karakteristik oksidasi paduan ti-6al-4v untuk …

KARAKTERISTIK OKSIDASI PADUAN Ti-6Al-4V UNTUK APLIKASI BIOMATERIAL

Badrul Munir, Ridwan Setia Putra

Departemen Teknik Metalurgi dan Material, Fakultas Teknik, Universitas Indonesia

Kampus Baru UI Depok, 16424, Indonesia

[email protected]

Abstrak

Penggunaan titanium sebagai biomaterial telah dilakukan sangat lama. Titanium digunakan sebagai

biomaterial dikarenakan sifat mekanik yang unggul serta ketahanan korosinya yang baik. Pengujian dilakukan pada sampel yang di oksidasi dan tidak di oksidasi. Pengamatan mikrostruktur dilakukan dengan mikroskop optik elektron. Kekerasan dari material sebelum proses oksidasi dan setelah di oksidasi pada temperatur 500oC, 700oC dan 1000oC berturut turut 309 VHN, 322 VHN, 283 VHN dan 316 VHN. Analisa struktur menunjukkan membesarnya ukuran butir seiring dengan meningkatnya temperatur oksidasi. Sedangkan pengujian XRD menunjukkan adanya senyawa TiO2, Al2O3, VO dan V-O.532.

Kata kunci : Titanium; Biomaterial; Korosi; Oksidasi; Kekerasan; Analisa Struktur; XRD

Characteristic Oxidation of Ti-6Al-4V Alloy for Biomaterial Aplication

Abstract

Titanium has been used as biomaterials for a very long time because of superior mechanical

properties and good corrosion resistance. In this research, Ti-6Al-4V alloys were oxidized and characterized for application as biomaterials. Microstructure observation was performed with electron optical microscope. Hardness of material oxidation and after oxidation at temperature 500oC, 700oC and 1000oC is 309 VHN, 322 VHN, 283 VHN and 316 VHN. Structure analysis show that grain size increases as oxidation temperature increases. Moreover, XRD Analysis show the presence of TiO2, Al2O3, VO and V-O.532.

Keywords : titanium , biomaterial, corrosion, Oxidation, hardness, structure analysis, XRD

1. Pendahuluan

Biomaterial di gunakan dalam komponen implant kedalam tubuh manusia sebagai

pengganti dari bagian tubuh yang rusak atau sakit. Material ini tidak menghasilkan substansi

Karakteristik Oksidasi ..., Ridwan Setia Putra, FMIPA UI, 2016

beracun dan harus compatible dengan jaringan tubuh (contoh menyebabkan reaksi yang tidak

cocok). Semua jenis material dari metal, keramik, polimer, komposit dan semi konduktor

dapat di gunakan sebagai biomaterial.

Pada penelitian ini yang digunakan sebagai material untuk paduan adalah titanium,

alumunium dan vanadium sebagai biomaterial. Titanium sebagai matrix yang merupakan

bahan dasar dari biomaterial yang telah di gunakan secara luas.

Dalam bidang kedokteran, sebuah prostetik atau piranti cangkok ortopedik adalah

tulang atau sambungan buatan yang menggantikan bagian tubuh yang hilang akibat dari

cedera (trauma) atau hilang dari lahir (bawaan) atau untuk melengkapi bagian-bagian tubuh

yang cacat. Biomaterial tersebut banyak digunakan utuk memperbaiki atau menggantikan

fungsi suatu sistem otot-kerangka tubuh manusia yang sakit atau rusak, seperti tulang, tulang

sendi dan gigi. Pada saat ini permintaan prostetik tersebut semakin meningkat setiap tahunnya

di seluruh dunia, hal ini terjadi karena jumlah pasien yang memerlukan dan menerima

pencangkokan untuk memperbaiki cacat atau kerusakan tulang rangka dan penyembuhan

penyakit juga meningkat. Di seluruh dunia telah terjadi permintaan atau kebutuhan yang

sangat besar dilakukannya pencangkokan tulang pinggang dan persendian lutut. Suatu laporan

studi tentang penjualan prostetik atau piranti cangkok ortopedik pada tahun 2003 telah

mencapai USD 8,7 milyar dan diperkirakan akan meningkat setiap tahunnya dengan laju

pertumbuhan 12,5% dan mencapai USD 17,9 milyar pada tahun 2009 ini. Saat ini di amerika

serikat dan eropa lebih dari 600 ribu pencangkokan tulang pinggang dan persendian lutut [1].

