Ti-Mg復合材料制備技術研究進展

夏朋昭，許 瑩，趙思壇，蔡艷青

(1.華北理工大學 冶金與能源學院，河北 唐山 063210)

(2.華北理工大學 材料科學與工程學院，河北 唐山 063210)

鈦合金的彈性模量(80～110 GPa)遠遠低于316L不銹鋼(200 GPa)和醫(yī)用鈷基合金(220～234 GPa)，并且其還具有優(yōu)異的耐腐蝕性能和優(yōu)良的生物相容性，這些優(yōu)點使其在醫(yī)療領域的應用前景十分廣闊[1-5]。但是鈦合金的彈性模量仍然遠遠高于人體骨骼(10～30 GPa)，鈦合金材質(zhì)醫(yī)療器械在植入人體后會產(chǎn)生“應力遮蔽”效應，這極大地限制了鈦合金材質(zhì)醫(yī)療器械的應用[6]。最新研究表明，高熵合金具有高強度、高韌性的特點，是鈦合金未來發(fā)展的重要方向。但是高熵鈦合金的相組成(成分或結構)較為復雜，制備成本較高，極大地限制了其在醫(yī)療領域的應用。

與鈦合金相比，鎂合金的彈性模量(約為45 GPa)與人體更為接近，其不僅具備優(yōu)良的生物相容性而且能夠在人體內(nèi)自行降解，所以醫(yī)用鎂合金發(fā)展?jié)摿薮?，同樣也受到了國?nèi)外學者的廣泛關注。目前，醫(yī)用鎂合金可充當骨內(nèi)植物器械、血管支架、骨板、骨釘和多孔骨修復支架的原材料[7-9]。但是醫(yī)用鎂合金也存在著諸多缺點：① 醫(yī)用鎂合金強度較低，目前研究中醫(yī)用鎂合金的屈服強度為60～200 MPa，而人體植入物的屈服強度要求在200 MPa左右[10，11]；② 醫(yī)用鎂合金在人體內(nèi)降解速率過快[12]，其有效的固定支撐時間僅僅只有骨折愈合時間的1/4～1/3[10]；③ 醫(yī)用鎂合金在人體環(huán)境下降解會發(fā)生析氫反應，產(chǎn)生大量的氫氣聚集在植入物的周圍或皮下組織導致這些部位形成氣泡，進而引發(fā)炎癥；④ 鎂合金的晶體結構一般為密排六方結構，因而其滑移系數(shù)目遠遠少于鉬、鎢、釩、α-鐵等體心立方金屬滑移系數(shù)目，從而導致其塑性成形性差進而導致其不易加工，使其加工精度遠遠低于預期，大大影響鎂合金的臨床應用。

綜合鈦合金和鎂合金的特點，具備高強度、低彈性模量、優(yōu)良生物相容性和生物可降解性的新型醫(yī)用金屬材料—— Ti-Mg復合材料引起了國內(nèi)外學者廣泛關注。醫(yī)用Ti-Mg復合材料具備如下特點：① Ti-Mg復合材料具有高強度、低彈性模量的特點，能夠?qū)崿F(xiàn)與人體組織的“力學適配”，可以有效避免在臨床應用中產(chǎn)生的“應力遮蔽”；② Ti-Mg復合材料具有促成骨性，鎂降解留下的孔隙有助于新骨生長；③ 鎂降解后，鈦骨架依舊能夠穩(wěn)定存在于體液中并能夠起到支撐作用。目前國內(nèi)外研究學者采用不同技術，制備了具有高強度、低彈性模量的Ti-Mg復合材料。本文綜合論述這些技術方法的優(yōu)缺點，以期為制備具有優(yōu)良力學性能、生物相容性和耐腐蝕性能的Ti-Mg復合材料提供參考。

1 醫(yī)用Ti-Mg復合材料的制備方法

為了綜合鈦合金和鎂合金的特點，國內(nèi)外學者優(yōu)先考慮了Ti-Mg合金材料，但是研究發(fā)現(xiàn)鎂、鈦的合金化存在以下問題：① 鎂在鈦的晶格中或鈦在鎂的晶格中的固溶度很小[13]，在低于500 ℃時鎂在鈦中的固溶度僅僅為0.3 at%，而鈦在鎂中的固溶度約為0.1 at%[14]；② 鎂的沸點(1107 ℃)小于鈦的熔點(1720 ℃)，在形成合金時難以控制溫度。

