一、钛和钛合金铸件在牙科医疗上的应用（论文文献综述）
郭鲤,何伟霞,周鹏,刘标[1]（2020）在《我国钛及钛合金产品的研究现状及发展前景》文中研究指明对铸造钛及钛合金、钛及钛合金管材、钛及钛合金复合材料及高温钛合金生产工艺技术及研究现状进行了介绍。对钛及钛合金材料在军事工业、生物医疗及汽车领域的发展和应用进行了介绍。分析了我国钛及钛合金加工产品质量及存在的问题。阐述了我国钛及钛合金产品产业的发展方向和应用前景。
杨开雄[2]（2020）在《基于氢化钛制备多孔钛的工艺及性能研究》文中进行了进一步梳理钛及钛合金具有良好的化学耐腐蚀性及良好的生物相容性,较低的弹性模量,较高的比强度,引起了较多学者的关注,在医疗骨替换及牙齿等方面具有广泛的前景。钛在自然界的丰度比较高,但因其比较活泼,冶炼加工成本比较高,限制了它的使用。粉末冶金法是获得低成本钛的有效方法。钛在医疗领域用作骨替换材料,但钛及钛合金材料相比骨的弹性模量及抗压强度较高,力学性能不匹配,易造成应力屏蔽从而使植入失效。降低钛的弹性模量使力学性能与骨相匹配,进而对钛的表面改性以提高生物相容性一直是钛骨植入物研究重点方向之一。通过粉末冶金方法,在钛基材料中引入孔隙,可以有效调节钛的弹性模量及力学性能。本研究以氢化钛及其他合金粉为原料,氯化钠和碳酸氢铵为造孔剂,利用真空烧结制备多孔钛及多孔钛合金。研究了压制压力,烧结温度和保温时间等工艺因素对钛致密度的影响,以及造孔剂含量、种类与钛多孔体孔隙率的关系;在此基础上对多孔钛合金的微观结构、力学性能进行分析,并基于大量实验数据对多孔力学性能进行拟合分析和实验验证。主要研究结论如下:（1）成型压力、烧结温度和保温时间都会对孔隙率及孔径造成影响。在没有添加造孔剂的情况下,改变压制压力制备纯钛样品观察其致密度情况,随着烧结温度及烧结时间的增加致密度有所增加,但变化不是很大。当压制压力为155MPa时,其致密度为91.13%,随着压力的增大致密度逐渐增大,当压制压力增加到388MPa时,致密度增加至95.57%。选择压制压力为280MPa添加质量为30wt.%NH4HCO3,当烧结温度为950℃对应孔隙率分别52.34%,当温度升高至1200℃时孔隙率为47.22%,温度升高250℃孔隙率下降5%左右;使用氢化钛在280MPa下制备压坯,设置烧结温度为1100℃,保温时间分别为1.5h,2h,2.5h,随着保温时间的延长样品致密度逐渐升高。保温1.5h时致密度为94.56%,保温2.5h时致密度为96.31%,保温时间从1.5小时延长至2.5h致密度仅上升1.75%。（2）通过添加10wt.%～60wt.%的造孔剂,选择压制压力为280MPa,设置烧结温度为1100℃保温2h制备出多孔钛,碳酸氢铵作为造孔剂时孔隙率范围为,22.38%～73.24%,弹性模量1.64～10.47GPa,强度为17.36～360.23MPa,氯化钠作为造孔剂时孔隙率范围为9.75%～66.86%弹性模量为2.23～13.14GPa,强度为37.66～576.59MPa。（3）SEMXRD金相分析结果显示,当添加不同质量百分比的碳酸氢铵及氯化钠作为造孔剂时,都制备出较好的多孔钛,未引入杂质,其组织为α-钛。当添加量小于30wt.%时,孔隙的连通率较低,难以形成三维联通情况。其孔隙分布有两种,一种是较大孔隙几百微米,一种是较小孔隙几十微米到几微米,造孔剂含量增大,其孔壁逐渐变薄,孔隙相互重叠,使孔径变大,这种复合孔隙满足骨组织的生长要求。（4）多孔钛的静态压缩性能,从应力-应变曲线上看制备出的多孔钛符合多孔材料典型的三个阶段的力学行为及弹性阶段、平台阶段和致密化阶段。较高率的多孔钛具有明显的平台阶段,而低孔隙的平台不明显,其制备的多孔钛力学性能满足作为植入材料的需求。（5）通过对实验数据进行分析,制备出的多孔钛弹性模量、屈服强度和孔隙率之间具有一定关系,通过采用Gibson-Ashby模型公式对其进行拟合,得到符合本实验的相关常数。（6）通过采用制备多孔钛经验,添加自制纳米银制备含银多孔钛,为制备抗菌多孔钛材料提供了一种新思路,及添加Nb,Zr H2粉末制备Ti-13-Nb-13Zr低弹性模量多孔钛合金。
费阳,汪涛,缪润杰,王倩,袁揭[3]（2019）在《微量氧含量对Ti-3Zr合金微观组织与力学性能的影响》文中研究说明通过差示扫描量热仪、X射线衍射仪、金相显微镜、透射电子显微镜、万能试验机以及维氏硬度计讨论了微量氧含量对Ti-3Zr合金相变温度、显微组织及力学性能的影响规律。实验结果表明,随着氧含量的增加,Ti-3Zr-xO合金的相变温度逐渐升高;合金的显微组织变化较大,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;合金的抗拉强度和屈服强度受氧元素固溶强化的影响均随着氧含量的增加而显着增加;合金的塑性整体上呈现下降的趋势,Ti-3Zr-0.05O合金由于其亚结构中存在一定数量的位错胞和超细晶,导致其塑性低于相邻成分的合金,而Ti-3Zr-0.25O合金的塑性受纳米孪晶增韧机制的影响显着提高。Ti-3Zr-0.25O合金具有最佳的综合力学性能。
徐仰立[4]（2019）在《基于激光选区熔化制造与拓扑优化设计的多孔结构的力学性能调控》文中研究表明多孔植入体的设计和制造一直是骨科医学领域亟需解决的问题。一方面,要求多孔结构具有复杂曲面和孔隙率,能够为骨细胞长入和营养物质运输提供充足空间;另一方面,要求多孔结构的力学性能可调控,能够匹配人体骨骼的力学性能,以防止应力屏蔽现象。传统的方法无法全面解决这些问题。本文结合拓扑优化（Topology Optimization）设计和激光选区熔化制造（Selective Laser Melting,SLM）技术,从Ti6Al4V多孔植入体中结构设计、制造约束、力学性能匹配和使用寿命提高四个基本问题出发,实现了多孔植入体性能的数字化调控。首先,基于SIMP材料插值理论的拓扑优化模型,通过ANSYS软件实现对人体骨骼基元的拓扑优化设计,利用SolidWorks和Materialise Magics 21.0软件对拓扑优化多孔结构进行模型重建和修复,以减小数据量;经过比表面积的测量,当孔隙率达60%以上时,拓扑优化多孔结构的比表面积超越隐式曲面构建的多曲面多孔结构,预示着更好的生物兼容性。