| 1.2 过渡层 |
| 1.3 羟基磷灰石 |
| 1.3.1 羟基磷灰石的晶体结构 |
| 1.3.2 羟基磷灰石的性质 |
| 1.3.3 羟基磷灰石的医学应用 |
| 1.4 羟基磷灰石涂层的制备方法 |
| 1.5 存在的问题及展望 |
| 1.5.1 存在的问题 |
| 1.5.2 展望 |
| 1.6 本文的研究内容 |
| 第2章 实验材料、设备及方法 |
| 2.1 实验材料及设备 |
| 2.2 分析与表征 |
| 2.2.1 形貌观察与成分分析 |
| 2.2.2 物相分析 |
| 2.2.3 耐腐蚀性分析 |
| 2.2.4 润湿性分析 |
| 2.2.5 红外分析 |
| 2.2.6 粗糙度分析和3D形貌分析 |
| 2.2.7 涂层厚度分析 |
| 2.2.8 结合强度分析 |
| 2.2.9 细胞相容性分析 |
| 第3章 抛光钛表面磷酸盐转化膜的制备 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验 |
| 3.2.1 磷酸盐转化膜的制备 |
| 3.3 结果与分析 |
| 3.3.1 基体的表征分析 |
| 3.3.2 抛光钛基体上磷酸盐转化膜的制备 |
| 3.3.2.1 温度对磷酸盐转化膜表面形貌及成分的影响 |
| 3.3.2.2 时间对磷酸盐转化膜表面形貌及成分的影响 |
| 3.3.3 抛光钛基体上磷酸盐转化膜的物相及结构 |
| 3.3.3.1 红外光谱分析 |
| 3.3.3.2 XRD分析 |
| 3.3.3.3 截面结构 |
| 3.3.3.4 润湿性 |
| 3.4 讨论 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 打磨和酸蚀钛基体上磷酸盐转化膜的制备 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验 |
| 4.2.1 磷酸盐转化膜的制备 |
| 4.3 结果与分析 |
| 4.3.1 在打磨钛基体上制备磷酸盐转化膜 |
| 4.3.1.1 磷酸盐转化膜的表面形貌和成分分析 |
| 4.3.1.2 XRD图谱分析 |
| 4.3.2 在酸蚀钛基体上制备磷酸盐转化膜 |
| 4.3.2.1 磷酸盐转化膜的表面形貌和成分分析 |
| 4.3.2.2 酸蚀钛表面磷酸盐转化膜的XRD图谱 |
| 4.3.3 不同基体上磷酸盐转化膜的比较 |
| 4.3.3.1 结合强度 |
| 4.3.3.2 生物相容性 |
| 4.4 讨论 |
| 4.5 本章小结 |
| 第5章 羟基磷灰石涂层的制备 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验 |
| 5.2.1 羟基磷灰石涂层的制备 |
| 5.3 不同Ca源对HA涂层的影响 |
| 5.3.1 用Ca(NO_3)_2溶液水热处理PCC涂层试样 |
| 5.3.2 用Ca(CH_3COO)_2溶液水热处理PCC涂层试样 |
| 5.3.3 用CaCl_2溶液水热处理PCC涂层试样 |
| 5.3.4 PCC试样在不同钙源溶液中处理后的XRD图谱 |
| 5.4 CaCl_2溶液pH对 HA涂层的影响 |
| 5.4.1 增加溶液pH对HA涂层的影响 |
| 5.4.2 降低溶液pH对HA涂层的影响 |
| 5.5 CaCl_2溶液浓度对HA涂层的影响 |
| 5.5.1 HA涂层的表面形貌和成分分析 |
| 5.5.2 XRD分析 |
| 5.5.3 润湿性 |
| 5.5.4 耐腐蚀性 |
| 5.5.5 结合强度 |
| 5.5.6 成骨细胞在Ti和HA涂层上的反应 |
| 5.6 讨论 |
| 5.7 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间所发表的学术论文及专利 |
| 致谢 |
（7）基于阳极氧化改性的钛合金接骨板摩擦磨损特性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 生物医用材料 |
| 1.2.1 生物医用钛材料 |
| 1.2.2 医用钛合金接骨板 |
| 1.3 医用钛合金接骨板表面改性方法 |
| 1.4 TiO_2纳米管涂层的概述 |
| 1.4.1 TiO_2纳米管涂层的制备方法 |
| 1.4.2 TiO_2纳米管涂层在生物医学领域的应用 |
| 1.5 医用钛合金接骨板的摩擦磨损研究现状 |
| 1.5.1 接骨板的摩擦磨损研究现状 |
| 1.5.2 医用钛合金材料的摩擦磨损研究现状 |
| 1.6 课题的提出与研究内容 |
| 1.7 技术路线 |
| 第二章 接骨板阳极氧化表面改性及其整体性能研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验材料与方法 |
| 2.2.1 实验材料和仪器 |
| 2.2.2 实验方法 |
| 2.2.3 试样的表征 |
| 2.3 结果和讨论 |
| 2.3.1 微观结构和组织形貌分析 |
| 2.3.2 粗糙度和接触角分析 |
| 2.3.3 硬度和密度分析 |
| 2.3.4 弹性模量和结合强度分析 |
| 2.3.5 耐腐蚀性能分析 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 阳极氧化表面改性后接骨板的摩擦磨损特性研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验材料与方法 |
| 3.2.1 实验试样和仪器的选取 |
| 3.2.2 实验参数的选取和摩擦磨损特性表征 |
