以冷加工提升具有α″相鈦合金的機(jī)械強(qiáng)度的方法
【專利摘要】根據(jù)本發(fā)明的一種以具有α”相作為主相的鈦合金對象的制造方法包括提供鈦合金工件，該工件基本上由7至9重量％的鉬和剩余部分的鈦組成并且以α”相作為主相；及于室溫下冷加工該工件的至少一部分以獲得該對象的生坯，其中該生坯的冷加工部分具有該工件的至少一部分的厚度的20％至80％的厚度，而且該冷加工部分以α”相作為主相。
【專利說明】以冷加工提升具有α "相鈦合金的機(jī)械強(qiáng)度的方法
[0001] 相關(guān)申請案之相互參照
[0002] 本專利申請案請求2011年12月6日申請的美國臨時(shí)專利申請案第61/567, 189 號的優(yōu)先權(quán)益，在此以引用的方式將其揭示內(nèi)容的全文并入本文。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0003] 本發(fā)明是關(guān)于以冷加工提升機(jī)械性質(zhì)的以α "相作為主相的鈦-鑰合金，而且特 別是關(guān)于以冷加工提升機(jī)械性質(zhì)的以α "相作為主相的鈦-鉬合金的醫(yī)療植入物。

【背景技術(shù)】
[0004] 鈦和鈦合金由于其輕質(zhì)、優(yōu)良機(jī)械性能和耐腐蝕性己經(jīng)普遍地用于許多醫(yī)療用 途。工業(yè)級純度鈦（化學(xué)級純度Ti)的用途的實(shí)例包括牙科植入物、牙冠和牙橋、義齒支架 (denture framework)、起搏器放置盒（pacemaker case)、心臟瓣膜罩（heart valve cage) 及重建裝置等等。盡管如此，由于其較低的強(qiáng)度（化學(xué)級純度的Ti)而不可用于高承重應(yīng) 用。
[0005] 關(guān)于承重應(yīng)用最廣泛使用的鈦合金是Ti-6A1-4V合金（主力（work-horse)欽合 金）。由于比化學(xué)級純度Ti的強(qiáng)度更高許多，所以Ti-6A1-4V合金已經(jīng)廣泛用于多變的應(yīng) 力承載整形外科應(yīng)用，例如人工髖關(guān)節(jié)和人工膝關(guān)節(jié)。再者，較低的彈性模數(shù)使得該鈦合金 比整形外科植入物中的不銹鋼和鈷-鉻合金替代方案能更緊密近似用于整形外科裝置的 骨頭韌性。由此，由該鈦合金形成的裝置產(chǎn)生較少骨應(yīng)力遮蔽而且因此較不會干擾骨存活。
[0006] 關(guān)于作為植入物材料的Ti-6A1-4V合金之一主要潛在問題是其較不具生物兼容 性的A1和V元素。研究指出從Ti-6A1-4V植入物釋出A1及/或V離子可能造成長期的健康 問題（Rao 等人 1996、Yumoto 等人 1992、Walker 等人 1989、McLachlan 等人 1983)。其不足的 耐磨耗性可能進(jìn)一步加速這些有害離子的釋出（Wangl996，McKellop and RoKstlundl990， Rieul992)。
[0007] 化學(xué)級純度的Ti和Ti-6A1-4V合金的另一問題是其相當(dāng)高的彈性模數(shù)。盡管其 彈性模數(shù)（約llOGPa)比通用的316L不銹鋼及Co-Cr-Mo合金（200至210GPa)更低許多， 但是化學(xué)級純度的Ti和Ti-6A1-4V合金的模數(shù)還是比天然骨的模數(shù)高許多（舉例來說，典 型皮質(zhì)骨僅大約20GPa)。天然骨與植入物之間的巨大模數(shù)差異是眾所公認(rèn)的"應(yīng)力遮蔽效 應(yīng)"的主因。
[0008] 根據(jù)沃爾夫定律（Wolff's law)(骨頭對于應(yīng)變的反應(yīng)）及骨重塑原理，義肢修復(fù) 體/植入物構(gòu)成物把適當(dāng)應(yīng)力轉(zhuǎn)移給周圍骨頭的能力能協(xié)助保持該骨頭的完整性。關(guān)于金 屬植入物的彈性模數(shù)比骨頭高的概念衍然成行，而且現(xiàn)在還是如此。應(yīng)力遮蔽現(xiàn)象，更常觀 察到無膠接劑髖關(guān)節(jié)、人工膝蓋及脊椎植入物，有可能會導(dǎo)致骨蝕而且最后引起關(guān)節(jié)置換 術(shù)失?。⊿umner and Galantel992, Engh and Bobynl988)。