由于以上問題的存在，國內(nèi)外眾多學者將目光轉向了Ti-Mg復合材料制備及研究。Ti-Mg復合材料的制備方法分別有粉末冶金法、液態(tài)浸滲法、滲流鑄造法、熱旋轉鍛造等。

1.1 粉末冶金法

粉末冶金法制備Ti-Mg復合材料是以鈦粉和鎂粉為原材料，經(jīng)過球磨混粉、壓制成型和燒結最終制備出具有優(yōu)良力學性能的Ti-Mg復合材料的冶金工程技術。采用粉末冶金法制備Ti-Mg復合材料具有燒結溫度較低，不受基體類別和增強體種類的限制，操作方便，能耗低，精度高等特點[15,16]。

粉末冶金法制備Ti-Mg復合材料主要包括球磨混粉、壓制成型和固相燒結3個部分。其中燒結是最終階段，是影響復合材料的微觀結構和力學性能的關鍵性因素，所以在制備過程中燒結工藝十分關鍵。按照燒結工藝不同，粉末冶金法可以分為氣氛燒結[17]、微波燒結[18,19]、等離子放電燒結[20]、真空熱壓燒結[21]等。

1.1.1 氣氛燒結

氣氛燒結制備Ti-Mg復合材料是將壓制成型的復合材料試樣放入管式真空氣氛爐爐膛中，先抽真空再通入氬氣進行燒結的方法。氣氛燒結是一種常用的粉末冶金燒結方法，其操作簡便，設備簡單。

王月勤等[17]以高純鎂粉(粒徑≤150 μm)、鈦粉(粒徑≤48 μm)為原材料，以碳酸氫銨為造孔劑，在管式爐中采用氣氛燒結制備出多孔Ti-Mg梯度復合材料[17]。在添加造孔劑后，采用300 r·min-1的轉速球磨混粉，球磨前鎂粉和鈦粉及球磨10 h后的Ti-10Mg粉末形貌如圖1[17]所示。在550 MPa壓制壓力下制備材料坯體，以5 ℃·min-1升溫速率升溫至630 ℃，保溫燒結2 h。經(jīng)過力學測試，在此工藝下制備的多孔Ti-10Mg 復合材料，其抗彎強度為54.5 MPa，抗壓強度43.5 MPa，抗彎模量為1.2 GPa，抗壓模量為1.8 GPa，沖擊韌性為2.7 kJ·m-2。該合金材料的強度和彈性模量符合人體多孔骨的移植要求，但是較之未添加造孔劑，其強度和彈性模量明顯下降[17]。王月勤等[17]還采用該法制備了添加 Zr的Ti-Mg系復合材料。研究表明，多孔Ti-10Zr-10Mg復合材料的強度、彈性模量、耐磨性和沖擊韌性相比多孔Ti-10Mg 復合材料均有明顯提高。

圖1 球磨前的鎂、鈦粉末和球磨10 h后的Ti-10Mg粉末形貌[17]

氣氛燒結制備多孔Ti-Mg復合材料可以在以下幾個方面進行改進：① 由于原材料中的高純鈦粉和鎂粉在壓坯和燒結過程中容易氧化，為防止鈦粉和鎂粉氧化影響復合材料的性能，可用TiH2粉末代替鈦粉作為原材料或在燒結過程中使用還原性氣體進行保護燒結；② Ti-Mg復合材料腐蝕速度快，需要進一步提高多孔Ti-Mg復合材料耐腐蝕性；③ 在制備多孔Ti-Mg復合材料時添加合適的合金元素可以改善復合材料的力學性能。但是以添加Zr元素為例，Zr為高熔點金屬(1852±2 ℃)，而Ti-Mg復合材料的燒結溫度較低，金屬Zr保持原有狀態(tài)，無法有效提高Ti-Mg復合材料的力學性能?？梢栽谥苽鋸秃喜牧锨跋戎苽涠蚨嘣滦外伜辖?，進而制備Ti-Mg復合材料。

1.1.2 微波燒結

微波燒結制備Ti-Mg復合材料是利用微波具有的特殊波段與復合材料的基本細微結構耦合而產(chǎn)生熱量,材料在電磁場中的介質(zhì)損耗使其整體加熱至燒結溫度而實現(xiàn)致密化的方法。微波燒結具有燒結溫度低、加熱速度快、燒結時間短等優(yōu)點[18]。

