一种医用低弹性模量nb-zr-ti合金棒材及其制备方法
技术领域
1.本发明涉及钛合金金属加工技术领域，尤其涉及一种医用低弹性模量nb-zr-ti合金棒材及其制备方法。
背景技术：
2.经过长时间的临床医学验证得出，使用最为广泛的ti-6al-4v合金弹性模量远远大于人体骨组织的弹性模量，关节假体长时间承受生物应力，会引起“应力疲敝现象”，最终导致关节假体断裂。而纯钛ta2g的弹性模量略低于ti-6al-4v合金，但还是远高于人体骨组织的弹性模量，而且在医用植入物中，纯钛ta2g的棒材力学性能达不到某些特殊部位的强度要求。因此，如何制备一种低弹性模量合金棒材以克服ti-6al-4v合金与纯钛ta2g存在的弹性模量较高导致的“应力疲敝现象”以及力学性能不足的问题是本领域亟待解决的技术问题。
技术实现要素：
3.为解决上述问题，本发明提供了一种医用低弹性模量nb-zr-ti合金棒材及其制备方法，所述合金棒材与ti-6al-4v合金和纯钛ta2g棒材相比，弹性模量降低10％左右，且力学性能优于纯钛ta2g的棒材，满足了特殊部位的强度要求，同时在临床医学中具有更好的生物相容性。本发明通过在钛基合金中加入生物相容性较好的nb、zr元素，起到降低合金弹性模量的作用。同时，本发明通过限定材料的最优成分比例保证棒材的弹性模量更接近人体骨组织。本发明所述医用低弹性模量nb-zr-ti合金棒材的制备工艺包括以下步骤：
4.(1)在海绵钛中加入一定比例的合金元素进行成分配比；
5.(2)将步骤(1)中的原料使用液压机压制成电极杆；
6.(3)将压制的电极杆在真空炉自耗熔炼炉内熔炼2次得到铸锭；
7.(4)将熔炼好的铸锭进行锻造；
8.(5)将锻造完的棒坯进行轧制；
9.(6)将轧制后的棒坯进行大气炉退火后空冷至室温；
10.(7)将棒坯校直，裁断，磨光后得到φ12mm的nb-zr-ti合金棒材。
11.进一步地，所述步骤(1)中的合金元素为nb和zr。
12.进一步地，所述步骤(1)中nb的添加量为1wt％～4wt％，zr的添加量为0.1wt％～0.5wt％。
13.进一步地，所述步骤(3)中熔炼电流为1300a，熔炼电压为30v，真空度为1.9
×
10-3
pa，交流稳弧电流为4a。
14.进一步地，所述步骤(4)中熔炼温度为900℃，保温时间为70min。
15.进一步地，所述步骤(4)中锻造包括2次镦粗、拔长，锻造总变形量为40～60％。
16.进一步地，所述步骤(4)中，轧制温度为700℃，保温时间为60min，轧制变形量为80～90％。
17.进一步地，所述步骤(6)中的退火温度为600-750℃，退火时间为50-70min。
18.本发明还提供了一种根据上述方法制备而成的医用低弹性模量nb-zr-ti合金棒材。
19.与现有技术相比，本发明的有益技术效果：
20.本发明通过在钛基合金中加入生物相容性较好的nb、zr元素，使nb-zr-ti合金棒材比ti-6al-4v合金和纯钛ta2g的棒材弹性模量降低10％，更接近人体骨组织，在临床医学中获得了更好的生物相容性，且力学性能优于纯钛ta2g的棒材，满足了部分特殊部位的强度要求。
具体实施方式
21.本发明提供了一种医用低弹性模量nb-zr-ti合金棒材的制备工艺，包括以下步骤：
22.(1)在海绵钛中加入一定比例的合金元素进行成分配比；
23.(2)将步骤(1)中的原料使用液压机压制成电极杆；
24.(3)将压制的电极杆在真空炉自耗熔炼炉内熔炼2次得到铸锭；
25.(4)将熔炼好的铸锭进行锻造；
26.(5)将锻造完的棒坯进行轧制；
27.(6)将轧制后的棒坯进行大气炉退火后空冷至室温；
28.(7)将棒坯校直，裁断，磨光后得到φ12mm的nb-zr-ti合金棒材。
29.在一个实施例中，所述步骤(1)中的合金元素为nb和zr。
30.在一个实施例中，所述步骤(1)中nb的添加量为1wt％～4wt％，zr的添加量为0.1wt％～0.5wt％。