Dilakukan setiap tahunnya dengan kecenderungan terus bertambah jumlahnya pada tahun-

tahun medatang. Keperluan pencangkokan prostetik tersebut meningkat sekitar 9,8% per

tahun dan menjadi sekitar USD 23 milyar pada tahun 2012[1].

Meskipun kebutuhan piranti cangkok ortopedik meningkat seperti tersebut di atas,

akan tetapi dijumpai adanya permasalahan aus dan korosi, khususnya pada piranti cangkok

ortopedik berbasis biomaterial metalik. Oleh karena itu biomaterial tersebut harus memiliki

biocompatible dan tidak menyebabkan terjadinya perangsangan atau penolakan oleh jaringan

tubuh, dan harus nontoxic dan noncarciogeic, serta tahan terhadap keausan untuk dapat

menahan beban secara berulang dalam lingkungan tubuh yang agresif.

Pemakaian cangkok piranti ortopedik jangka panjang juga akan terjadi proses keausan,

dan menghasilkan partikel-partikel kecil dan ion-ion metal pada logam seperti titanium, krom,

kobalt dan nikel yang di eksresikan diduga menjadi penyebab terjadinya tumor ganas. Jika

terjadi peradangan berat pada jaringan tubuh atau peradangan terjadi secara kontinyu dalam

jangka panjang, maka peradangan tersebut dapat mengakibatkan kegagalan pencangkokan.


Secara umum ada tiga jenis paduan yag diguakan untuk piranti ortopedi yaitu stainless

steel jenis 316L, paduan titanium Ti-6Al-4V dan paduan berbasis kobalt-krom yang bersifat

biocompatible.

2. Tinjauan Teoritis

Zat, permukaan atau pengembangan yang berhubungan dengan makhluk hidup

adalah biomaterial. Biomaterial sudah berumur sekitar 50 tahun. Penelitian biomaterial

digolongkan biomaterials science atau biomaterial engineering. Ilmu biomaterial mengalami

perkembangan yang kuat, dengan perusahaan perusahaan yang menginvestasikan uang dalam

jumlah yang besar dalam pengembangan produknya. Hal yang tergolong biomaterial science

diantaranya obat obatan, biologi, kimia tissue engineering dan material science [2] .

Plat logam yang digunakan untuk patah tulang telah diperkenalkan lebih dari 100

tahun yang lalu. Dengan penggunaan logam tersebut mengawali pengunaan logam sebagai

implan. Logam yang dipakai sebagai implan haruslah memiliki persyaratan diantaranya

logam yang kuat, tahan terhadap korosi, tidak menyebabkan alergi, dan biokompatibilitas.

Biokompatibilitas adalah kemampuan material beradaptasi dengan tubuh sehingga tidak

terjadi respon yang bersifat toksik.

Berdasarkan ASTM F2150-02 scaffold adalah material yang digunakan sebagai

penyokong, pembawa/sarana pengantar, atau matriks untuk menfasilitasi migrasi dan

transportasi sel atau molekul bioaktif yang digunakan untuk mengganti, memperbaiki, atau

regenerasi jaringan [3]. Logam memiliki nilai kekuatan kompresi yang tinggi dan juga

ketahanan fatik yang sangat bagus. Beberapa contoh material yang telah dikembangkan untuk

pembuatan scaffold logam berpori umumnya adalah Ti dan Ta. Laser Engineered Net Shaping