其次,从表面质量、制造精度和可制造性三个角度,重点讨论了SLM制造Ti6Al4V拓扑优化多孔结构的影响因素,并给出优化参数:X-Y轴精度差异可以通过设置为0.015 mm光斑补偿来缩小;Z轴精度差异通过设置补偿值0.06 mm来缩小;零件的翘曲变形通过优化摆放位置和设置支撑结构来解决;黑烟杂质和火花通过调控保护气的流速来完成,气体压强控制在120 Pa左右。另外,从拓扑优化单元多孔阵列结构模型中抽离出四种微结构,探讨它们的制造极限:“弹簧”结构的爬升角应大于45°;弧形结构的最大可成形的悬垂长度为1.04 mm;薄壁结构的壁厚和小孔结构的直径都应大于0.1 mm。接着,研究了拓扑优化多孔阵列结构的力学性能与结构参数的关系。通过压缩实验,探索了多孔阵列结构的压缩行为和断裂失效模式,抗压强度的范围在23498 MPa,与结构参数（孔隙率和单元结构尺寸）成反比,建立了Strength-Density-Unit Cell Size抗压强度理论预测模型。通过动态弹性模量测试,优化了多孔阵列结构的堆叠方式。弹性模量的范围在3.555.47 GPa,与结构参数（孔隙率和单元结构尺寸）成反比,其中孔隙率为60%和70%的多孔结构能满足骨骼力学性能要求,同时建立了Modulus-Density-Unit Cell Size弹性模量理论预测模型。最后,研究了SLM直接制造Ti6Al4V在平行方向上的延伸率提高机制。通过调控SLM制造条件,Ti6Al4V在特殊的温度场条件下使′相直接分解成极细针状的（α+β）组织,得到三组满足该温度场条件的制造参数:能量密度E=50.62J/mm3,扫描间距h=0.12 mm,制造层厚t=60μm,支撑面积比As/Ap=0.6;E=44.9J/mm3,h=0.12 mm,t=60μm,As/Ap=0.6;E=50.62 J/mm3,h=0.10 mm,t=60μm,As/Ap=0.6。经过拉伸性能测试,微观组织为完全（α+β）组织的Ti6Al4V试样具有良好的综合力学性能:抗拉强度达1200 MPa以上,屈服强度达1100 MPa以上,同时延伸率达8%以上,满足医用铸件标准的要求。
李岳[5]（2019）在《医用钛合金Ti13Nb13Zr力学性能的研究》文中进行了进一步梳理钛及钛合金有强度强、质量轻、无毒无磁性、抗腐蚀性能优良及良好的生物相容性等优秀特点,成为最合适在医疗中使用的金属材料,钛和钛合金广泛应用于人体种植体、牙科、医疗器械和人体矫形外科等医学领域中,但随着社会的不断进步,人们对医用钛合金的要求也在不断的更高。Ti13Nb13Zr是新兴的第3代医用钛合金,由生命族元素构成,不含有Al等对人体有害的元素,而且具有更低弹性模量、更好生物相容性和更高强度,取代第2代合金已成为不可避免的趋势。所以进一步掌握钛合金的力学性能具有非常高的价值。为研究第3代医用钛合金Ti13Nb13Zr的力学性能,本文进行以下的工作:（1）采用纳米压痕,对Ti13Nb13Zr进行了微纳米力学测试,分析了材料在微纳米尺度下的力学性质。通过实验得到材料在微纳米尺度下接触刚度,弹性模量,硬度等性能,为Ti13Nb13Zr在人体中服役提供了重要的实验数据。（2）为了确定Ti13Nb13Zr在植入人体发生的蠕变行为,所以在室温下利用纳米压痕仪测量了Ti13Nb13Zr的蠕变行为的规律。通过改变实验的加载速率与最大载荷,确定这两个因素对实验结果的影响。结果表明,实验结果与加载速率和最大载荷无关,只与材料本身性质相关。最终测得材料的蠕变应力指数范围在28.9834.66之间,为Ti13Nb13Zr在植入人体发生的蠕变行为提供了实验数据和理论参考。（3）Ti13Nb13Zr合金在人体服役后,材料不可避免会受到低速冲击。为了掌握材料在低速冲击下的力学性能,进行落锤实验测量Ti13Nb13Zr在低速冲击条件下的能量吸收与损伤情况。通过使用不同形状的冲头与改变冲击能量,确定这两个因素对实验结果的影响。结果表明,冲头的几何形状对于冲头位移和损伤情况有很大的影响,圆柱形冲头的峰值载荷最大,圆锥形冲头的冲头位移最大,损伤面积最小也更为集中。当冲头为圆柱形冲头冲击能量为30J时,材料未被破坏,测得73%的能量被材料吸收。本文通过研究第三代医用钛合金Ti13Nb13Zr合金在微纳米尺度下的力学性能,蠕变性能以及低速冲击下的力学性能,与目前临床中使用最广泛的医用钛合金Ti6A14V进行性能对比,Ti13Nb13Zr的蠕变应力指数为Ti6A14V的4倍左右,能量吸收率基本相同。Ti13Nb13Zr在这两方面的力学性能更为优秀,说明Ti13Nb13Zr的前景非常优秀。同时为本文的研究对象第三代医用钛合金Ti13Nb13Zr合金的设计、材料自身的发展可提供重要的实验与理论依据,为避免意外发生提供保障,还能拓展材料的应用前景,同时为其他医用钛合金研制和开发提供了新的方法和思路。
张卓[6]（2019）在《预氧化AlxCoCrFeNi高熵合金耐铝液腐蚀性能研究》文中提出在铝工业生产中,通常都会涉及到铝及铝的熔体。熔铝是腐蚀性最强的金属之一,对合金以及整体材料造成严重腐蚀破坏,而导致整体材料的失效。提高材料耐熔铝腐蚀性能,对延长设备的使用寿命、提高生产效率和铝制品及镀铝件质量具有重要的意义高熵合金作为一种独特的多主元合金,因为其突出的力学性能,良好的高温稳定性,而备受研究者们的关注。高熵合金最为突出的是四个效应:高混合熵效应、迟滞扩散效应、晶格畸变效应、鸡尾酒效应。目前,对于高熵合金耐铝液腐蚀性能的研究仍处于起步阶段,高熵合金在铝液中的迟滞扩散效应没有系统的研究。本研究拟利用高熵合金中迟滞扩散效应,并对合金表面进行预氧化处理,在铝液腐蚀中起到双重阻挡作用,设计出具有优异的耐铝液腐蚀性能的高熵合金整体材料。本文研究了Al含量对铸态AlxCoCrFeNi高熵合金结构、显微组织以及耐铝液腐蚀性能的影响,通过对XRD、SEM以及EDS结果进行全面的分析,阐明了随着AlxCoCrFeNi高熵合金（x=0.5-1.5）中Al含量的提高,晶体结构由FCC向BCC结构转变,显微组织形貌均为枝晶,且枝晶组织随着Al含量的增加变得更加细小。耐铝液腐蚀性能随之提升,相比于工业生产中常见的纯Fe及316L不锈钢性能更佳。为了进一步研究合金元素含量预氧化工艺对高熵合金预氧化膜表面氧化物种类以及致密度的影响规律,通过改变AlxCoCrFeNi高熵合金中Al元素的含量,预氧化温度,发现1000℃预氧化后的Al0.5CoCrFeNi高熵合金氧化膜最为致密,表面主要生成耐铝液腐蚀性能优异的Cr2O3等氧化物。最后,对预氧化后表面生成较好氧化物层的Al0.5CoCrFeNi合金进行浸镀实验,分析氧化膜质量对Al0.5CoCrFeNi高熵合金耐铝液腐蚀性能的影响规律。结果表明,预氧化处理能显着提高Al0.5CoCrFeNi高熵合金的耐铝液腐蚀性能,预氧化Al0.5CoCrFeNi高熵合金较铸态Al0.5CoCrFeNi高熵合金在铝液中的腐蚀速率明显降低,由0.85×10-1mm/h降低至2.30×10-3mm/h,耐铝液腐蚀性能提高40倍,与传统工业生产中最常见的纯Fe以及316L不锈钢相比,耐铝液腐蚀性能提高约150倍。其中,1000℃预氧化处理后的Al0.5CoCrFeNi高熵合金耐铝液腐蚀性能最佳,腐蚀速率仅为1.62×10-3mm/h。