[0009] 應(yīng)力計(jì)分析（Lewis等人1984)和有限元素分析（Koeneman等人1的1)二者均證 實(shí)較低模數(shù)的股骨髖部植入物組件造成較接近完整股骨的應(yīng)力和應(yīng)變，而且在將應(yīng)力分配 給鄰近骨組織時(shí)較低模數(shù)的人工髖部較易于模擬自然股骨（cheall992, Prendergast and Taylorl^gO)。犬科和綿羊植入研究揭露憑借著低模數(shù)髖部植入物使動(dòng)物的骨蝕顯著降低 (Bobyn等人1的2)。Bobyn等人（1的〇, 1"2)也顯示人工髖部患者通常都得經(jīng)歷的骨流失 可由使用具有較低模數(shù)的義肢減少。
[0010] 一般能接受降低植入物的楊氏模數(shù)值可改善鄰近骨組織的應(yīng)力再分布，降低應(yīng)力 遮蔽作用而且最終延長裝置壽命。由于高強(qiáng)度和降低的應(yīng)力遮蔽風(fēng)險(xiǎn)于是更喜歡具有較高 強(qiáng)度/模數(shù)比的金屬植入物材料。
[0011]已知降低植入物的模氏模數(shù)值會降低應(yīng)力遮蔽作用并且延長裝置壽命，而且由于 高強(qiáng)度和降低應(yīng)力遮蔽風(fēng)險(xiǎn)的聯(lián)合效應(yīng)而喜歡具有較高強(qiáng)度/模數(shù)比的金屬植入物材料。 盡管如此，從合金設(shè)計(jì)的觀點(diǎn)來看，同時(shí)提升該合金強(qiáng)度并且提升該合金模數(shù)一直都是大 挑戰(zhàn)。合金的強(qiáng)度的模數(shù)幾乎總是同時(shí)提升或降低。
[0012] 具有較佳的生物兼容性和較低模數(shù)（比Ti-6A1-4V)的一系列β和近-β相Ti 合金最近已經(jīng)有人開發(fā)出來。盡管如此，這些合金通常必須含有大量這樣的β-促進(jìn)元素 如同Ta、Nb和W。舉例來說，分別需要約50重量％和35重量％的Ta和Nb以形成β-相 二元Ti-Ta合金和Ti-Nb合金。添加大量這樣的重質(zhì)、高成本而且高熔融溫度的元素使密 度（低密度是Ti和Ti合金之一固有的優(yōu)點(diǎn)）、制造成本及加工困難度提高。
[0013] 最近發(fā)明人的實(shí)驗(yàn)室開發(fā)出不含A1和V、高強(qiáng)度、低模數(shù)α "相且以Ti-Μο為底質(zhì) 的合金系統(tǒng)（通常為Ti-7. 5Mo),其證實(shí)機(jī)械性質(zhì)優(yōu)于大部分現(xiàn)存能植入的Ti合金而且非 常有機(jī)會作為整形外科或人工齒根材料。
[0014] 此α 〃型Ti-7. 5Mo合金的生物兼容性是透過細(xì)胞毒性試驗(yàn)及動(dòng)物植入研究確認(rèn)。 此合金的細(xì)胞活性類似于A1203(控制組）的細(xì)胞活性。動(dòng)物研究指出，植入6周之后，于合 金表面處能輕易觀察到新骨形成。令人感興趣的是發(fā)覺到，經(jīng)過26周之后，長在類似植入 部位的Ti-7. 5Mo植入物表面上的新骨量戲劇性地比Ti-6A1-4V植入物更多，表示是更快許 多的復(fù)原過程。
[0015] US 6, 726, 787 B2提供此生物兼容性的低模數(shù)、高強(qiáng)度鈦合金的制造方法，其包含 制備組成基本上由至少一同型異質(zhì)β安定化元素（其是選自由Mo、Nb、Ta及W所組成的 群組）；及剩余部分的Ti所組成的鈦合金，其中該組成具有約6至約9的Mo當(dāng)量值。用于 獲得該低模數(shù)、高強(qiáng)度鈦合金的關(guān)鍵方法是所述合金必須從高于800°C的溫度于高于每秒 10Γ的冷卻速率下進(jìn)行快速冷卻程序，較佳是高于每秒20°C。該Mo當(dāng)量值，[Mo] eq，是由下 列方程式來表示，[1^0]69二[1\10]+0.28[他]+0.22[了3]+0.44[\￥]，其中[]\1〇]、[吣]、[了3]和
