unit7先进材料的力学性能-浙江大学材料力学性能笔记.doc

7.1复合材料复合材料是由两种或两种以上物理和化学性质不同的物质组合而成的一种多相固体材料。通常有一相为连续相，称为基体；另一相为分散相，称为增强材料。基体有金属、陶瓷、高分子，而分散相可以是纤维、颗粒等。复合材料质量轻、比强度与刚度大，耐疲劳性能好。根据基体材料不同，有PMCs、MMCs、CMCs晶须是具有一定长径比的小单晶体，其特点是没有微裂纹、位错、空洞和表面损伤等缺陷，强度接近理想晶体的理论值。通过对纤维的表面改性，选择最佳的复合工艺，以达到预期的界面设计，制取具有优异综合性能的复合材料，就是所谓的界面工程。当外力与层面垂直，E=EE/（V E+V E）当外力与层面平行，E= V E+ V E任何两相材料的弹性模量介于两者间，两相对复合材料力学性能的贡献与它们的体积分数成正比，这种关系为混合定则。颗粒增强复合材料为：E=VE+KVE m为颗粒，p为基体。短纤维增强复合材料的强度与连续纤维的作用机理不同，复合材料所受的应力是通过纤维与基体界面之间的剪切应力从基体传递给纤维的。1）断裂性能：裂纹的扩展必须克服由于纤维的加入而产生的拔出功和纤维断裂功，使得材料断裂更为困难。断裂并非发生在同一裂纹平面。这样裂纹将沿纤维断裂位置不同而发生裂纹转向，这样也增加裂纹阻力。对于层合板复合材料，当裂纹沿垂直于层合板的方向扩展时，其裂纹扩展可能受到抑制。因为裂纹扩展时，层间界面要开裂为分层裂纹需消耗大量的能量。2）冲击性能：当纤维方向与外力垂直时，冲击性能最高。纤维端头附近应力集中的现象，容易导致裂纹的产生和扩展，使冲击性能下降。3）疲劳性能：复合材料有很多疲劳损伤形式，如界面脱粘、分层、纤维断裂，一般没明显的疲劳极限。其疲劳寿命有很大的分散性，这与增强相及基体材料性能的分散性有关。复合材料对缺口有不敏感性。这主要由于在缺口根部形成损伤区，缓和了应力集中。在疲劳过程中，损伤区继续扩展，同时松弛了缺口根部的应力集中。因此难以用疲劳裂纹扩展速率来预估寿命，而需用累积损伤理论。较大的应变将使纤维与基体变形不一致，引起纤维与基体界面的破坏，形成疲劳源，压缩应变会使复合材料纵向开裂。所以复合材料对应变特别是对压缩应变很敏感。高分子基复合材料：材料具有较高的比强度，并且耐化学腐蚀性能好，缺点是刚性和耐热性差。且其抗疲劳性能好，当疲劳裂纹产生时，因纤维与基体的界面能组织裂纹的扩展，并且疲劳总是从纤维的薄弱环节开始逐渐扩展到结合面上，因此破坏前有明显的预兆。金属基复合材料：金属基目的是提高强度、硬度、耐磨性和高温力学性能。基体一般不用铁是因为铁可通过相变来提高强度，而铝，铜等不行。在颗粒状增强相金属基复合材料中，根据颗粒的直径和体积分数，又可分为弥散强化复合材料和颗粒复合材料。弥散强化颗粒直径范围为0.01-0.1m，增强机理是颗粒阻碍位错的运动，使基体得到强化。弥散强化一般高温性能比较好。颗粒增强复合材料的颗粒直径范围为1-50m，当颗粒比基体硬时，颗粒通过界面用机械约束的方式限制基体变形，从而产生强化。而大直径颗粒容易成为应力集中源，因此强度可能反而降低。硼纤维增强铝基复合材料的断裂断口有：1）全为基体破裂2）同时含有基体破裂和纵向纤维破裂3）基体破裂和纤维-基体界面破裂。陶瓷基复合材料：最多的是氧化铝、碳化硅和氮化硅基体。增强相最多的是纤维、晶须和颗粒。颗粒的增强效果一般不如晶须，裂纹扩展必须克服由于纤维加入而产生的拔出功和纤维断裂，从而起到增韧的作用。晶须增韧陶瓷的机理相似，主要靠晶须的拔出桥连与裂纹转向机理。另外界面结合强度直接影响了陶瓷基复合材料的韧化机理与效果。7.2多孔材料1）结构上分为通孔和闭孔（如同蜂窝：可看成是晶体结构：晶粒为空和晶界为蜂窝的固体部分）。通孔是连续贯通的三维多孔结构，也称为泡沫结构，典型代表为海绵。2）压缩曲线 1）线弹性区 2）应力平台区（屈服平台）：多孔材料发生弯曲、塑性变形或破裂的固体组分 三个区 增多，在该应力下持续产生较大的变形，这就是为什么多孔材料具有高能量吸收能力的原因。 3）致密化区：此时支撑梁或胞壁完全损坏，它们在应力作用下同时发生变形。压缩曲线受多孔材料的密度、梁及壁材料的性质等影响。压缩模量及屈服应力随密度的增加而增加，而应变则随之减小。应力平台有三种情况：支撑梁/壁弹性变形、塑性变形和开裂。3）多孔材料变形时，临界应力对于多孔材料的弹性应变量只与结构有关，而与材料无关。曲线形状随固体组分性质变化： 弹性材料：应力平台变化平缓 塑性材料：伴随出现应力下降 陶瓷材料：显示出锯齿状的应力波动，对应各个梁或壁的断裂。