鈦合金具有良好的生物相容性、高比強度、高耐蝕性，可用于制作外科植入件。然而，鈦合金的彈性模量（100 GPa）與人體骨骼的彈性模量（20～40 GPa）相差較大，易產生“應力屏蔽”。為了降低鈦合金的彈性模量，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，日本大學的科研工作者選擇了彈性模量為45 GPa的鎂作為添加元素。從Ti-Mg系的平衡相圖來看，采用熔鑄法不可能得到Ti-Mg合金。這是因為鈦的熔點(1 941 K)在鎂的沸點(1 361 K)以上，因此粉末冶金法是制備Ti-Mg合金最適宜的方法。本研究首先采用機械合金化法（MA）對Ti、Mg粉末進行復合，再通過放電等離子燒結法（SPS）將復合粉末固化成形。

　　實驗選用純度為99.5%、平均粒徑在45 μm以下的純鈦粉末以及純度為99.92%、平均粒徑為100 μm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量分數為10%、20%、30%的純鎂粉末，混合粉末的總質量為10 g，助劑選用油脂酸。用振動型球磨機對混合粉末分別進行4 h和8 h的MA處理，然后將其填充到直徑為20 mm、高度為40 mm的石墨坩堝中進行SPS處理，升溫速度為1.67 K/s，分別升溫至673 K、773 K及873 K后，加壓49 MPa，保持180 s制成塊體。對得到的塊體進行了X射線衍射分析；對復合粉末的顯微維氏硬度以及塊體的維氏硬度進行測定。

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

　　復合粉末的顯微維氏硬度測試結果表明，在相同的處理時間下，經MA法處理的復合粉末的硬度隨著鎂添加量的增加而降低。此外，MA處理時間越長，鎂添加量對復合粉末顯微維氏硬度的影響越顯著。

　　塊體的維氏硬度測定表明，Ti-10Mg復合粉末經MA處理4 h，燒結溫度為873 K時，所得塊體的硬度最高，為376 HV。當MA處理時間和燒結溫度相同時，塊體的硬度隨Mg添加量的增加而降低。當復合粉末中Mg的質量分數為30%，MA處理時間為8 h，燒結溫度為773 K時，所得到的Ti-Mg合金塊體的維氏硬度最低，在100 HV左右，這表明塊體的硬度可通過添加的Mg的質量來控制。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想空間。

　　上述僅為此項研究的初步探索實驗，今后還將對其拉伸性能、彈性模量進行測試，深入研究高強度、低彈性模量的最佳組成及工藝條件，并對其在體液中的腐蝕行為進行模擬。