[W]分別是以該組成的重量為基準(zhǔn)的Mo、Nb、Ta和W的百分比。
[0016] 盡管如此，具有非立方性（非對稱性）斜方晶系晶體構(gòu)造 α "相的合金一般均難 以冷加工。此差的冷加工性大大地限制了這些材料的用途。具有α "相的鈦合金主要包括 Ti-Mo基合金、Ti-Nb基合金、Ti-Ta基合金和Ti-W基合金。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0017] 本發(fā)明的主要目的在于提供一種由鈦-鉬合金制造的對象，該鈦-鉬合金具有較 高強(qiáng)度和較低模數(shù)。
[0018] 本發(fā)明的另一主要目的在于提供一種用于制造由鈦-鉬合金制造的對象的方法， 該鈦-鉬合金具有較高強(qiáng)度和較低模數(shù)。
[0019] 為了完成前述目的,本發(fā)明所揭示的用于制造以α 〃相作為主相的鈦合金的對象 的方法包含下列步驟：
[0020] 提供以α "相作為主相的鈦-鉬合金工件；及
[0021] 于室溫冷加工該工件的至少一部分一次或重復(fù)多次以獲得該對象的生還，其中所 得生坯的冷加工部分具有該工件的至少一部分的平均厚度的10%至90%的平均厚度，而 且該冷加工部分以α "相作為主相。
[0022] 本發(fā)明也提供由本發(fā)明的方法制造且以α 〃相作為主相的鈦合金的對象，其中由 步驟b)所得的該生坯的冷加工部分具有約600至llOOMPa的屈服強(qiáng)度及約60至85GPa的 彈性模數(shù)。
[0023] 較佳地，步驟a)中的鈦-鉬合金基本上由7至9重量％的鉬及剩余部分的鈦組成。 更佳地，該鈦-鑰合金基本上由約7. 5重量％的鉬及剩余部分的鈦組成。
[0024] 較佳地，步驟b)中的該冷加工是進(jìn)行一次而且所得的該生坯的冷加工部分具有 該工件的至少一部分的平均厚度的50 %至90%的平均厚度。
[0025] 較佳地，步驟b)中的該冷加工是重復(fù)地進(jìn)行而且該重復(fù)的冷加工每次造成該冷 加工部分的平均厚度縮減量少于約40%。
[0026] 較佳地，由步驟b)所得的該冷加工部分以α "相作為主相而且以α '相作為次要 相。
[0027] 較佳地，由步驟b)所得的該生坯的冷加工部分具有該工件的至少一部分的平均 厚度的35 %至65%，而且更佳地約50 %的平均厚度。
[0028] 較佳地，步驟b)中的冷加工包含輥乳、抽制、擠制或鍛造。
[0029] 較佳地，步驟a)中的工件是鑄態(tài)工件。
[0030] 較佳地，步驟a)中的工件是把工件熱加工，溶解處理或熱加工并溶解處理至 900°C至1200°C的溫度，接著水淬火的工件。
[0031] 較佳地，該對象是醫(yī)療植入物，而且步驟b)中的生坯是需要更進(jìn)一步機(jī)械加工 的醫(yī)療植入物生還。較佳地，該醫(yī)療植入物是骨板、骨螺絲、骨固定連結(jié)桿（bone fixation connection rod)、椎間盤、股骨植入物、髖部植入物、人工膝蓋植入物或人工齒根。
[0032] 較佳地，本發(fā)明的方法另外包含對由步驟b)所得的該生坯進(jìn)行時(shí)效處理 (aging)，以致于以該生坯的屈服強(qiáng)度為基準(zhǔn)，該經(jīng)時(shí)效處理過的生坯的屈服強(qiáng)度提升至 少10%，而且該經(jīng)時(shí)效處理過的生述的斷裂伸長率（elongation to failure)不低于約 5. 0%。更佳地，該時(shí)效處理是于150至250°C進(jìn)行約7. 0至30分鐘的時(shí)期。
[0033] 在本發(fā)明的較佳具體例之一中，由本發(fā)明的方法制造的對象是由鈦-鉬合金制 造，該鈦-鑰合金基本上由約7. 5重量％的鑰及剩余部分的鈦組成，而且該對象的冷加工部 分具有約800至llOOMPa的屈服強(qiáng)度及約60至75GPa的彈性模數(shù)。