(LENSTM) telah menfabrikasi scaffold dengan fraksi pori 17-58 vol% dan ukuran rata-rata

dari pori adalah 800 µm. Namun tidak seperti pada CaPs atau scaffold berbahan dasar

polimer, biomolekul (sel) tidak dapat terpadu dengan scaffold dan juga material tersebut tidak

biodegradable. Oleh karena itu, perkembangan untuk scaffold berbahan dasar logam fokus

terhadap pelepasan ion untuk memicu degradasi logam. Modifikasi permukaan juga telah

dikembangkan untuk meningkatkan bioaktivitas dari scaffold titanium (Ti). Saat ini, material

logam yang telah dikembangkan sebagai pengganti Ti dan Ta khususnya untuk aplikasi load-

bearing adalah Magnesium (Mg). Material ini telah diuji secara in vivo dan memiliki sifat

biodegradable yang tinggi dibandingkan Ti dan Ta [4]


Implan gigi atau juga diketahui sebagai endosseoous implant merupakan komponen

yang berhubungan dengan pembedahan yang menghubungkan tulang rahang dan tengkorak

untuk mendukung dental prosthesis seperti mahkota, dan gigi palsu, berfungsi sebagai

orthodontic anchor. basis untuk implan gigi modern, dengan proses yang disebut

osseointegration dimana material seperti titanium membentuk ikatan dengan tulang.

Oksidasi tergolong proses korosi pada temperatur tinggi. Korosi temperatur dilakukan

untuk pemilihan bahan pada konstruksi, seperti turbin gas sampai tungku pemanas. Hal ini

dilakukan karena korosi tersebut akan meninggalkan masalah di antaranya oksidasi, sulfidasi,

karburisasi, nitridisasi, korosi serangan halogen, dan korosi lelehan garam.

Kecepatan oksidasi dan tendensi dari film untuk melindungi logam dari oksidasi

lebih lanjut berhubungan dengan volume dari oksida dan logam. Perbandingan volume ini di

jelaskan sebagai Pilling-Bedworth Ratio yang di dapat dari persamaan

Titanium dan paduannya tergolong material teknik yang relatif baru dengan

kombinasi luar biasa dari sifat sifatnya. Logam murni memiliki densitas yang relatif rendah

(4,5 g/cm3), titik leleh yang tinggi (1668oC), dan modulus elastisitas 107 Gpa ( 15,5 x 103

ksi). Titanium alloys sangat kuat, pada temperatur ruang dapat mencapai 1400 MPa (200,000

psi), dan menghasilkan specific strength yang luar biasa. Selanjutnya , paduan sangat ulet dan

mudah di tempa dan machining.

Sebagian besar α+β memiliki kekuatan yang tinggi dan kemampuan bentuk, dan

mengandung 4-6% dari β-stabiliser yang memperbolehkan sejumlah besar β dipertahankan

pada quenching dari β→α+β, sebagai contoh Ti-6Al-4V. Al menurunkan densitas,

menyetabilkan dan memperkuat α sementara vanadium memberikan jumlah yang lebih

banyak dari fasa β yang lebih ulet untuk hot-working. Paduan ini, merupakan setengah dari

titanium yang di produksi, populer di karenakan kekuatannya sebesar (1000 Mpa), ketahanan

creep pada 300oC, ketahanan fatik dan kemampuan cetak.

3. Metode Penelitian

Penelitian dilakukan dengan mempersiapkan sampel yang akan di oksidasi kemudian

di lakukan karakterisasi. Karakterisasi dilakukan baik untuk sampel yang di oksidasi maupun

yang tidak di oksidasi. Dengan tujuan untuk mendapatkan perbedaan karakteristik dari

material sebelum dan sesudah proses oksidasi.