高雨微[7]（2017）在《两种浸泡方法对钴铬合金耐腐蚀性和力学性能影响的研究》文中进行了进一步梳理目的:本实验对钴铬合金进行两种浸泡耐腐蚀处理（植酸溶液浸泡、茶多酚人工唾液浸泡）后,对其耐腐蚀性能进行检测并比较,并结合电镜以及显微镜进行观察,比较两种浸泡方法在提高耐钴铬合金耐腐蚀性的同时是否对其力学性能有所影响,为今后临床上的应用提供参考。方法:将钴铬合金浸泡于1.25g/L茶多酚人工唾液中100天、以及浸泡在PH值分别为2、4、6的植酸溶液中,浸泡时间分别为10min,20min,30min,40min,做好标记,然后,将植酸处理过的钴铬合金再放入人工唾液中浸泡100天。扫描电镜和金相显微镜下观察两种浸泡处理后的钴铬合金表面形貌变化,并比较两种处理方法前后,钴铬合金的失重腐蚀速率变化及机械性能（拉伸性能、弯曲性能）的变化,研究两种浸泡处理方法在改变钴铬合金耐腐蚀性能的同时,是否对对其力学性能产生影响。实验组A组为PH=2的植酸溶液浸泡后再人工唾液浸泡100天的钴铬合金,B组为PH=4的植酸溶液浸泡后再人工唾液浸泡100天的钴铬合金,C组为PH=6的植酸溶液浸泡后再人工唾液浸泡100天的钴铬合金,D组为1.25g/L茶多酚人工唾液浸泡100天的钴铬合金,对照组E组是未做任何处理的钴铬合金浸泡于人工唾液中100天。结果:（1）五组试件浸泡100天后,失重腐蚀速率分别为0.0020±0.0017、0.0013±0.0006、0.0023±0.0006、0.00270±0.0012、0.0020±0.0010,与对照组进行比较,A、B、C、D四组的失重腐蚀速率均有稍微降低的现象出现,但都没有明显差异（P>0.05）。（2）试件浸泡前,用肉眼观察试件表面可见,各组试件表面光滑且光亮,有打磨划痕,划痕方向一致;镜下可见5组试件表面的打磨痕迹,较均匀,方向一致。浸泡后的试件表面比浸泡前稍显暗淡,各组无显明差异,镜下观察会看见少许划痕。对照组E组表面划痕较多且杂乱粗糙,镜下观察表面凹凸不平明显,腐蚀坑明显且数目较多;A、B、C、D四组表面可见散在腐蚀坑,但经过与对照组E比较发现,腐蚀坑数目少,且腐蚀较轻。ABC三组比较发现,当植酸溶液PH=6,时间为30分钟时腐蚀最轻。随着植酸溶液PH的增大,合金表面腐蚀坑数目越来越少。A、B、C三组在镜下观察可见,随着试件在植酸溶液中浸泡的时间加长,可见腐蚀坑数目减少,但浸泡时间为40min时,腐蚀坑又较浸泡30min的数目有所增多。（3）依据国家相关标准检测钴铬合金浸泡处理后的力学性能,即拉伸强度,弯曲强度变化,经实验前后对比发现,两种浸泡方法（植酸溶液、茶多酚人工唾液浸泡）既可以提高钴铬合金耐腐蚀性能,又不会对合金的力学性能造成显着影响。结论:通过植酸溶液以及茶多酚浸泡处理,可提高钴铬合金的耐腐蚀性能,且对合金的力学性能无明显影响,处理方法简单,安全可靠,无毒无害。两种方法都可以作为临床上提高钴铬合金耐腐蚀性能的方法。
晏恒峰[8]（2016）在《牙科激光选区熔化3D打印设备关键技术研究》文中研究指明3D打印被誉为第三次工业革命的代表及主要推动因素。3D打印是数字化制造的理想模式,其具备将3D数字模型直接打印成最终产品的能力。从设计到制造,中间过程大幅减少。传统制造工艺主要以减材制造为主,而3D打印采用增材制造的方式,有效减少材料浪费。3D打印具有快速制造,个性化制造,绿色制造的特点,在发达国家已经得到广泛应用,被应用于军事武器研发,航天精工,医疗器械等诸多高端领域,而在我国,3D打印技术发展仍处于初级阶段。2015年我国国务院正式印发《中国制造2025》,部署全面推进实施制造强国战略,3D打印被列为重点发展的新兴技术。3D打印个性化,快速化制造的特点,在医疗应用中倍受青睐。2015年,医疗（主要是牙科医疗）在3D打印的份额中占到了13.1%。其中主要以激光选区熔化（selective laser melting,SLM）技术制造的牙桥,义齿,种植体等为主。SLM金属3D打印技术,是3D打印在牙科医疗应用中,最重要方向。但其中产值最高的,如软件,设备,材料等大部分关键技术都被国外控制。其中SLM设备,是研究3D打印材料,工艺,软件的基础。国外厂商在销售SLM设备时,通常会捆绑软件,材料和工艺,从而进行技术封锁。本文的研究目的,是结合牙科医疗的实际需求,研究牙科SLM设备的关键技术,最终设计研制具有自主知识产权的SLM设备。本文首先对牙科SLM应用进行调研,按照SLM从数字模型到激光扫描路径规划,再到最终扫描成型的过程,先后研究了CAD数据来源,数据分层算法,激光与材料的作用过程,过程中氧气含量控制,扫描振镜的高精度快速校正,扫描图形接口等关键问题。其中,对数据来源及数据分层算法的研究是形成激光选区扫描路径的基础;对激光与材料作用过程的研究,是研究氧含量控制和扫描光路的前提;而扫描振镜的高精度快速校正,是最终实现高精度激光扫描的重要条件。本文根据对上述关键问题的研究结果,形成SLM设备的结构设计方案。并分别论述了激光传输系统,粉床升降系统,成型舱,铺粉机构等关键部件的设计方案与原理。最终形成设备的总体设计与实现方案。加工范围可达到250mm×250mm,成型高度可达200mm。并介绍了成型实验,SLM牙科成型件的理化特性实验和生物相容性实验。在研究关键技术和研制设备的过程中,本文的主要研究成果为:1)对牙科金属3D打印的应用需求进行了系统性研究,按需设计并研制完成可用于牙科的SLM设备。2)设计实现了一种基于图像识别的快速振镜系统校正算法,解决了SLM系统中,振镜工作幅面较大时的校正难题。3)研究了立体成型接口规范（stereo lithography interface specification,STL）文件的可视化程序设计,设计并实现了一种不需要建立拓扑关系的快速分层算法,及分区快速首尾连接算法。为验证本文算法方面的工作,设计研制了一款绘图仪式光固化3D打印设备（stereo lithography plotter,SLP）,有望成为一种新的3D打印实现方案。该方案使用绘图仪式的同步带扫描,而非使用振镜电机扫描,大幅降低对激光光源的性能要求,从而降低固化成本。4)基于计算流体方法,建立成型舱模型,优化气流参数。设计研制了气流密度均衡,气流速度空间分布均匀的SLM成型舱。可快速降低舱内氧气含量,满足SLM工艺需求。5)设计并实现了一套完整的,适用于牙科的SLM电控,机械,及软件方案,采用了开放式的图形接口,可调聚焦光斑尺寸的SLM光路等,为后期实验研究提供了丰富的可能性。未来有望在该系统上开展更多关于算法,控制和材料的相关研究。