| 3.3 干摩擦环境下的滑动摩擦磨损性能 |
| 3.3.1 摩擦系数分析 |
| 3.3.2 磨损形貌及磨损机理分析 |
| 3.3.3 磨损深度和磨损量分析 |
| 3.4 模拟体液环境下的滑动摩擦磨损性能 |
| 3.4.1 摩擦系数分析 |
| 3.4.2 磨损形貌和磨损机理分析 |
| 3.4.3 磨损深度和磨损量分析 |
| 3.5 微动摩擦磨损性能 |
| 3.5.1 摩擦系数分析 |
| 3.5.2 Ft-D-N曲线分析 |
| 3.5.3 磨损形貌及磨损机理分析 |
| 3.5.4 磨损深度和磨损量分析 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 阳极氧化改性对接骨板表面应力的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 胫骨干骨折内固定系统模型的建立 |
| 4.3 内固定系统有限元分析 |
| 4.3.1 有限元模型 |
| 4.3.2 载荷和边界条件 |
| 4.3.3 结果分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 接骨板表面负载聚维酮碘药物的抗菌性能 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验材料与方法 |
| 5.2.1 实验材料和仪器 |
| 5.2.2 实验方法 |
| 5.2.3 试样的表征 |
| 5.3 结果和讨论 |
| 5.3.1 试样的微观形貌及元素分析 |
| 5.3.2 体外抗菌实验分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 结论与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录 |
（8）医用钛合金表面Ta2O5/Ta2O5-Ti/Ti复合涂层的制备与性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 课题来源、研究背景与意义 |
| 1.2 钛合金表面医用涂层的研究现状 |
| 1.2.1 耐磨涂层的研究现状 |
| 1.2.2 耐腐蚀涂层的研究现状 |
| 1.2.3 生物相容性涂层的研究现状 |
| 1.3 Ta_2O_5涂层的性能及其研究现状 |
| 1.3.1 Ta_2O_5涂层的性能 |
| 1.3.2 Ta_2O_5涂层的制备技术 |
| 1.3.3 Ta_2O_5涂层的应用现状 |
| 1.4 课题研究的目的与主要内容 |
| 1.4.1 课题研究的目的 |
| 1.4.2 课题研究的主要内容 |
| 第二章 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的设计与残余应力分析 |
| 2.1 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的设计 |
| 2.1.1 中间层的材料设计 |
| 2.1.2 中间层的结构设计 |
| 2.2 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的残余热应力分析 |
| 2.2.1 残余热应力分析的有限元建模 |
| 2.2.2 中间层层数对涂层残余应力的影响 |
| 2.2.3 中间层厚度对涂层残余应力的影响 |
| 2.2.4 沉积温度对残余热应力的影响 |
| 2.3 本章小结 |
| 第三章 Ta_2O_5/Ta2O_5-Ti/Ti复合涂层的制备与表征 |
| 3.1 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的制备 |
| 3.1.1 实验材料 |
| 3.1.2 实验设备 |
| 3.1.3 制备工艺 |
| 3.2 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的表征 |
| 3.2.1 微观结构 |
| 3.2.2 物相成分 |
| 3.2.3 结合强度 |
| 3.2.4 力学性能 |
| 3.2.5 摩擦磨损性能 |
| 3.2.6 腐蚀性能 |
| 3.3 本章小结 |
| 第四章 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的微观结构与性能研究 |
| 4.1 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的微观结构分析 |
| 4.1.1 断面形貌 |
| 4.1.2 表面形貌 |
| 4.1.3 断面元素分布 |
| 4.1.4 结晶状态 |
| 4.1.5 化学价态 |
| 4.2 Ta_2O_5/Ta_2O_5-Ti/Ti复合涂层的性能研究 |
| 4.2.1 涂层的结合强度 |
| 4.2.2 涂层的力学性能 |
| 4.2.3 涂层的磨损行为 |
| 4.2.4 涂层的耐腐性能 |
| 4.3 本章小结 |
| 第五章 结论与展望 |
| 5.1 结论 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 附录 |
| 致谢 |
（9）新型生物医用锆合金的制备与组织性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 锆合金的应用 |
| 1.3 生物医用锆合金研究发展 |
| 1.3.1 生物医用合金简介 |
| 1.3.2 生物医用锆合金研究发展 |