4. Hasil dan Pembahasan

Analisa dilakukan pada sampel Ti-6Al-4V sebelum oksidasi dilakukan untuk

mengetahui karakteristik dari sampel sebelum pengujian. Komposisi kimia dari sampel di

dapat dari spesifikasi material yang dilampirkan. Dari Tabel 1 di dapat bahwa sampel

memiliki kanduangan Alumunium 6.4 wt% yang sama pada bagian atas dan bawah sampel.

Sedangkan vanadium 4 wt% pada bagian atas sampel dan 4.08 wt% pada bagian bawah

sampel. Kandungan unsur lain yang cukup besar diantaranya oksigen 0,17% dan Fe 0,16 %.

Tabel 1. Hasil uji kimia Ti-6Al-4V sebelum proses oksidasi

Ti-6Al-4V yang belum di oksidasi dalam penelitian ini memiliki sifat mekanik yang

ditunjukkan pada Tabel 2.

Tabel 2. Sifat Mekanik Ti-Al-V

Ultimate tensile strength 1047,9 MPa Yield strength 958,4 MPa Elongasi 14% Kekerasan 32 HRC atau 297 HV

Pada Gambar 1 tampak mikrostruktur Ti-Al-V, bagian yang berwarna putih

merupakan fasa alfa sedangkan bagian yang hitam merupakan fasa beta. Butir butir pada

mikrostruktur tampak halus.

C Si Mn Mo Ti Al Ti+Al V Fe Top .015 <0.01 <0.01 <0.01 BALANCE 6.4 - 4.00 .16

Bottom .012 <0.01 <0.01 <0.01 BALANCE 6.4 - 4.08 .17 Cu B Zr Y O W Sn Cr Cb Ta

Top 0.02 <0.0010 <.0010 <.0010 .17 .007 <.01 .01 - - Bottom 0.02 <0.0010 <.0010 <.0010 .16 .007 <.01 .02 - -


Gambar 1 Mikrostruktur Ti-6Al-4Vsebelum di oksidasi (a) perbesaran 500x (b) perbesaran 1000x

Pada Gambar 2 tampak mikrostruktur Ti-Al-V terjadi pengkasaran butir, dimana

ukuran butir menjadi semakin besar yang menyebabkan bertambah . Fasa yang terbentuk

adalah fasa alfa bintik yang berwarna putih dan fasa beta yang berwarna hitam.

Gambar 2 Mikrostruktur Ti-6Al-4V setelah di oksidasi 500oC (a) perbesaran 500x (b) perbesaran 1000x

Pada sampel yang telah di oksidasi terbentuk lapisan oksida bagian yang berwarna

putih merupakan Ti-Al-V sedangkan bagian yang berwarna hitam adalah lapisan oksida.

Lapisan pelindung yang terbentuk merupakan Al2O3 hal ini di sebabkan karena lapisan

bersifat protektif, dan lapisan yang bersifat protective adalah Al2O3 dengan rasio P-B sebesar

1,28. Selain itu lapisan yang terbentuk sangat tipis seperti terlihat pada Gambar 3.

(a) (b)

(a) (b)

20 µm 10 µm

20 µm 10 µm


Gambar 3 Lapisan Oksida Ti-6Al-4V setelah di oksidasi 500oC (a) perbesaran 10x (b) perbesaran 20x.

Sampel yang telah di oksidasi pada temperatur 700oC mengalami proses annealing

dimana butir menjadi lebih besardari sampel yang tidak di oksidasi 500oC. Bagian yang

terang merupakan fasa alfa dan bagian yang gelap merupakan fasa beta, dapat di lihat pada

Gambar 4.