王巧[19]以純鈦粉(純度99.7%，平均粒徑約為10 μm)、純鎂粉(純度大于99.7%，平均粒徑約為45 μm)為原材料，以碳酸氫銨(純度大于99.9%)為造孔劑，采用微波燒結技術制備了多孔Ti-Mg復合材料，并對材料的降解行為進行了分析。結果表明，鎂質(zhì)量分數(shù)為20%，壓制壓力為450 MPa，燒結溫度為610 ～630 ℃時，制備的Ti-Mg復合材料的彈性模量為3～6 GPa，強度為300～700 MPa。不同溫度燒結的Ti-Mg復合材料微觀形貌見圖2[19]。研究發(fā)現(xiàn)[18,19]，適當提高燒結溫度，壓制壓力保持在450 MPa左右，降低鎂含量有助于提高Ti-Mg復合材料的耐腐蝕性；孔隙率對Ti-Mg復合材料的耐蝕性影響不大。張金龍[18]同樣采用微波燒結法在780 MPa的壓制壓力、1.5 kW的燒結功率和600 ℃燒結溫度下制備了Ti-15Mg復合材料，并對其進行了微弧氧化表面改性。結果表明，在780 MPa壓制壓力下，Ti-15Mg復合材料的抗壓縮性能比使用氣氛燒結的抗壓強度[17]高近20%。經(jīng)微弧氧化表面改性處理后，Ti-15Mg復合材料的吸氫速率和析氫量大幅下降，耐腐蝕性能有所增強，溶血率下降。

圖2 不同溫度燒結的Ti-Mg復合材料微觀形貌[19]

微波燒結較傳統(tǒng)的燒結方法有很大的改進，能夠?qū)崿F(xiàn)復合材料的快速燒結，有效地避免鎂的揮發(fā)，有助于提高材料的致密性和強度，但是仍需要在以下2個方面進行改善。首先要找到適宜的燒結溫度。溫度過低則會導致燒結后的復合材料質(zhì)地疏松，導致復合材料的強度過低；燒結溫度過高則會導致鎂的揮發(fā)，使得Ti-Mg復合材料實際含鎂量低于理論含鎂量，從而對Ti-Mg復合材料的力學性能產(chǎn)生不利的影響。研究顯示，燒結溫度應控制在600～650 ℃。其次應提高Mg-Ti粒子間的結合強度。采用微波燒結制備多孔Ti-Mg復合材料由于沒有形成Mg-Ti金屬間化合物，鈦、鎂之間沒有形成有序相，界面結合強度差，嚴重影響材料的力學性能。以含鈦顆粒的霧化鎂基復合材料為原材料，可以有效增強Mg-Ti粒子間的界面結合強度。

1.1.3 放電等離子燒結

放電等離子燒結(SPS)工藝是一種利用加熱和表面活化實現(xiàn)復合材料超快速致密化燒結的粉末冶金燒結技術。SPS制備Ti-Mg復合材料過程中能夠向待燒結復合材料施加特定的直流脈沖電壓，利用坯體中鈦、鎂顆粒間放電產(chǎn)生的表面活化作用和自發(fā)熱作用有利于降低復合材料的燒結溫度，能夠使復合材料快速燒結致密[22-25]。SPS工藝具有快速升溫、快速燒結、燒結溫度低、均勻加熱和裝置操作簡單等特點。

Umeda等[26]分別以Ti-Mg粉末混合物和含鈦顆粒的霧化鎂基復合材料為原材料，采用火花等離子燒結和熱擠壓工藝制備了Ti-Mg復合材料。研究發(fā)現(xiàn)，以鎂粉和鈦顆粒的混合物為原料，采用常規(guī)的固相燒結工藝時由于沒有形成Ti-Mg金屬間化合物，Ti-Mg粒子間的界面結合非常差，對復合材料的拉伸性能沒有改善作用。而采用含鈦顆粒的霧化鎂基復合材料，成功地提高了復合材料的抗壓強度和延伸率。

