钛及其合金具有良好的生物相容性和力学性能，广泛用作生物植入体材料，但仍存在弹性模量高，含有毒元素Al和V等不足。当今，设计和开发具有更低弹性模量的β钛合金成为医用钛合金材料开发的重点。本文依据钛合金相关设计理论以及JmatPro软件设计了Ti35Nb2Sn6Zr3Mo与Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金，系统研究了固溶时效工艺对Ti35Nb2Sn6Zr3Mo与Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金板材组织与性能的影响;同时研究了冷轧及热处理工艺对Ti30Nb5Ta6Zr与Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金棒材组织与性能的影响。　　 根据相关钛合金设计理论所设计的Ti35Nb-Sn-Zr-Mo合金，800℃固溶处理后的组织均为单一β等轴晶;平均晶粒尺寸随着Sn与Zr含量的增加而减小，随着Mo含量的增加先减小后增大;随着Sn、Zr、 Mo合金元素含量的增加，合金的强度升高而塑性下降;弹性模量随着Sn和Mo含量的增加而升高，随着Zr含量的增加先下降后升高。固溶处理后具有最高容许应变的合金为Ti35Nb2Sn6Zr3Mo。　　 依据d电子合金设计理论和价电子浓度理论，设计了低弹高强Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金，其(Md)=2.45ev，e/a=4.24，(Bo)=2.869。基于JmatPro材料性能模拟软件，建立了Ti-Nb基合金固溶强度的预测公式。实验表明设计合金的抗拉强度与预测值良好吻合（误差＜4％），弹性模量随着(Bo)值的增加而降低，Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金固溶处理后的弹性模量仅为54GPa。　　 Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金在低温时效时析出ω相;随时效温度升高，析出相由ω逐步转变为α并发生粗化，使合金强度降低，但塑性得到改善。合金在450℃时效，随着时效时间的延长，12h内α相数量增加，弥散强化效应显著;15h时α相显著粗化，合金强度下降;在400℃时效，随着时效时间的延长，点状α相逐渐增多，而后转变为针状α相，合金强度先升高后降低。Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金经不同二级时效温度时效处理后，相对于一级时效，由于α相聚集长大，强度小幅降低，塑性有所改善。对于Ti35Nb2Sn6Zr3Mo合金，该合金具有较强的β稳定性，导致合金在时效的过程中α相的析出量较少，合金的强化效果有限。　　 对于Ti30Nb5Ta6Zr合金棒材而言，当形变率为23％及66％时，形变机制主要为形变孪晶以及位错滑移并伴随着应力诱发马氏体，其孪晶类型分别为{112}<111>和{332}<113>;当形变率为85％时，其形变机制为位错滑移（主导）及应力诱发马氏体。随着冷轧形变率的增加，Ti35Nb3.7Zr1.3 Mo合金棒材纵截面组织由等轴状逐渐转变为纤维状，合金冷轧变形85％后仍为单一β相组织。Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金冷轧棒材在450-650℃退火后有α相析出;当退火温度高于600℃，冷轧棒材发生回复再结晶;随着退火温度的升高，晶粒长大，强度和弹性模量有所下降。通过控制经高温退火处理后的Ti30Nb5Ta6Zr与Ti35Nb3.7Zr1.3Mo合金冷轧85％棒材的时效温度与时间，（时效温度与时间对合金组织与力学性能的影响规律与板材相似），从而获得具有低弹性模量和高强度以及良好室温塑性的生物医用钛合金。