[0034] 在本發(fā)明的較佳具體例之另一中，由本發(fā)明的方法制造的對象是由鈦-鑰合金制 造，該鈦-鉬合金基本上由約7. 5重量％的鑰及剩余部分的鈦組成，而且該對象的至少一部 分具有約800至llOOMPa的屈服強(qiáng)度及約60至70GPa的彈性模數(shù)。
[0035] 發(fā)明人意外地發(fā)現(xiàn)，在所有這些α "相Ti合金當(dāng)中，僅有以Ti-Mo為底質(zhì)的α " 相合金能毫無困難地大規(guī)模地冷加工（舉例來說，以由冷輥乳縮減大到80%的厚度）。有 三種其他α "相Ti合金（Ti-Nb、Ti-Ta和Ti-W合金）均能于室溫下實(shí)質(zhì)地加工。盡管此 刻尚未徹底了解此令人驚訝差異的理由，但是能確定以α "相Ti-Mo為底質(zhì)的合金非常優(yōu) 良的冷加工性能戲劇性地?cái)U(kuò)張這些合金的用途。
[0036] 另外發(fā)現(xiàn)，不僅以α "相Ti-Mo為底質(zhì)的合金能輕易地被冷加工，也能戲劇性地提 升該合金的機(jī)械強(qiáng)度，同時(shí)保持優(yōu)良的伸長率水平。
[0037] 另外發(fā)現(xiàn)，為了獲得經(jīng)冷加工的Ti-Mo合金的希望機(jī)械性質(zhì)，每單一道次冷加工 縮減的厚度理應(yīng)控制于小于約50%，較佳地小于約40%，更佳地小于約30%，而且最佳地 小于20%。
[0038] 另外發(fā)現(xiàn)經(jīng)冷加工的α "相Ti-Mo合金主要還是包含α "相。舉例來說，經(jīng)過65% 的厚度縮減之后，ct"相保留接近90%。即使經(jīng)過80%的厚度縮減之后，α"相仍然接近 80%。
[0039] 另外發(fā)現(xiàn)，透過該冷加工方法，當(dāng)該α "相Ti-Mo為底質(zhì)的合金的強(qiáng)度大幅提升 時(shí)，由于主要存在α "相而使該合金模數(shù)能保持于低值（注意：低模數(shù)是該等α "相Ti合 金最重要的特征之一）。如先前提及的，當(dāng)作為醫(yī)療植入物材料時(shí)該低模數(shù)具有降低應(yīng)力遮 蔽效應(yīng)的重大意義。
[0040] 根據(jù)我們的認(rèn)知，沒有人曾經(jīng)主張以α "相作為主相的Ti-Mo合金能被大規(guī)模地 冷加工而且由該冷加工方法戲劇性地改良其機(jī)械性質(zhì)。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0041] 圖1是顯示本發(fā)明的α "相Ti-7. 5Mo合金的優(yōu)異冷加工性的照片，其中該樣品的 厚度經(jīng)過大規(guī)模冷輥乳加工之后大幅降低80%。
[0042] 圖2是顯示α "相Ti_20Nb合金的不足冷加工性的照片，該合金進(jìn)行冷輥乳加工 至30%厚度縮減量。
[0043] 圖3是顯示α "相Ti-37. 5Ta合金的不足冷加工性的照片，該合金進(jìn)行冷輥乳加 工至20%厚度縮減量。
[0044] 圖4是顯示α "相Ti-18. 75W合金的不足冷加工性的照片，該合金進(jìn)行冷輥軋加 工至20 %厚度縮減量。

【具體實(shí)施方式】
[0045] 此處使用的術(shù)語"冷加工"是金屬加工領(lǐng)域中常用的一般術(shù)語，其簡單地僅意指該 合金是于環(huán)境溫度/室溫（由輥軋、鍛造、擠制及抽制等等）下加工而不需詳載關(guān)于該方法 的準(zhǔn)確環(huán)境溫度/室溫。此術(shù)語單單與"熱加工"方法相反，其中金屬是加熱至高溫使其變 得柔軟（一般從數(shù)百度至高于數(shù)千度-視該材料而定）（也可加熱該輥或模，用以使該合金 通過），接著當(dāng)該金屬還是熱的時(shí)候進(jìn)行該金屬加工程序。