綜合來看，粉末冶金法制備Ti-Mg復合材料存在的問題主要有：① 原材料易氧化 原材料中采用的高純鈦粉和鎂粉在球磨混粉、壓制成型和燒結過程中容易氧化，嚴重影響復合材料材料的力學性能；② 燒結溫度難以確定 燒結溫度低不能實現(xiàn)復合材料的致密化燒結，同時高熔點合金元素會保持原有狀態(tài)，無法有效提高材料的力學性能，燒結溫度過高則會出現(xiàn)鎂的揮發(fā)，同樣會影響復合材料的力學性能；③ Mg-Ti結合強度較差 以鈦粉、鎂粉為原材料，采用固相燒結燒結工藝制備復合材料，由于沒有形成Ti-Mg金屬間化合物，Ti-Mg粒子間的界面結合非常差，使得復合材料的力學性能遠遠低于預期。

1.2 鑄造法

1.2.1 液態(tài)浸滲法

液態(tài)浸滲法制備Ti-Mg復合材料是依據(jù)液態(tài)鑄造的方法，將多孔鈦或多孔鈦合金預制件浸滲到液態(tài)鎂中，并采用壓力媒介使得液態(tài)鎂合金均勻浸滲入多孔鈦或多孔鈦合金預制件中，冷卻之后即形成Ti-Mg復合材料。液態(tài)浸滲法制備Ti-Mg復合材料具有易操作、制造成本較低和可以實現(xiàn)大規(guī)模工業(yè)生產(chǎn)的特點[27-30]。液態(tài)浸滲法制備Ti-Mg復合材料首先需要制備出多孔鈦預制件，可以通過粉末冶金法[31-33]、鈦纖維燒結法[34，35]、自蔓延高溫合成法[36，37]、快速成形技術[38，39]制備多孔鈦預制件。按液態(tài)鎂浸滲具體工藝不同，可分為壓力浸滲技術、無壓浸滲技術、超聲波輔助浸滲技術和真空浸滲技術等[30]。

姜山[30]以球化度高、表面光潔的球形鈦粉和純度大于99.90%純鎂鑄錠為原材料，先采用真空燒結技術制備多孔鈦預制件，再采用超聲波輔助浸滲技術制備出雙連續(xù)Ti-Mg復合材料，見圖3。在浸滲溫度為720 ℃，超聲波頻率為20 kHz，超聲波功率為2000 W，超聲時間為20 min，水冷凝固的工藝參數(shù)下，實驗測得鈦顆粒粒徑為230、130、100 μm的雙連續(xù)Ti-Mg復合材料的屈服強度分別為230.2、262.9、300.1 MPa，均高于人體骨骼的強度(130～180 MPa)；彈性模量分別為23.4、33.6、 37.6 GPa，與人體骨骼彈性模量接近；顆粒粒徑分別為100、230 μm時， Ti-Mg復合材料的降解速率分別為0.957、0.575 mg/h，降解速率較快[30]。

圖3 以不同粒徑的鈦粉為原料采用超聲輔助浸滲制備的雙連續(xù)Ti-Mg復合材料外觀形貌[30]

上海交通大學Jiang等[40,41]以具有纏結結構的多孔鈦(純度為99.9%)和工業(yè)純鎂錠(純度99.9%)為原材料，采用以惰性氣體等作為壓力媒介的壓力浸滲技術獲得了鈦基體為三維網(wǎng)絡狀的p-Ti/Mg復合材料。具體實驗過程為：(a)將p-Ti預制塊浸泡在純鎂熔體中(鎂熔體用SF6+CO2混合氣體保護)；(b)鎂熔體填充在p-Ti中凝固并形成p-Ti/Mg復合材料；(c)通過機械加工去除周圍多余的鎂，獲得圓柱形p-Ti/Mg復合材料樣品。圖4為p-Ti/Mg復合材料制備過程示意圖[40，41]。研究顯示，隨著鈦體積分數(shù)從37.1%增加到53.6%，p-Ti/Mg復合材料的抗壓縮強度從175 MPa增加到246 MPa，而楊氏模量從47 GPa下降到22 GPa。當添加0.5%(質(zhì)量分數(shù))Zr時，復合材料的強度和楊氏模量均得到了合理提高。p-Ti/Mg-0.5Zr復合材料的強度、彈性模量與皮質(zhì)骨相當，在承載性骨科應用中具有相當大的潛力[40，41]。

圖4 p-Ti/Mg復合材料制備示意圖[40,41]

