Ti-6Al-4VELI（低間隙）合金由于其良好的生物相容性而廣泛用于制造人工關(guān)節(jié)及齒根。作為外科植入材料，Ti-6Al-4V合金的彈性模量雖與人骨的接近，但仍需要進(jìn)一步降低。Ti-13Nb-13Zr是目前最有希望的低彈性模量的生物醫(yī)用鈦合金。研究發(fā)現(xiàn)，不同加工方式對其電化學(xué)性能有不同的影響，為此，貝爾格萊德大學(xué)的研究者在林格氏溶液中用極化和電化學(xué)阻抗譜（EIS）方法研究了通過形變熱處理得到的馬氏體結(jié)構(gòu)對Ti-13Nb-13Zr合金和水淬的Ti-6Al-4VELI合金的電化學(xué)性能的影響。

　　實(shí)驗(yàn)用Ti-13Nb-13Zr合金采用純鈦、純鈮和純鋯，在氬氣保護(hù)下的水冷銅坩堝中，用非自耗電弧熔煉多次的8mm厚的小錠，經(jīng)900℃（β相區(qū)）、保溫30min、水冷的固溶處理后，冷軋或在680℃（α+β相區(qū)）熱軋至6mm厚的板材，隨后熱軋板進(jìn)行760℃、1h、水冷的固溶處理。Ti-6Al-4VELI合金使用經(jīng)1000℃，1h，水淬的φ38mm棒材。電化學(xué)試驗(yàn)在自然充氣的室溫林格氏溶液（6.5g/LNaCl，0.14g/LKCl，0.12g/LCaCl2，0.2g/LNaHCO3和0.4g/L的葡萄糖）中進(jìn)行。EIS測試在10mV的電位擾動(dòng)幅的斷路電壓下進(jìn)行，阻抗譜用Nyquist和Bode圖表示。

　　結(jié)果表明，從β相區(qū)快冷得到原β晶粒內(nèi)有六方α'馬氏體片的組織，Ti-13Nb-13Zr合金冷軋后幾乎全是針狀馬氏體組織，但熱軋淬火后，形成了有少量馬氏體片的組織，而Ti-6Al-4VELI則是細(xì)針狀α'馬氏體和β相的混合組織。在25℃溫度下，自然充氣的林格氏溶液中，Ti-13Nb-13Zr和Ti-6Al-4VELI合金發(fā)生鈍化，腐蝕電流密度在10-6～10-8A/cm2數(shù)量級，全馬氏體結(jié)構(gòu)的Ti-6Al-4VELI合金比Ti-13Nb-13Zr合金的耐蝕性更好。對于Ti-13Nb-13Zr合金，冷軋后會(huì)提高合金的耐蝕性。耐蝕性順序?yàn)椋核愕腡i-6Al-4VELI合金>冷軋的Ti-13Nb-13Zr合金>熱軋水淬的Ti-13Nb-13Zr合金。Ti-6Al-4VELI合金表面可以快速形成氧化膜，其氧化膜比所有組織狀態(tài)的Ti-13Nb-13Zr合金的氧化膜更薄、更均勻且更穩(wěn)定，氧化膜的組成為TiO2基體上富Al2O3和V2O5，由于Al2O3先溶解，故V2O5的量較大。Ti-13Nb-13Zr合金表面的厚保護(hù)性氧化膜以TiO2為主，且由于存在Nb2O5，鈍化膜的結(jié)構(gòu)穩(wěn)定性提高，氧化膜中未見到ZrO2。氧化膜的厚度和Nb2O5含量與合金形變熱處理有關(guān)。

　　由于含有更多Nb2O5，冷軋態(tài)的Ti-13Nb-13Zr合金的氧化膜更厚、更致密。兩種合金的氧化膜均由內(nèi)層的阻擋層和外層的多孔層組成。Ti-6Al-4VELI合金優(yōu)異的腐蝕抗力歸結(jié)于其氧化膜中存在電阻和電容更高的內(nèi)層，Ti-13Nb-13Zr合金的腐蝕抗力較差，則與氧化膜的多孔以及氧化膜間的擴(kuò)散有關(guān)。Ti-13Nb-13Zr合金外層多孔膜的電阻比Ti-6Al-4VELI合金的低3個(gè)數(shù)量級，由于富Nb2O5，比之于冷軋態(tài)，熱軋態(tài)合金表面形成的氧化膜的保護(hù)性更差。另一方面，對于Ti-13Nb-13Zr合金，作為植入材料植入人體后，其外層多孔的氧化膜會(huì)更有利于骨的結(jié)合過程。