郭欢[9]（2014）在《生物医用钛表面一维纳米结构的制备及功能改性》文中研究说明生物医用钛金属材料由于其良好的力学性能、易加工性、与人骨相近的弹性模量、耐腐蚀性和良好的生物相容性被广泛应用于人工骨关节、骨钉、牙种植体等硬组织材料。但是,钛及钛合金存在生物惰性的缺点,植入人体后与周围组织不能达到骨性结合,只是简单的机械锁合,易被纤维组织包裹与宿主组织隔离,长此以往会引起血栓而导致植入失败。另外,在临床手术中,细菌感染是很常见的一大问题,全面的消毒和无菌操作仍然避免不了术后感染的发生。临床上主要解决途径是注射抗生素,但抗生素注射具有特异性,需长期注射且会产生抗药菌株。基于以上问题,本论文提出在钛金属表面构建功能化的纳米结构,运用水热处理法在钛片表面原位生长出一维纳米相结构,提高材料生物相容性,增加材料的粗糙度和比表面积,为后续掺杂银纳米粒子提供附着位点；通过体外仿生矿化在材料表面沉积羟基磷灰石涂层增强材料生物活性；在钛酸盐纳米结构上载入Ag纳米颗粒制备出兼具生物相容性和抑菌性能的多功能复合型植入材料。具体包括如下工作：1.钛金属表面一维纳米结构的制备、影响因素及生长机理的研究2.在含钛酸盐纳米结构的钛表面掺杂银离子提高材料抗菌性能3.一维纳米相修饰后的样品表面生物矿化及表面特征4.水热处理后的样品及掺银样品的体外细胞实验研究结果表明：通过水热法可以在钛基表面制备出形貌均一,涂层均匀的钛酸盐一维纳米结构薄膜,反应温度和碱液浓度均对材料表面微观形貌有影响；最佳水热工艺条件为纯钛片与0.2M NaOH在180°C下反应72小时得到纳米针状改性表面；通过紫外光化学法可以在材料表面载银,银纳米颗粒在钛基表面分布均匀,随着硝酸银溶液浓度的增加,抗菌效果更好；水热处理后的材料表面能够引导羟基磷灰石在表面沉积,并且能够有效提高早期细胞在材料表面的增殖与分化。
王哲[10]（2013）在《EBM法Ti-6Al-4V合金组织与力学性能研究》文中指出电子束熔化逐层成型技术（Additive Fabrication via Electron Beam Melting，AM-EBM）是近年快速发展的先进制造技术之一，在医疗、航空航天、化工等领域有着广泛的应用前景。本文采用Ti-6Al-4V ELI医疗（外科植入）用合金粉末为原料，采用电子束熔化逐层成型技术，制备出垂直、平行于成型基板方向和不同直径尺寸的Ti-6Al-4V合金棒材，研究了样品取向、尺寸和热等静压工艺对EBM法Ti-6Al-4V合金显微组织和力学性能的影响。EBM法制备的Ti-6Al-4V合金显微组织以hcp结构的α相片层为主，片层之间有少量bcc结构的β相，该β相尺寸很小。由于合金凝固时存在较大温度梯度，EBM法制备的Ti-6Al-4V合金中原始β晶粒生长具有方向性，其生长方向均平行于堆积高度方向。柱状原始β晶粒有较为完整的晶界α相。垂直取向的Ti-6Al-4V合金样品生长时，会存在由细小针状α相组成的不稳定生长区。随着距基板距离和样品直径的增加，该不稳定生长区逐渐减少；平行取向的样品α片层组织沿棒材轴向方向比较均匀几乎不存在不稳定生长区。平行取向的合金棒材α相片层厚度要大于相应直径尺寸的垂直取向的棒材；同种取向的样品中α相片层厚度随样品尺寸的减小而减小。原因是熔化层面积不同，凝固时冷却率不用，导致α相片层厚度的差异。垂直取向生长的合金屈服强度和抗拉强度略高，而延伸率和断面收缩率明显高于于平行取向生长的合金，其中断面收缩率的变化更为显着；这种现象主要由α相片层厚度的变化和拉伸轴向相对于原始β晶粒轴线方向的差异所导致。样品尺寸对EBM法制备的Ti-6Al-4V样品力学性能有显着影响。随着样品尺寸的增加，Ti-6Al-4V棒材抗拉强度和屈服强度减小，延伸率和断面收缩率增加。这种趋势在样品尺寸小于4mm时非常明显，当样品尺寸大于4mm后，棒材强度、塑性等指标随尺寸变化很小。垂直取向生长的合金断口形貌为典型的韧窝型穿晶断裂，韧窝较深；平行取向生长的合金断口由韧窝型穿晶断裂和脆性沿晶断裂综合形成，韧窝较浅，局部出现沿晶界发生的层状开裂。与锻态合金相比，EBM法Ti-6Al-4V合金表现出较高的屈服强度和抗拉强度，塑性指标差别较小，两种样品均表现出了良好的拉伸塑性。合金经热等静压处理后α相片层厚度较热等静压前有很大程度的长大，室温拉伸测试中，合金热等静压后强度较低，延伸率和断面收缩率比热等静压前略高，塑性较好。热等静压对EBM法Ti-6Al-4V合金的缺口敏感性影响很小，热等静压前后EBM法Ti-6Al-4V合金均具有良好的缺口强化效应。合金在热等静压处理前后均有良好的冲击韧性，热等静压处理对EBM法Ti-6Al-4V合金的冲击韧性值没有影响。经热等静压处理后，EBM法Ti-6Al-4V合金的疲劳极限有显着提高，原始试样疲劳强度（107周次）为400MPa，而经热等静压处理后疲劳强度增加至550MPa。
二、钛和钛合金铸件在牙科医疗上的应用（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、钛和钛合金铸件在牙科医疗上的应用（论文提纲范文）
（1）我国钛及钛合金产品的研究现状及发展前景（论文提纲范文）
| 1 钛及钛金加工产品的研制现状 |
| 1.1 铸造钛及钛合金 |
| 1.2 钛及钛合金管材 |
| 1.3 钛及钛合金复合材料 |
| 1.4 高温钛合金 |
| 2 钛及钛合金主要应用领域 |
| 2.1 钛及钛合金在军事工业上的应用 |
| 2.2 钛合金在生物医疗上的应用 |
| 2.3 钛及钛合金在汽车领域的应用 |
| 3 钛及钛合金加工产品质量现状及存在的问题 |
| 4 钛及钛合金的发展趋势 |
（2）基于氢化钛制备多孔钛的工艺及性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 钛的特性 |