液態(tài)浸滲法制備Ti-Mg復合材料存在的主要問題有：① 鈦和鎂之間的界面結合強度低，且復合材料的致密性較差，進而導致Ti-Mg復合材料的強度低于傳統(tǒng)醫(yī)用金屬材料；② Ti-Mg復合材料在體液環(huán)境中降解速率快，鎂降解生成的Mg(OH)2對人體骨骼無保護作用；③ 金屬溶液的流動性和浸潤性需要進一步提高；④ Ti-Mg復合材料在鎂降解后留下的鈦骨架強度較低。

1.2.2 半固態(tài)攪拌鑄造法

半固態(tài)攪拌鑄造法制備Ti-Mg復合材料是將鈦(鈦合金)粉末或鎂(鎂合金)粉末加入到強烈攪拌的半固態(tài)合金漿液中制成半固態(tài)復合漿液，再用鑄造法制成復合材料鑄件的方法。

王曉明[42]采用半固態(tài)攪拌鑄造技術制備了Ti6Al4V顆粒增強AZ91鎂基復合材料。在復合材料中，Ti6Al4V顆粒均勻分布于基體中，沒有出現(xiàn)明顯的團聚現(xiàn)象，且復合材料中的晶粒與AZ91鎂合金相比得到了明顯的細化，從而使得材料的力學性能得到了大幅度的提升。研究發(fā)現(xiàn)，鈦和鎂的結合界面存在少量納米級的MgO和A13Ti析出物，使得材料的力學性能得到進一步的強化[30]。

鑄造法制備Ti-Mg復合材料存在的問題主要有：① 潤濕性問題 金屬基體與增強體的潤濕性較差，易發(fā)生有害界面反應；② 鑄造缺陷問題 所得復合材料中常有氣孔和夾雜存在，易出現(xiàn)偏析和“結團”現(xiàn)象；③ 流動性問題 復合材料在液態(tài)條件下的鑄造流動性有待進一步提高。

1.3 熱旋轉鍛造法

旋轉鍛造即徑向鍛造，指的是以高頻率的徑向往復運動打擊工件，工件作旋轉與軸向移動，在錘頭的打擊下工件實現(xiàn)徑向壓縮、長度延伸變形[43]。相對于冷壓燒結的粉末冶金法，熱旋轉鍛造制備的Ti-Mg復合材料具有更高的致密度和塑性值。

熱旋轉鍛造制備Ti-Mg復合材料的工藝流程：① 高純度的鈦粉和鎂粉混合，得到鎂體積分數(shù)為50%～80%的鈦鎂粉混合物；② 將混合粉末和高純氬氣填充在一端封閉的銅包套內(nèi)，抽空后封閉銅包套；③ 將銅包套加熱到420 ℃左右進行旋轉鍛造，包套直徑從11 mm減小到6 mm，從而實現(xiàn)致密化；④ 剝?nèi)秃喜牧贤鈱鱼~殼，在600 ℃、高純氬氣下進行退火處理1 h，以使變形組織均勻化。圖5為采用熱旋轉鍛造技術制備的不同鎂含量的鈦鎂復合材料微觀形貌[44]。

圖5 熱旋轉鍛造法制備的不同鎂含量的鈦鎂復合材料微觀形貌[44]

Esen 等[44]以多角狀鈦粉(純度99.9%)和球形鎂粉(純度99.8%)為原材料，采用熱旋轉鍛造法制備了Ti-Mg復合材料棒，并在保護氣氛下對復合材料進行退火處理。研究結果表明，隨著鎂含量增加，復合材料的彈性模量、屈服強度、抗壓強度降低，而延展性增強，具體數(shù)據(jù)見表1。

表1 熱旋轉鍛造制備的Ti-Mg復合材料力學性能[44]

熱旋轉鍛造法制備的Ti-Mg復合材料表現(xiàn)出與人體骨骼相似的彈性模量。研究表明[44]，在設計具有合適腐蝕速率的可生物降解鎂合金時，Ti-Mg界面連續(xù)的MgO層是應考慮的重要參數(shù)，但是缺乏對于該參數(shù)的進一步認識。需要特別注意的是，Ti-Mg復合材料在熱旋轉鍛造及后期退火過程中，鎂和鈦易與氧氣、水蒸氣和氮氣等發(fā)生反應，形成各種氧化物和氮化物，如MgO、Mg3N2、TiO2、Ti2O3、Ti3O5、TiN等。

