鈦合金耐磨板具有良好的生物相容性,、高比強(qiáng)度,、高耐蝕性，可用于制作外科植入件,。然而,，鈦合金耐磨板的彈性模量（100GPa）與人體骨骼的彈性模量（20～40GPa）相差較大,，易產(chǎn)生“應(yīng)力屏蔽”,。為了降低鈦合金耐磨板的彈性模量，擬采用粉末冶金的方法將彈性模量較低的材料均勻分散在彈性模量較高的基體材料中,。為此,，日本大學(xué)的科研工作者選擇了彈性模量為45GPa的鎂作為添加元素。從Ti-Mg系的平衡相圖來(lái)看,，采用熔鑄法不可能得到Ti-Mg合金,。這是因?yàn)殁伒娜埸c(diǎn)(1941K)在鎂的沸點(diǎn)(1361K)以上，因此粉末冶金法是制備Ti-Mg合金最適宜的方法,。本研究首先采用機(jī)械合金化法（MA）對(duì)Ti,、Mg粉末進(jìn)行復(fù)合，再通過(guò)放電等離子燒結(jié)法（SPS）將復(fù)合粉末固化成形,。

　　實(shí)驗(yàn)選用純度為99.5%,、平均粒徑在45μm以下的純鈦粉末以及純度為99.92%、平均粒徑為100μm的純鎂粉末作為原材料,。MA處理前,，純鈦粉末呈角狀，純鎂粉末呈扁平狀,。在純鈦粉末中分別添加質(zhì)量分?jǐn)?shù)為10%,、20%、30%的純鎂粉末,，混合粉末的總質(zhì)量為10g,，助劑選用油脂酸。用振動(dòng)型球磨機(jī)對(duì)混合粉末分別進(jìn)行4h和8h的MA處理,，然后將其填充到直徑為20mm,、高度為40mm的石墨坩堝中進(jìn)行SPS處理，升溫速度為1.67K/s,，分別升溫至673K,、773K及873K后，加壓49MPa,，保持180s制成塊體,。對(duì)得到的塊體進(jìn)行了X射線衍射分析；對(duì)復(fù)合粉末的顯微維氏硬度以及塊體的維氏硬度進(jìn)行測(cè)定,。

　　掃描電子顯微鏡（SEM）觀測(cè)表明,，經(jīng)MA法處理8h的復(fù)合粉末，其中含有的扁平狀粉末的數(shù)量比經(jīng)MA法處理4h的要少,。并且,，隨著MA處理時(shí)間的延長(zhǎng)，粉末形態(tài)由扁平狀逐步變化為球狀。

　　復(fù)合粉末的顯微維氏硬度測(cè)試結(jié)果表明,，在相同的處理時(shí)間下,，經(jīng)MA法處理的復(fù)合粉末的硬度隨著鎂添加量的增加而降低。此外,，MA處理時(shí)間越長(zhǎng),，鎂添加量對(duì)復(fù)合粉末顯微維氏硬度的影響越顯著。

　　塊體的維氏硬度測(cè)定表明,，Ti-10Mg復(fù)合粉末經(jīng)MA處理4h，燒結(jié)溫度為873K時(shí),，所得塊體的硬度最高,，為376HV。當(dāng)MA處理時(shí)間和燒結(jié)溫度相同時(shí),，塊體的硬度隨Mg添加量的增加而降低,。當(dāng)復(fù)合粉末中Mg的質(zhì)量分?jǐn)?shù)為30%，MA處理時(shí)間為8h,，燒結(jié)溫度為773K時(shí),，所得到的Ti-Mg合金塊體的維氏硬度最低，在100HV左右,，這表明塊體的硬度可通過(guò)添加的Mg的質(zhì)量來(lái)控制,。此外，X射線衍射分析表明,，Ti-Mg合金塊體中存在著低彈性模量的純Mg相,，這提高了制備低彈性模量材料的預(yù)想空間。

　　上述僅為此項(xiàng)研究的初步探索實(shí)驗(yàn),，今后還將對(duì)其拉伸性能,、彈性模量進(jìn)行測(cè)試，深入研究高強(qiáng)度,、低彈性模量的最佳組成及工藝條件,，并對(duì)其在體液中的腐蝕行為進(jìn)行模擬。