[0046] 用于本發(fā)明中的冷加工處理的α "相Ti-7. 5Mo合金可由將該熔融合金直接鑄造 成模制品（快速冷卻法），由溶解處理（加熱至β -相區(qū)，典型為9〇〇至i〇〇〇°c )已鑄型的 合金接著由水淬火（快速冷卻法），或由溶解處理已機(jī)械加工或熱機(jī)械加工過的（例如，輥 車L，抽制，鍛造，或擠制）合金接著由水淬火而制備。
[0047] 實(shí)驗(yàn)方法及結(jié)果
[0048] α " 相二元 Ti-Mo、Ti-Nb、Ti_Ta 及 Ti-W 合金的制備
[0049] 針對此研究制備4種不同α "相二元Ti合金（Ti-7. 5重量％ Mo、Ti-20重量％ Nb、Ti-37. 5重量％ Ta及Ti-18. 75重量％ W)。該Ti-7. 5Mo合金是2級工業(yè)級純度的鈦 (化學(xué)級純度的 Ti)棒（Northwest Institute for Non-ferrous Metal Research，China) 及99. 95%純度的鉬絲（Alfa Aesar，USA)。該Ti-20Nb合金是由相同化學(xué)級純度的Ti棒 及99.8%純度的鈮屑61:代111〇^111。31 8111(：.，1]84)制備。該11-37.513合金是由相同化 學(xué)級純度的Ti棒及99. 9%純度的鉭粉（Alfa Aesar，England)制備。該Ti-18. 75W合金 是由相同化學(xué)級純度的Ti棒及99. 9%純度的鎢粉（Acros Organics，USA)制備。
[0050] 多種不同Ti合金是使用工業(yè)電弧-熔融的真空壓力型鑄造系統(tǒng)（Castmatic， Iwatani Corp.，Japan)來制備。在溶融/鑄造之前，該溶融艙是抽空并且利用氬沖凈。溶 融的期間保持1. 5kgf/cm2的氬壓力。使適當(dāng)量的金屬于具有鎢電極的U形銅爐床中熔融。 使這些錠塊再熔融至少3次以改善這些合金的化學(xué)均勻度。經(jīng)過每次熔融/鑄造之后，使 用HN0 3/HF(3:1)熔液浸漬這些合金以除去表面氧化物。
[0051] 鑄造之前，使這些合金錠塊再度于保持于1. 5kgf/cm2壓力之下的氬中的開放式銅 爐床中再熔融。該二艙之間的壓差使這些熔融合金能立即落于室溫下的石墨鑄模中。此快 速冷卻法產(chǎn)生使該合金足以形成α"相的冷卻速率。這些鑄態(tài)合金樣品當(dāng)中的某些直接接 受冷加工處理以獲得希望的外形/厚度。其他鑄造樣品，為了進(jìn)一步改善結(jié)構(gòu)均勻性，是以 溶解處理成β相區(qū)（約900至1000°C)，接著快速冷卻（水淬火）以將該β相再轉(zhuǎn)轉(zhuǎn)變 成α "相。由此獲得的α "相合金接著經(jīng)歷冷加工處理以獲得希望的外形/厚度。XRD結(jié) 果確認(rèn)這些快速冷卻過的（水淬火過的）樣品具有α "相作為主相。
[0052] X-射線衍射
[0053] 使用配合3° /min的掃描速度于30kV及20mA下操作的Rigaku衍射儀（Rigaku D-max IIIV，Rigaku Co.，Tokyo，Japan)進(jìn)行X-射線衍射（XRD)以便進(jìn)行相分析。利用經(jīng) Ni過濾的CuKct輻射來研究。利用硅標(biāo)準(zhǔn)物來校正衍射角度。由使這些衍射圖案中的各特 征峰與JCPDS檔案配對來識別多個(gè)不同相。
[0054] 抗拉測試
[0055] 使用伺服液壓型測試機(jī)（EHF-EG,Shimadzu Co.，Tokyo, Japan)進(jìn)行抗張?jiān)囼?yàn)。于 室溫下于8. 33X10_6m s-1的固定聯(lián)桿器速度下進(jìn)行抗張測試。在各加工條件之下從5次試 驗(yàn)得到平均極限抗拉強(qiáng)度（UTS)、于0.2%偏移量的屈服強(qiáng)度（YS)、彈性模數(shù)（Mod)及斷裂 伸長率（Elong)。
[0056] 冷輥軋（于室溫下進(jìn)行輥乳）
[0057] 使用雙軸的100噸級輥乳測試儀（臺灣，臺中市，駿謨精機(jī)公司）進(jìn)行冷輥軋以比 較ct"相Ti-Mo、Ti-Nb、Ti-Ta及Ti-W合金的冷加工性。經(jīng)過每道次之后，樣品厚度從上個(gè) 道次縮減約5至15%。