1.4 其他方法

1.4.1 離子注入法

離子注入技術是把某種元素的原子電離成離子，并使其在幾十至幾百千伏的電壓下進行加速，在獲得較高速度后射入放在真空靶室中的工件材料表面的一種離子束技術。材料經(jīng)離子注入后，其表面的物理、化學及機械性能會發(fā)生顯著的變化[45,46]。離子注入法具有以下特點：① 注入元素的種類廣泛；② 離子注入層與基體結合牢固；③ 適合于高精密部件的最后工序[45]。

趙治國[45]以TA2醫(yī)用純鈦和鎂棒為原材料，采用離子注入的方法，以鎂制成的陰極作為離子注入源，在離子注入機上對切割好的純鈦進行離子注射。研究顯示，當鎂離子注入劑量為2×1017cm-2、注入能量為40 keV時，純鈦表面的鎂含量最高，達到5.94%。純鈦表面鎂離子含量高的試樣，表面鈣磷形核速度較快，鈣磷層在基體表面鋪展更為完全。

和粉末冶金法、鑄造法和熱旋轉鍛造法能夠形成塊狀的Ti-Mg復合材料不同，離子注入法只能夠形成Ti-Mg復合材料薄膜。離子注入的成本高，形成的膜較薄(0.01 μm到數(shù)微米之間)[47]，有待得到進一步的改進。

1.4.2 分離熔體沉積法

分離熔體沉積法(disintegrated melt deposition，DMD)工藝流程是先將基體材料與增強體顆粒在氬氣保護下加熱融化并使之過熱，然后將過熱處理的增強體顆粒熔體攪拌均勻，由2個氬氣噴嘴將熔體均勻地噴射沉積到底部的基板上制備復合材料。DMD法制備的復合材料優(yōu)點是：① 基體與增強體之間的界面結合良好；② 增強體在基體里分布均勻，能夠起到顯著的細化晶粒作用，并且能夠極大地抑制孔洞的產(chǎn)生[48]。

Hassan等人[49]利用DMD法，以純鎂和純鈦為原料制備出了Ti-Mg復合材料。實驗表明，鈦顆粒增強相加入量在 2.2 vol%時，Ti-Mg復合材料的強度和彈性模量與純鎂相比都有較大的提升，但當鈦顆粒增強相含量增加到 4.4 vol%時，Ti-Mg復合材料的強度略有下降[30]。

2 問題與展望

針對新型醫(yī)用Ti-Mg復合材料，國內(nèi)外學者進行了大量研究，雖取得了不少成果，但依舊存在較多的問題：① Ti-Mg復合材料雖然具有與人體骨骼相近的力學性能，能夠有效避免“應力遮蔽”的產(chǎn)生，但是Ti-Mg復合材料在人體環(huán)境中的腐蝕速率將是影響Ti-Mg復合材料廣泛應用的關鍵性問題，因此對Ti-Mg復合材料的抗腐蝕處理將是制備Ti-Mg復合材料的重點內(nèi)容；② 鎂的沸點低，嚴重影響了高熔點合金元素的添加，可先行制備多元β-Ti合金，再進一步制備Ti-Mg復合材料；③ Ti-Mg復合材料中鈦、鎂結合強度是影響復合材料力學性能的關鍵問題，例如冷壓燒結，鈦、鎂結合強度差，材料的致密性差，進而嚴重影響了材料的力學性能；④ 現(xiàn)階段，Ti-Mg復合材料中鈦一般是具有hcp結構的α-Ti，而事實上通過大量研究[1～6]發(fā)現(xiàn)在生物醫(yī)用方面具有體心立方β-Ti的力學性能與人體骨骼更加接近，因此β-Ti/Mg復合材料將會是下一步的研究方向。

Ti-Mg復合材料因其存在制備困難、加工性能較差、耐腐蝕性能較差等問題在工業(yè)生產(chǎn)中仍處于初始階段，但是Ti-Mg復合材料具備其他材料所不具備的優(yōu)良力學性能和優(yōu)良的生物相容性，其在生物醫(yī)用材料領域的發(fā)展前景十分廣闊。目前制備Ti-Mg復合材料的制備方法中，相比較而言，液態(tài)浸滲法或熔鑄法成本低，工藝簡單，比粉末冶金發(fā)更適用于大批量生產(chǎn)，因此液態(tài)浸滲法或熔鑄法的研究將是未來的研究重點。