| 1.2.1 物理性质 |
| 1.2.2 耐腐蚀性 |
| 1.2.3 生物相容性 |
| 1.2.4 力学性能 |
| 1.3 多孔钛的特性及应用 |
| 1.3.1 多孔钛的特性 |
| 1.3.2 多孔钛的应用 |
| 1.4 多孔钛的制备工艺 |
| 1.4.1 纤维烧结法 |
| 1.4.2 浆料发泡法 |
| 1.4.3 有机物浸渍法 |
| 1.4.4 增材制造3D打印 |
| 1.4.5 SPS烧结 |
| 1.4.6 添加造孔剂粉末冶金烧结法 |
| 1.5 多孔钛的研究现状 |
| 1.6 本论文研究的内容 |
| 第二章 试验材料与研究方法 |
| 2.1 .引言 |
| 2.2 实验原料和设备 |
| 2.2.1 实验原料 |
| 2.2.2 实验仪器、设备 |
| 2.3 多孔钛制备 |
| 2.3.1 实验流程 |
| 2.3.2 原料的混合 |
| 2.3.3 压制 |
| 2.3.4 真空烧结 |
| 2.4 性能检测 |
| 2.4.1 密度测量 |
| 2.4.2 显微形貌分析 |
| 2.4.3 物相分析 |
| 2.4.4 压缩实验 |
| 第三章 工艺参数对氢化钛制备多孔钛结构和性能的影响 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 氢化钛粉末的热分析及烧结 |
| 3.3 压制压力对多孔钛孔结构的影响 |
| 3.3.1 压制压力对压坯及烧结的影响 |
| 3.3.2 压力对收缩率的影响 |
| 3.4 烧结工艺对多孔钛孔结构的影响 |
| 3.4.1 烧结温度 |
| 3.4.2 保温时间 |
| 3.5 NH_4HCO_3造孔剂对多孔钛孔结构的影响 |
| 3.5.1 样品的制备 |
| 3.5.2 NH_4HCO_3含量对孔隙率的影响 |
| 3.5.3 样品金相分析 |
| 3.5.4 孔的尺寸分布 |
| 3.5.5 多孔钛XRD分析 |
| 3.6 NaCl造孔剂对多孔钛孔结构的影响 |
| 3.6.1 样品的制备 |
| 3.6.2 NaCl含量对多孔钛孔隙率的影响 |
| 3.6.3 多孔钛金相分析 |
| 3.6.4 多孔钛XRD分析 |
| 3.6.5 多孔钛SEM分析 |
| 3.7 本章小结 |
| 第四章 多孔钛的力学性能 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 多孔钛压缩曲线研究 |
| 4.2.2 不同含量造孔剂对力学性能的影响 |
| 4.2.3 不同压力下烧结力学性能 |
| 4.2.4 力学性能的影响 |
| 4.3 多孔钛力学性能的拟合及验证 |
| 4.3.1 多孔钛力学模型 |
| 4.3.2 力学性能拟合 |
| 4.3.3 实验验证 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 其它多孔钛的制备 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 基于氢化钛制备多孔钛银 |
| 5.2.2 钛银合金的制备 |
| 5.2.3 XRD分析 |
| 5.2.4 多孔Ti-Ag合金孔隙特征及力学性能 |
| 5.3 多孔TI-13NB-13ZR |
| 5.3.1 Ti-13Nb-13Zr的制备 |
| 5.3.2 XRD分析 |
| 5.3.3 金相分析 |
| 5.3.4 压缩曲线分析 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 总结与展望 |
| 6.1 结论 |
| 6.2 论文创新点 |
| 6.3 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
| 附录 A 攻读硕士学位期间发表的论文 |
| 附录 B 攻读硕士学位期间参与的项目 |
（3）微量氧含量对Ti-3Zr合金微观组织与力学性能的影响（论文提纲范文）
| 1 实 验 |
| 1.1 实验原料 |
| 1.2 合金制备 |
| 1.3 表征与测试 |
| 2 结果与讨论 |
| 2.1 相变温度的测定 |
| 2.2 物相分析 |
| 2.3 金相组织观察与分析 |
| 2.4 力学性能分析 |
| 2.4.1 拉伸性能 |
| 2.4.2 塑性突变合金亚结构 |
| 2.4.3 显微硬度 |
| 3 结 论 |
（4）基于激光选区熔化制造与拓扑优化设计的多孔结构的力学性能调控（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 金属多孔植入体的主要性能与应用 |
| 1.2.1 医用植入体的性能要求 |
| 1.2.2 金属多孔植入体的应用实例 |
| 1.3 金属多孔结构的设计与力学性能研究进展 |
| 1.3.1 CAD软件设计 |
| 1.3.2 影像反求法 |
| 1.3.3 隐式曲面方程构建法 |
| 1.3.4 拓扑优化设计法 |
| 1.4 金属多孔结构SLM制造极限的研究进展 |
| 1.4.1 杆状结构的SLM制造极限 |
| 1.4.2 悬垂结构的SLM制造极限 |
| 1.4.3 小孔和薄壁结构的SLM制造极限 |
| 1.5 SLM制造Ti6Al4V延伸率提高研究 |
| 1.5.1 影响延伸率的因素 |
| 1.5.2 微观组织调控方法 |
| 1.6 本论文的工作 |
| 第2章 实验材料与方法 |
| 2.1 实验材料 |
| 2.2 实验设备 |
| 2.2.1 多孔阵列结构SLM制造实验设备 |
| 2.2.2 Ti6Al4V微观组织调控实验设备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 Ti6Al4V样品处理方法 |
| 2.3.2 性能表征方法 |
| 2.3.3 数值仿真方法 |
| 2.4 本章总结 |
| 第3章 多孔单元结构的拓扑优化设计 |
| 3.1 连续体拓扑优化的理论基础 |
| 3.1.1 连续体结构拓扑优化的最大刚度问题 |
| 3.1.2 SIMP材料插值理论 |
| 3.2 拓扑优化多孔单元结构的构建 |
| 3.2.1 骨骼基元结构的物理模型 |
| 3.2.2 单元多孔结构的拓扑优化 |
| 3.2.3 单元多孔阵列结构的重建 |
| 3.3 单元多孔阵列结构的比表面积 |