4）能量的吸收：多孔材料作为减振和缓冲材料有很大发展潜力。如包装箱、汽车防震等。因为多孔材料有优异的吸收性能。相同峰值应力（包装防护设计的参数）下，多孔材料吸收能量大。吸收相同能量时，密度越大，峰值应力越大。7.3生物材料包括天然生物材料和生物医用材料。医用生物材料最重要的是材料与周围活组织的相互作用，即生物性能。包括材料在生物环境中的腐蚀、吸收、降解、磨损和失效。1）骨有各向异性，也有一定的蠕变和应力松弛性能，就是粘弹性。2）牙表面的牙釉质具有很高的硬度和刚性，而牙本质具有韧性和柔顺性。3）生物材料选用：首先考虑力学性能，再考虑其耐久性。人造髋关节必须坚固并有刚性；肌腱要求强度高、韧性好；心脏瓣膜必须易弯曲，强度高；透析膜必须坚固，不能有弹性；人造软骨必须柔软，富有弹性。生物医用材料：4）生物医用金属材料：高强度和抗疲劳性能。常用有不锈钢、钴基合金、钛基合金、形状记忆合金和金等。5）生物医用高分子材料6）生物陶瓷：韧性差，极脆。 7）生物医用复合材料 天然生物材料： 8）蜘蛛丝： 桥架丝：第一根丝，是建构骨架 粘丝：粘住落网猎物 （类似橡胶，低模高延伸） 框丝：蛛网最外层的丝 牵引丝：用于遇险时将自己吊在空中以逃避威胁 （较高强度、模量和韧性）由于蜘蛛丝有较大的滞变性，猎物不会立刻反弹出网，从而足够的时间使粘丝上的黏液发挥粘附作用。同时大量冲击能在蜘蛛丝的滞变过程被消耗，剩余能量可以有较长的扩散时间，可将能量分散到尽可能大的面积上，使蜘蛛丝不会发生断裂。蜘蛛丝最重要力学特性之一就是其较高的力学滞变性能，这也是蜘蛛丝具有优异能量吸收性能的主要因素。蜘蛛丝还有“超收缩”现象：收缩时，强度急剧下降，延伸性大幅上升。 9）贝壳与珍珠叠层复合结构在断裂前能承受较大的塑性变形：虽然是陶瓷相，但层片之间可以相互滑移，层片之间的有机物发生了很大的塑性变形所致。另外裂纹能沿片层的有机层扩展，裂纹在层片间的有机层内频繁发生偏转，这既组织了裂纹的穿透扩展，又使裂纹的扩展路径大大增加，所吸收的外力的功也显著增加，从而使贝壳具有较高的韧性。同时，裂纹穿过有机层后，上，下层片仍保持紧密接触，这样有机物与层片的结合与摩擦力将阻止片层的拔出，从而提高了材料的韧性。7.4非晶态合金非晶态材料是一种原子长程无序的排列的固体材料，包括玻璃，部分高分子材料和非晶态合金（金属玻璃）。非晶态材料不存在位错和晶界。1）弹性：非晶态合金的弹性模量比晶态合金要低些，这与非晶态合金中较大的原子体积有关。非的弹性应变量可以很大，其弹性极限也可以很高，接近屈服强度，具有极高的弹性比功。2）塑性和强度： 非有很高的拉伸强度，比一般的晶体合金要高的多。 非晶态合金在力的作用下，会出现小剪切带，它们造成了非的永久变形。 高温下，由于体积较大，许多相距较远的原子可以同时发生移动，使非晶态合金均匀变形。此外，非中不存在晶体中的位错滑移，在高温下具有很大的粘滞流动，可发生超塑性应变。3）断裂： 剪切断裂沿活性高的剪切带发生，断口表面呈现由细纹构成的“河流”花样，类似于拉开两块中间涂有一薄层凡士林的玻璃而产生的形貌。 非的断裂韧度介于金属与陶瓷之间。试样冲击断面既无贝壳状形貌，也没有类解理形貌等典型的脆性断裂形貌。7.5纳米材料纳米材料是指特征长度为1-100nm的材料。Hall-Petch关系式得：如果晶粒大小达到纳米尺寸，材料的强度成倍的增加。1）弹性模量：纳米材料的弹性模量比多晶的低，后来查明是样品中的微孔隙造成的。 无微孔的样品弹性模量随晶粒度的减小而降低。这可能是因为其中有大量的晶界和三叉晶界等缺陷。晶界的原子键合状态可能与非晶态原子的键合状态相近。2）变形和超塑性： 纳米材料的塑性都比较低，并且随着晶粒尺寸的下降，伸长率也明显下降。其塑性的降低与试样中的孔隙、杂质等有关。 在恒定温度下，细化晶粒可以使超塑性在更高的应变速率下出现，同样在恒定应变速率下，可以在更低的温度下出现超塑性。对细晶材料，晶界滑动是超塑性的主要变形机理。因为纳米尺寸小，可以期望纳米晶材料具有低温超塑性或强化超塑性。3）强度与变形机理： 实验表明纳米材料晶粒尺寸大于某个临界值时，纳米结构材料都符合Hall-Petch关系式，对于很多纳米晶材料，这个临界值约为20nm。 随着晶粒尺寸的减小，位错运动对变形机理的影响下降，晶粒转动和晶界滑动的影响增加，随着晶粒尺寸减小到纳米范围，晶粒转动和晶界滑动将成为主要机理。4）纳米颗粒增韧陶瓷材料 影响因素： 晶粒细化。在微米级陶瓷基体中加入纳米颗粒，既可抑制基体晶粒的长大，又可抑制基体晶粒的异常长大，使组织结构均匀化，从而改善材料的力学性能。