可降解金属在骨科和心血管应用中备受关注，因为它们在体内腐蚀和降解后可以被人体吸收，从而无需进行二次手术移除[1]。在各种可降解材料中，基于锌的金属因具有适当的降解速率、生理必需性和良好的细胞相容性而成为研究焦点[2]。与基于镁或铁的可降解合金相比，基于锌的材料在生理环境中表现出更稳定的腐蚀行为，避免了过多的氢气释放或形成难以降解的腐蚀产物。然而，纯锌的机械强度和延展性仍不足以用于心血管支架或承重植入物。因此，合金化和塑性变形技术已成为提高基于锌的可降解金属综合性能的主要途径。目前，可降解锌合金主要被研究用于血管支架和骨科固定装置[3]。血管支架和骨科植入物需要具备适中的强度（σ0.2 ≥ 200 MPa，σUTS ≥ 200 MPa，ε ≥ 15-18%）[4]。[5]
为了克服锌及其合金的机械局限性，全球研究重点集中在合金开发和严重塑性变形上。过去十年中，大量研究致力于Zn-Cu[6]、Zn-Li[9]、Zn-Ca[12]、Zn-Fe[13]、Zn-Ag[15]、Zn-Mg[17]等体系，主要探讨它们的机械性能、电化学行为和生物相容性。在这些元素合金中，镁特别受到关注，因为它在人体生理中是重要的微量元素，具有优异的生物相容性，并被认为是一种安全的合金添加剂。然而，镁在α-Zn中的溶解度非常有限；因此，必须将其含量控制在最大溶解度以下，以避免形成会显著降低机械强度的脆性第二相[20]。先前的研究表明，经过250°C下50%变形处理的Zn-0.1 wt.% Mg合金在强度和延展性方面达到了最佳平衡，其抗拉强度约为210.55 MPa，伸长率为17.85%。Li等人[21]将这种改善归因于高温轧制过程中产生的大量低角度晶界，这促进了位错强化。Jin等人[22]研究了不同Mg含量（0.6、0.8和1.0 wt.%）的Zn-Mg合金，发现Zn-0.8Mg组合具有最佳的机械性能。他们的后续研究表明，热轧Zn-0.8Mg的屈服强度为249.5 MPa，抗拉强度为312.3 MPa，伸长率为15.6%[23]。尽管如此，这些性能仍未能满足心血管支架和承重骨科装置的严格要求[24]。因此，迫切需要先进的微观结构工程策略来同时提高强度、延展性和耐腐蚀性。
塑性变形，特别是轧制，是细化Zn-Mg合金微观结构和改善性能的最有效方法之一[24]。虽然传统的单步轧制可以在一定程度上实现晶粒细化，但高温变形往往会导致边缘裂纹、分层和过度的晶内变形，从而迅速积累加工硬化和脆性。因此，使用单次轧制难以获得兼具高强度和良好延展性的微观结构。相比之下，多步轧制能够更精确地控制变形和微观结构的演变。两步轧制工艺——通常包括高温预轧和低温终轧——为实现更优的性能组合提供了新的机会。
两步轧制的基本原理是利用第一步高温变形来延长铸态晶粒长度，破碎共晶MgZn2相，并引入足够的位错，从而为后续加工创造更均匀的起始微观结构。第二步低温轧制促进了动态再结晶（DRX），将变形结构转变为超细晶粒微观结构，同时细化和均匀化共晶相。这种组合方法不仅增强了强度-延展性的协同效应，还缓解了第一步高温轧制过程中常见的异常晶粒粗化和纹理集中问题。因此，第二步轧制有望在基于锌的可降解合金中提供更理想的延展性、强度和耐腐蚀性平衡。
在本研究中，我们系统地研究了Zn-0.8Mg合金的两步轧制工艺。通过调整预轧和终轧阶段的变形温度，我们研究了晶粒结构、共晶相形态、晶体学纹理及其与腐蚀和摩擦学行为的相关性。目的是建立全面的微观结构-性能关系，并提供一种有效的加工策略，以增强基于锌的可降解合金的延展性、高强度和优异的生物稳定性。