| 3.4 本章总结 |
| 第4章 SLM成形Ti6Al4V多孔结构的影响因素与制造极限 |
| 4.1 SLM成形Ti6Al4V的影响因素 |
| 4.1.1 表面质量的影响因素 |
| 4.1.2 制造精度的影响因素 |
| 4.1.3 制造隐患 |
| 4.2 微小结构的制造极限 |
| 4.2.1 “弹簧”结构的制造极限 |
| 4.2.2 弧形结构的制造极限 |
| 4.2.3 薄壁和小孔结构的制造极限 |
| 4.3 高质量金属零件的SLM制造 |
| 4.4 本章总结 |
| 第5章 多孔阵列结构的力学性能调控 |
| 5.1 多孔金属的力学性能 |
| 5.2 多孔结构的压缩形变 |
| 5.2.1 多孔结构的应力-应变规律 |
| 5.2.2 压缩形变的数值模拟 |
| 5.3 多孔结构的力学性能预测模型 |
| 5.3.1 Gibson-Ashby理论模型 |
| 5.3.2 Roberts-Garboczi理论模型 |
| 5.4 拓扑优化多孔阵列结构的力学性能 |
| 5.4.1 力学性能测试实验设计 |
| 5.4.2 多孔阵列结构的压缩实验 |
| 5.4.3 多孔阵列结构的动态弹性模量测量 |
| 5.5 本章总结 |
| 第6章 SLM制造Ti6Al4V的微观组织调控 |
| 6.1 Ti6Al4V力学性能的影响因素 |
| 6.1.1 冷却速率 |
| 6.1.2 温度场 |
| 6.2 Ti6Al4V微观组织调控实验 |
| 6.2.1 实验参数设置 |
| 6.2.2 Ti6Al4V组织调控工艺参数的探索 |
| 6.2.3 Ti6Al4V微观组织调控机制 |
| 6.3 SLM制造Ti6Al4V拉伸性能测试 |
| 6.3.1 屈服强度与微观组织的关系 |
| 6.3.2 延伸率与微观组织的关系 |
| 6.4 本章总结 |
| 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间完成的学术论文、申请的专利和获奖 |
| 致谢 |
（5）医用钛合金Ti13Nb13Zr力学性能的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 生物医用钛合金 |
| 1.2.1 钛的基本性质 |
| 1.2.2 钛合金中的添加元素 |
| 1.2.3 钛合金的分类 |
| 1.2.4 生物医用钛合金的特点 |
| 1.2.5 生物医用钛合金的发展历程 |
| 1.2.6 生物医用β钛合金的研究现状 |
| 1.3 钛合金力学性能研究的进展 |
| 1.4 本文研究内容和意义 |
| 第二章 Ti13Nb13Zr医用钛合金纳米力学性能分析 |
| 2.1 纳米压痕技术 |
| 2.2 Ti13Nb13Zr 纳米压痕实验 |
| 2.2.1 纳米压痕实验步骤 |
| 2.2.2 纳米压痕实验分析 |
| 2.3 本章小结 |
| 第三章 Ti13Nb13Zr医用钛合金蠕变性能分析 |
| 3.1 蠕变理论 |
| 3.1.1 蠕变曲线 |
| 3.1.2 蠕变机制 |
| 3.1.3 蠕变断裂机制 |
| 3.2 计算原理 |
| 3.3 Ti13Nb13Zr蠕变性能测试 |
| 3.3.1 Ti13Nb13Zr 纳米压痕蠕变实验 |
| 3.3.2 Ti13Nb13Zr实验分析 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 Ti13Nb13Zr医用钛合金低速冲击性能分析 |
| 4.1 Ti13Nb13Zr 落锤冲击实验 |
| 4.2 计算原理 |
| 4.3 Ti13Nb13Zr实验结果与讨论 |
| 4.4 Ti13Nb13Zr损伤区域及损伤模式 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 总结与展望 |
| 5.1 总结 |
| 5.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读硕士学位期间发表的学术论文 |
（6）预氧化AlxCoCrFeNi高熵合金耐铝液腐蚀性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 前言 |
| 1.1 耐熔铝材料腐蚀研究现状 |
| 1.1.1 整体耐铝液腐蚀材料 |
| 1.1.2 表面处理材料 |
| 1.2 高熵合金概述 |
| 1.2.1 高熵合金的特性 |
| 1.2.2 高熵合金的相及晶体结构 |
| 1.2.3 高熵合金铝液腐蚀研究现状 |
| 1.2.4 高熵合金的应用前景 |
| 1.3 课题主要研究内容 |
| 第2章 样品制备与实验方法 |
| 2.1 实验流程 |
| 2.2 成分选择 |
| 2.3 试样的制备 |
| 2.3.1 原料前处理 |
| 2.3.2 配料 |
| 2.3.3 合金熔炼 |
| 2.3.4 预氧化处理 |
| 2.4 试验方法 |
| 2.4.1 X射线衍射分析 |
| 2.4.2 显微组织分析和能谱分析 |
| 2.5 耐铝液腐蚀性能测试方法 |
| 第3章 Al含量对高熵合金组织及耐铝液腐蚀性能的影响 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验结果与分析讨论 |
| 3.2.1 Al含量对高熵合金显微组织的影响 |
| 3.2.2 Al含量对高熵合金相结构的影响 |
| 3.2.3 铸态高熵合金铝液腐蚀截面形貌及成分分析 |
| 3.2.4 铸态Al_xFeNiCrCo高熵合金铝液腐蚀速率测定 |
| 3.3 本章小结 |
| 第4章 Al含量、预氧化温度对高熵合金预氧化膜成分及致密度影响 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验结果与分析讨论 |
| 4.2.1 800℃预氧化高熵合金预氧化膜成分分析 |
| 4.2.2 900℃预氧化高熵合金预氧化膜成分分析 |
| 4.2.3 1000℃预氧化高熵合金预氧化膜成分分析 |
| 4.3 本章小结 |
| 第5章 预氧化Al_(0.5)FeNiCrCo高熵合金耐铝液腐蚀性能分析 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验结果与讨论 |