31.在一个实施例中，所述步骤(3)中熔炼电流为1300a，熔炼电压为30v，真空度为1.9
×
10-3
pa，交流稳弧电流为4a。
32.在一个实施例中，所述步骤(4)中熔炼温度为900℃，保温时间为70min。
33.在一个实施例中，所述步骤(4)中锻造包括2次镦粗、拔长，锻造总变形量为40～60％。
34.在一个实施例中，所述步骤(4)中，轧制温度为700℃，保温时间为60min，轧制变形量为80～90％。
35.在一个实施例中，所述步骤(6)中的退火温度为600-750℃，退火时间为50-70min。
36.本发明还提供了一种根据上述方法制备而成的医用低弹性模量nb-zr-ti合金棒材。
37.以下结合实施例对本发明提供的技术方案进行进一步说明。
38.实施例1
39.(1)在海绵钛中加入nb、zr，其中以nb为2.50％，zr为0.28％进行配料；
40.(2)将步骤(1)中的原料使用液压机压制成电极杆；
41.(3)将压制的电极杆在真空度为1.9
×
10-3
pa、熔炼电流为1300a、熔炼电压为30v、交流稳弧电流为4a的真空炉自耗熔炼炉内熔炼2次得到铸锭；
42.(4)将熔炼好的铸锭进行锻造，其中锻造变形率为40～60％％；
43.(5)将锻造完的棒坯进行轧制，其中轧制变形率为80～90％％；
44.(6)将轧制后的棒坯在620℃下进行大气炉退火70min；
45.(7)将棒坯校直，裁断，磨光后得到φ12mm的nb-zr-ti合金棒材。
46.对铸锭化学成分进行检测，结果如下：
47.元素nb/％zr/％fe/％c/％n/％o/％h/％检测值2.500.210.0140.0220.0060.0900.0033
48.依据gb/t 228.1-2010中记载的方法对实施例1制得的nb-zr-ti合金棒材力学性能进行测定，结果如下：
49.抗拉强度/mpa屈服强度/mpa伸长率/％收缩率/％弹性模量/gpa55545731.56897
50.对比例1同实施例1，区别在于：按照gb/t 3620.1-2016《钛及钛合金牌号和化学成分》中ta2g的成分配比值设定海绵钛中的合金元素。
51.对铸锭化学成分进行检测，结果如下：
52.元素fe/％c/％n/％o/％h/％检测值0.2260.0180.0080.1900.002
53.依据gb/t 228.1-2010中记载的方法对比例1制得的nb-zr-ti合金棒材力学性能进行测定，结果如下：
54.抗拉强度/mpa屈服强度/mpa伸长率/％收缩率/％弹性模量/gpa57036830.046103
55.经比较可知，对比例1和实施例1采用同样工艺制得φ12mm棒材，检验棒材的弹性模量得知，实施例1的弹性模量较对比例1下降了约10％。同时，实施例1制得的棒材其力学性能优于对比例1，为临床医学提供了可靠的强度要求。
56.对比例2
57.同实施例1，区别在于按照gb/t 3620.1-2016《钛及钛合金牌号和化学成分》中tc4的成分配比值设定海绵钛中的合金元素。
58.对铸锭化学成分进行检测，结果如下：
59.元素al/％v/％fe/％c/％n/％o/％h/％检测值6.0703.910.180.0120.0130.0950.0006
60.依据gb/t 228.1-2010中记载的方法对比例2制得的nb-zr-ti合金棒材力学性能进行测定，结果如下：
61.抗拉强度/mpa屈服强度/mpa伸长率/％收缩率/％弹性模量/gpa102397616.546109
62.经比较可知，对比例2和实施例1采用同样工艺制得φ12mm棒材，检验棒材的弹性模量得知，实施例的弹性模量较对比例1下降了约10％。
63.本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处。综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。