| 1.4 锆合金的制备 |
| 1.5 锆合金的相变及微观组织 |
| 1.5.1 锆的平衡相转变 |
| 1.5.2 合金元素对锆合金的影响 |
| 1.5.3 锆合金的非平衡相变 |
| 1.5.4 锆合金的微观组织 |
| 1.6 本文的研究意义和主要内容 |
| 1.6.1 研究意义 |
| 1.6.2 研究内容和创新点 |
| 第二章 试验材料与方法 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 试验原料与设备 |
| 2.2.1 原材料 |
| 2.2.2 试验设备 |
| 2.3 合金制备方法 |
| 2.3.1 工艺流程 |
| 2.3.2 合金熔炼 |
| 2.3.3 锻造与车削 |
| 2.3.4 冷轧工艺 |
| 2.4 热处理工艺 |
| 2.4.1 真空封管工艺 |
| 2.4.2 固溶处理 |
| 2.4.3 时效处理 |
| 2.5 微观组织分析 |
| 2.5.1 组织分析 |
| 2.5.2 X射线衍射分析 |
| 2.5.3 扫描电镜分析 |
| 2.6 力学性能测试 |
| 2.6.1 硬度测试 |
| 2.6.2 压缩测试 |
| 2.6.3 拉伸测试 |
| 2.7 腐蚀性能测试 |
| 2.8 磁化率测试 |
| 第三章 Zr-Ti-Nb-O合金制备与组织性能分析 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 Zr-(12, 22,35)Ti合金的组织和力学性能分析 |
| 3.2.1 显微组织 |
| 3.2.2 力学性能 |
| 3.2.3 断口形貌 |
| 3.3 Zr-35Ti-(0,5,10, 20)Nb合金的组织和力学性能分析 |
| 3.3.1 显微组织 |
| 3.3.2 力学性能 |
| 3.3.3 断口形貌 |
| 3.4 O元素对Zr-Ti和 Zr-Ti-Nb合金的组织与性能的影响 |
| 3.4.1 显微组织 |
| 3.4.2 力学性能 |
| 3.4.3 断口形貌 |
| 3.5 时效对β锆合金组织和力学性能的影响分析 |
| 3.5.1 显微组织 |
| 3.5.2 力学性能 |
| 3.5.3 断口形貌 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 冷轧和时效工艺对Zr-35Ti-(10,15,20)Nb-(0,0.3)O合金组织与性能的影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 试验方案 |
| 4.3 Zr-35Ti-(10,15,20)Nb-(0,0.3)O合金组织及力学性能分析 |
| 4.3.1 固溶和冷轧处理显微组织分析 |
| 4.3.2 固溶和冷轧处理XRD分析 |
| 4.3.3 力学性能 |
| 4.3.4 断口形貌 |
| 4.4 时效对Zr-35Ti-(10,15,20)Nb-(0,0.3)O合金组织及力学性能影响 |
| 4.4.1 时效的目的 |
| 4.4.2 光学显微分析 |
| 4.4.3 XRD分析 |
| 4.4.4 SEM分析 |
| 4.4.5 力学性能 |
| 4.4.6 断口形貌 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 Zr-Ti-Nb-O合金的耐蚀性和磁化率研究 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 Zr-Ti-Nb-O合金的耐蚀性研究 |
| 5.2.1 开路电位和极化曲线 |
| 5.2.2 阻抗分析 |
| 5.2.3 腐蚀后形貌观察 |
| 5.2.4 Zr-Ti-Nb-O合金耐蚀的机理分析 |
| 5.3 Zr-Ti-Nb-O合金的磁化率研究 |
| 5.3.1 磁化率 |
| 5.3.2 低磁化率生物医用合金的分析与展望 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读硕士期间发表的论文和专利 |
（10）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 |
四、钛合金的医用专利（论文参考文献）
- [1]钛合金基g-C3N4纳米结构涂层构建及光控抗菌功能研究[D]. 杜陵. 西南大学, 2021(01)
- [2]钛表面生物压电涂层的构建及其骨修复促进机制研究[D]. 吴聪. 西安理工大学, 2021(01)
- [3]基于TC4钛合金表面硬质多元涂层的制备及其性能研究[D]. 吴一若. 重庆理工大学, 2021(02)
- [4]生物医用金属材料表面改性的研究进展[J]. 范燕,徐昕荣,石志峰,刘佳,李冰,徐蒙蒙. 材料导报, 2020(S2)
- [5]从专利分析角度研究我国医用钛合金的发展现状[J]. 马娜,于霞,宋欢. 中国标准化, 2020(S1)
- [6]医用钛表面磷酸盐转化膜及羟基磷灰石复合涂层的制备[D]. 朱海明. 江苏科技大学, 2020(02)
- [7]基于阳极氧化改性的钛合金接骨板摩擦磨损特性研究[D]. 吴戍戌. 济南大学, 2020(01)
- [8]医用钛合金表面Ta2O5/Ta2O5-Ti/Ti复合涂层的制备与性能研究[D]. 周泉. 湖南工业大学, 2020(04)
- [9]新型生物医用锆合金的制备与组织性能研究[D]. 罗聪. 东南大学, 2020(01)
- [10]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)