| 5.2.1 预氧化对 Al_(0.5)FeNiCrCo高熵合金耐铝液腐蚀性能影响分析 |
| 5.2.2 不同预氧化温度Al_(0.5)CoCrFeNi高熵合金铝液腐蚀界面形貌及成分分析 |
| 5.2.3 不同预氧化温度Al_(0.5)FeNiCrCo高熵合金铝液腐蚀速率的测定 |
| 5.3 本章小结 |
| 第6章 总结与展望 |
| 6.1 工作总结 |
| 6.2 创新点与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历及攻读硕士期间取得的科研成果 |
（7）两种浸泡方法对钴铬合金耐腐蚀性和力学性能影响的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 文献综述 |
| 材料和方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 英文缩写 |
| 攻读学位期间发表的学术成果 |
| 附图 |
（8）牙科激光选区熔化3D打印设备关键技术研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 本文的研究背景和意义 |
| 1.2 SLM技术研究进展 |
| 1.2.1 SLM工艺研究进展 |
| 1.2.2 SLM设备研究进展 |
| 1.3 牙科数字模型的来源与问题 |
| 1.4 SLM在牙科领域的相关研究 |
| 1.5 与LENS技术的比较 |
| 1.6 与EBM技术的比较 |
| 1.7 本文主要研究内容和结构安排 |
| 第2章 SLM在牙科应用中的关键技术研究 |
| 2.1 SLM设备主要构成研究 |
| 2.1.1 激光光源 |
| 2.1.2 激光扫描振镜 |
| 2.1.3 聚焦光路 |
| 2.1.4 铺粉机构 |
| 2.2 SLM工艺关键步骤 |
| 2.3 SLM过程中激光与材料的相互作用 |
| 2.3.1 粉末对能量的吸收与温升 |
| 2.3.2 SLM过程中的热平衡关系 |
| 2.4 分层算法研究 |
| 2.4.1 STL文件格式 |
| 2.4.2 STL文件格式的读取 |
| 2.4.3 基于OpenGL的STL可视化 |
| 2.4.4 采用Display List实现高效阵列显示 |
| 2.4.5 分层算法研究与实现 |
| 2.5 基于绘图仪式的光固化 3D打印实验设备设计 |
| 2.5.1 设计目的 |
| 2.5.2 工作原理与结构设计 |
| 2.5.3 设备实现与实验 |
| 2.6 扫描系统的高精度快速校正算法及实现 |
| 2.6.1 振镜系统的误差 |
| 2.6.2 图像采集与实验设计 |
| 2.6.3 识别算法 |
| 2.6.4 主要误差分析 |
| 2.7 扫描图形接口研究 |
| 2.7.1 CLI文件格式 |
| 2.7.2 SLC文件格式 |
| 2.8 本章小结 |
| 第3章 SLM成型舱关键问题研究 |
| 3.1 SLM过程中的球化现象 |
| 3.2 氧气含量测量监控方案研究 |
| 3.2.1 氧气测量原理 |
| 3.2.2 SLM成型舱特点与氧气测量方案 |
| 3.2.3 信号的采集和传输 |
| 3.3 成型舱设计 |
| 3.3.1 成型舱气流特点分析 |
| 3.3.2 流体力学基本方程 |
| 3.3.3 低速无粘流体数值求解 |
| 3.3.4 成型舱模型设计 |
| 3.3.5 注入口设计对气流密度分布的影响 |
| 3.3.6 注入气流对粉末的影响 |
| 3.4 铺粉机构设计 |
| 3.5 本章小结 |
| 第4章 SLM设备设计与实现 |
| 4.1 激光传输系统设计 |
| 4.2 粉床升降机构的设计 |
| 4.2.1 传动方式设计及计算 |
| 4.2.2 电机选型 |
| 4.3 系统构架 |
| 4.4 控制系统设计 |
| 4.5 设备整体结构设计 |
| 4.6 本章小结 |
| 第5章 成型实验过程及成型件检验 |
| 5.1 成型实验过程 |
| 5.2 物理性能测量 |
| 5.2.1 表面粗糙度的测量 |
| 5.2.2 致密度的测量 |
| 5.2.3 硬度的测量 |
| 5.3 生物相容性试验初探 |
| 5.4 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 攻读博士期间取得的研究成果 |
| 致谢 |
（9）生物医用钛表面一维纳米结构的制备及功能改性（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 生物医用材料的发展 |
| 1.1.2 生物医用材料的研究现状 |
| 1.1.3 生物医用材料的分类 |
| 1.1.4 生物医用材料的评价 |
| 1.2 医用钛及钛合金 |
| 1.2.1 医用钛和钛合金的发展 |
| 1.2.2 钛和钛合金的性能 |
| 1.2.3 钛表面活化依据 |
| 1.3 生物医用钛金属表面改性技术 |
| 1.3.1 生物医用钛表面形貌和粗糙度的修饰 |
| 1.3.2 钛金属耐磨、耐蚀性的提高 |
| 1.3.3 生物医用钛表面生物活性改性 |
| 1.3.4 复合改性技术 |
| 1.5 本课题研究的必要性 |
| 1.6 选题的目的及研究内容 |
| 1.6.1 研究目的 |
| 1.6.3 研究内容 |
| 第二章 钛表面纳米结构的制备及研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验原料及主要仪器 |
| 2.3 实验过程 |
| 2.3.1 钛基片预处理 |
| 2.3.2 水热实验 |
| 2.3.3 样品的表征 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 钛表面纳米薄膜的组成结构表征 |
| 2.4.2 接触角分析 |
| 2.4.3 氢氧化钠浓度对纳米薄膜形貌的影响 |
| 2.4.4 反应温度对纳米薄膜形貌的影响 |
| 2.4.5 反应时间对纳米薄膜形成的影响及纳米结构形成过程研究 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 纳米结构钛表面的银掺杂及抗菌性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验原料及主要仪器 |