[0058] α "相Ti-Mo、Ti-Nb、Ti-Ta及Ti-W合金之間的冷加工性比較 [0059] 圖1中的照片證實(shí)α "相Ti_7· 5Mo合金的優(yōu)異冷加工性。即使經(jīng)過大規(guī)模冷輥 乳過程，以使該樣品的厚度大幅縮減80%，該樣品的整個(gè)表面也沒觀察到結(jié)構(gòu)破壞。另外發(fā) 現(xiàn)，即使經(jīng)過一次單道次冷輥乳，其中厚度嚴(yán)重縮減>50%，仍然沒觀察到結(jié)構(gòu)破壞。
[0060] 圖2中的照片證實(shí)α "相Ti_20Nb合金的不足冷加工性。才經(jīng)過30%的厚度累 積縮減量，就觀察到嚴(yán)重的結(jié)構(gòu)破壞而且必須中止該輥乳加工。圖3中的照片證實(shí)α"相 Ti-37. 5Ta合金的不足冷加工性。才經(jīng)過累積20%的厚度縮減量，就觀察到嚴(yán)重的結(jié)構(gòu)破 壞而且必須中止該輥軋加工。圖4中的照片證實(shí)α "相α "相Ti-18. 75W合金的不足冷加 工性。才經(jīng)過累積20%的厚度縮減量，就觀察到嚴(yán)重的結(jié)構(gòu)破壞而且必須中止該輥乳加工。
[0061] 表1.具有不同Mo含量的鑄態(tài)α "相Ti-Mo合金的抗張性質(zhì)
[0062]

【權(quán)利要求】
1. 一種用于制造以α 〃相作為主相的鈦合金對象的方法，其包含下列步驟： a) 提供以α "相作為主相的鈦-鑰合金工件；及 b) 于室溫冷加工所述工件的至少一部分一次或重復(fù)多次以獲得該對象的生坯，其中所 得的所述生坯的冷加工部分具有所述工件的所述至少一部分的平均厚度的10%至90%的 平均厚度，而且所述冷加工部分以α"相作為主相。
2. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中步驟a)中的鈦-鑰合金基本上由7至9重量％的鑰 及剩余部分的鈦組成。
3. 如權(quán)利要求2所述的方法，其中所述鈦-鑰合金基本上由約7. 5重量％的鑰及剩余 部分的鈦組成。
4. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中步驟b)中的所述冷加工是進(jìn)行一次而且所得的所 述生坯的冷加工部分具有所述工件的所述至少一部分的平均厚度的50 %至90 %的平均厚 度。
5. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中步驟b)中的所述冷加工是重復(fù)地進(jìn)行而且每次所述 重復(fù)的冷加工造成所述冷加工部分的平均厚度縮減量少于約40%。
6. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中由步驟b)所得的所述冷加工部分以α "相作為主相 而且以α '相作為次要相。
7. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中由步驟b)所得的所述生坯的冷加工部分具有所述工 件的所述至少一部分的平均厚度的35%至65%的平均厚度。
8. 如權(quán)利要求7所述的方法，其中由步驟b)所得的所述生坯的冷加工部分具有所述工 件的所述至少一部分的平均厚度的約50%的平均厚度。
9. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中步驟b)中的冷加工包含輥軋、抽制、擠制或鍛造。
10. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中步驟a)中的工件是鑄態(tài)工件。
11. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中步驟a)中的工件是把工件熱加工，溶液處理或熱加 工并溶液處理至900°C至1200°C的溫度，接著水淬火的工件。
12. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述對象是醫(yī)療植入物，而且步驟b)中的生坯是需 要更進(jìn)一步機(jī)械加工的醫(yī)療植入物生坯。
13. 如權(quán)利要求12所述的方法，其中所述醫(yī)療植入物是骨板、骨螺絲、骨固定連結(jié)桿、 椎間盤、股骨植入物、髖部植入物、人工膝蓋植入物或人工齒根。
14. 如權(quán)利要求1所述的方法，其另外包含對由步驟b)所得的所述生坯進(jìn)行時(shí)效處理， 以致于以所述生坯的屈服強(qiáng)度為基準(zhǔn)，該時(shí)效處理過生坯的屈服強(qiáng)度提升至少10%，而且 該時(shí)效處理過生坯的斷裂伸長率不低于約5. 0%。
15. 如權(quán)利要求14所述的方法，其中該時(shí)效處理是于150至250°C進(jìn)行約7. 0至30分 鐘的時(shí)期。
16. -種以α 〃相作為主相的鈦合金對象，所述對象是由包含下列步驟的方法制造： a) 提供以α "相作為主相的鈦-鑰合金工件；及 b) 于室溫冷加工所述工件的至少一部分一次或重復(fù)多次以獲得所述對象的生坯，其中 所得的所述生坯的冷加工部分具有所述工件的所述至少一部分的平均厚度的10%至90% 的平均厚度，而且所述冷加工部分以α"相作為主相， 其中所得的所述生坯的冷加工部分具有約600至llOOMPa的屈服強(qiáng)度及約60至85GPa 的彈性模數(shù)。
17. 如權(quán)利要求16所述的對象，其中步驟a)中的鈦-鑰合金基本上由7至9重量％的 鑰及剩余部分的鈦組成。
18. 如權(quán)利要求17所述的對象，其中所述鈦-鑰合金基本上由約7. 5重量％的鑰及剩 余部分的鈦組成。
19. 如權(quán)利要求16所述的對象，其中步驟b)中的所述冷加工是進(jìn)行一次而且所得的所 述生坯的冷加工部分具有所述工件的所述至少一部分的平均厚度的50%至90%的平均厚 度。
20. 如權(quán)利要求16所述的對象，其中步驟b)中的所述冷加工是重復(fù)地進(jìn)行而且每次所 述重復(fù)的冷加工造成所述冷加工部分的平均厚度縮減量少于約40%。
21. 如權(quán)利要求16所述的對象，其中由步驟b)所得的所述冷加工部分以α "相作為主 相而且以α '相作為次要相。
22. 如權(quán)利要求16所述的對象，其中由步驟b)所得的所述生坯的冷加工部分具有所述 工件的所述至少一部分的平均厚度的35%至65%的平均厚度。
23. 如權(quán)利要求22所述的對象，其中由步驟b)所得的所述生坯的冷加工部分具有所述 工件的所述至少一部分的平均厚度的約50%的平均厚度。
24. 如權(quán)利要求23所述的對象，其中步驟a)中的鈦-鑰合金是基本上由7.5重量％的 鑰及剩余部分的鈦組成的鈦合金，而且由步驟b)所得的所述生坯的冷加工部分具有約800 至llOOMPa的屈服強(qiáng)度及約60至75GPa的彈性模數(shù)。
25. 如權(quán)利要求16所述的對象，其中所述方法另外包含對由步驟b)所得的所述生坯進(jìn) 行時(shí)效處理，以致于以所述生坯的屈服強(qiáng)度（YS)提升至少10%，而且所述生坯的斷裂伸長 率不低于約5.0%。
26. 如權(quán)利要求25所述的對象，其中該時(shí)效處理是于150至250°C進(jìn)行約7. 0至30分 鐘的時(shí)期。
27. -種鈦合金的對象，所述鈦合金基本上由約7. 5重量％的鑰及剩余部分的鈦組成 而且以α "相作為主相，所述對象的至少一部分具有約800至llOOMPa的屈服強(qiáng)度及約60 至70GPa的彈性模數(shù)。
28. 如權(quán)利要求27所述的對象，其是一醫(yī)療植入物。
【文檔編號】C22F1/18GK104245994SQ201280059562
【公開日】2014年12月24日 申請日期:2012年12月5日 優(yōu)先權(quán)日:2011年12月6日
【發(fā)明者】朱建平, 陳瑾惠 申請人:朱建平, 陳瑾惠