| 3.3 实验过程 |
| 3.3.1 医用钛纳米表面的抗菌掺银 |
| 3.3.2 银离子释放试验 |
| 3.3.3 样品的表征及性能测试 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 纳米化钛表面的掺银 |
| 3.4.2 银离子释放试验 |
| 3.4.3 材料的抗菌性能 |
| 3.5 本章小结 |
| 第四章 医用钛改性材料的矿化及生物活性研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验原料及主要仪器 |
| 4.3 实验过程 |
| 4.3.1 人体模拟体液的配制 |
| 4.3.2 体外矿化实验和生物活性测试 |
| 4.3.4 样品的表征 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 矿化实验结果分析 |
| 4.4.3 体外细胞实验 |
| 4.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 硕士期间发表文章 |
| 致谢 |
（10）EBM法Ti-6Al-4V合金组织与力学性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.1.1 钛合金概述 |
| 1.1.2 钛合金的组织与性能 |
| 1.1.3 钛合金的应用 |
| 1.2 Ti-6Al-4V 合金 |
| 1.2.1 Ti-6Al-4V 合金的组织与性能 |
| 1.2.2 Ti-6Al-4V 合金的医学应用 |
| 1.3 EBM—电子束逐层熔化快速成型技术 |
| 1.3.1 电子束逐层熔化快速成型技术概述 |
| 1.3.2 电子束逐层熔化快速成型技术研究现状 |
| 1.4 本文的研究目的、意义及内容 |
| 1.4.1 本文的研究目的及意义 |
| 1.4.2 本文的研究内容 |
| 2 实验材料及研究方法 |
| 2.1 实验材料 |
| 2.2 电子束熔化设备及工艺 |
| 2.2.1 设备及工艺 |
| 2.2.2 Ti-6Al-4V 合金样品制备 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 室温拉伸实验 |
| 2.3.2 金相组织观察 |
| 2.3.3 显微硬度测试 |
| 2.3.4 扫描电镜观察 |
| 2.3.5 透射电镜(TEM)观察 |
| 2.3.6 X 射线衍射 |
| 2.3.7 热等静压实验 |
| 2.3.8 缺口拉伸实验 |
| 2.3.9 冲击韧性实验 |
| 3 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金显微组织研究 |
| 3.1 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金显微组织及相组成 |
| 3.2 样品取向对 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金显微组织的影响 |
| 3.2.1 原始β晶粒的差异 |
| 3.2.2 不稳定生长区的差异 |
| 3.2.3 α相片层尺寸的差异 |
| 3.3 样品尺寸对 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金显微组织的影响 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金力学性能研究 |
| 4.1 样品取向对 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金力学性能的影响 |
| 4.1.1 室温拉伸实验 |
| 4.1.2 织构分析 |
| 4.1.3 断口分析 |
| 4.2 样品尺寸对 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金力学性能的影响 |
| 4.3 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金与锻态 Ti-6Al-4V 合金对比 |
| 4.3.1 显微组织 |
| 4.3.2 拉伸性能 |
| 4.4 本章小结 |
| 5 热等静压对 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金组织和性能的影响 |
| 5.1 热等静压后 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金的显微组织 |
| 5.2 热等静压后 EBM 法 Ti-6Al-4V 合金的拉伸性能 |
| 5.3 缺口敏感性研究 |
| 5.4 冲击韧性研究 |
| 5.5 高周疲劳研究 |
| 5.6 本章小结 |
| 6 结论 |
| 参考文献 |
| 在学期间研究成果 |
| 致谢 |
四、钛和钛合金铸件在牙科医疗上的应用（论文参考文献）
- [1]我国钛及钛合金产品的研究现状及发展前景[J]. 郭鲤,何伟霞,周鹏,刘标. 热加工工艺, 2020(22)
- [2]基于氢化钛制备多孔钛的工艺及性能研究[D]. 杨开雄. 昆明理工大学, 2020(05)
- [3]微量氧含量对Ti-3Zr合金微观组织与力学性能的影响[J]. 费阳,汪涛,缪润杰,王倩,袁揭. 稀有金属与硬质合金, 2019(06)
- [4]基于激光选区熔化制造与拓扑优化设计的多孔结构的力学性能调控[D]. 徐仰立. 北京工业大学, 2019(03)
- [5]医用钛合金Ti13Nb13Zr力学性能的研究[D]. 李岳. 太原理工大学, 2019(08)
- [6]预氧化AlxCoCrFeNi高熵合金耐铝液腐蚀性能研究[D]. 张卓. 湘潭大学, 2019(02)
- [7]两种浸泡方法对钴铬合金耐腐蚀性和力学性能影响的研究[D]. 高雨微. 佳木斯大学, 2017(03)
- [8]牙科激光选区熔化3D打印设备关键技术研究[D]. 晏恒峰. 北京工业大学, 2016(02)
- [9]生物医用钛表面一维纳米结构的制备及功能改性[D]. 郭欢. 湖北大学, 2014(03)
- [10]EBM法Ti-6Al-4V合金组织与力学性能研究[D]. 王哲. 沈阳大学, 2013(04)