Resin

Base Metal

Oksida

Resin

Base Metal Oksida

(a)

(b)

(b)

1 mm

500 µm


Gambar 4 Mikrostruktur Ti-6Al-4V setelah di oksidasi 700oC (a) perbesaran 500x (b) perbesaran 1000x

Setelah di oksidasi pada temperatur 700oC pada permukaan sampel tumbuh oksida

yang lebih besar dibandingkan dengan sampel yang di oksidasi pada temperatur 500oC, hal

ini terjadi di karenakan seiring meningkatnya temperatur oksigen yang berdifusi pada sampel

lebih banyak sehingga menyebabkan oksida yang terbentuk semakin tebal. Bagian yang

terang merupakan base metal bagian yang gelap merupakan resin sedangkan bagian yang

berwarna hitam merupakan lapisan oksida yang terbentuk. Sampel yang di oksidasi pada

temperatur 1000oC memiliki mikrostruktur yang berbeda dengan sampel yang di oksidasi

pada temperatur 500oC dan 700oC. Hal ini terjadi di karenakan fasa beta transus dalam sampel

seperti pada Gambar 5. pada sampel tampak terbentuk dentrite.

1000x

(a)

Resin

Base Metal

Oksida

(b)

(a)

20 µm 10 µm

1 mm


Gambar 5. Lapisan Oksida Ti-6Al-4V setelah di oksidasi 700oC (a) perbesaran 10x (b) perbesaran 20x.

Dari Gambar 6 tampak perubahan mikrostruktur sesudah di oksidasi pada temperatur

500oC dan 700oC menunjukkan pengkasaran butir yang mana semula halus menjadi semakin

kasar. Kemudian di lanjutkan perubahan fasa pada sampel yang di oksidasi pada temperatur

1000oC. Bintik bintik yang berwarna gelap adalah fasa alpha sedangkan bintik bintik putih

merupakan fasa beta. Temperatur yang tinggi dan lamanya waktu oksidasi akan membentuk

lapisan oksida semakin tebal dan ukuran butir semakin besar. Kondisi maksimum tercapai

pada temperatur 1026oC dengan waktu 30 menit.

Gambar 6. Mikrostruktur Ti-6Al-4V setelah di oksidasi 1000oC (a) perbesaran 500x (b) perbesaran 1000x

Setelah di oksidasi pada temperatur 700oC pada permukaan sampel tumbuh oksida

yang lebih besar dibandingkan dengan sampel yang di oksidasi pada temperatur 500oC, hal

ini terjadi di karenakan seiring meningkatnya temperatur oksigen yang berdifusi pada sampel

Resin

Base Metal

Oksida

(a) (b)

20 µm 10 µm

500 µm


lebih banyak sehingga menyebabkan oksida yang terbentuk semakin tebal. Bagian yang

terang merupakan base metal bagian yang gelap merupakan resin sedangkan bagian yang

berwarna hitam merupakan lapisan oksida yang terbentuk. Sampel yang di oksidasi pada

temperatur 1000oC memiliki mikrostruktur yang berbeda dengan sampel yang di oksidasi

pada temperatur 500oC dan 700oC. Hal ini terjadi di karenakan fasa beta transus dalam sampel

seperti pada Gambar 4.6. pada sampel tampak terbentuk dentrite.

Gambar 7 Lapisan Oksida Ti-6Al-4V setelah di oksidasi 1000oC (a) perbesaran 10x (b) perbesaran 20x.

Setelah di oksidasi pada temperatur 1000oC sampel di amati mikrostrukturnya

terlihat lapisan oksida yang tidak merata. Hal ini terjadi di karenakan lapisan yang terbentuk

tidak melekat pada sampel sehingga dan terlepas.

Oksigen yang terlarut mempengaruhi kekerasan dari paduan karena oksigen

menghambat pergerakan dislokasi.

Resin

Base Metal

Oksida

Resin

Base Metal

Oksida

(a)

(b)

1 mm

500 µm


Tabel 4 Data Pengujian Kekerasan Sampel Setelah di Oksidasi

Tanpa Proses Oksidasi

No Beban sisi sisi belah ketupat (d1+d2)/2 kekerasan

vicker gram kilogram d1 d2 mikron mm 1 50 0,05 18,1 17,5 17,8 0,0178 292,6 2 50 0,05 17,9 16,41 17,155 0,017155 315,0 3 50 0,05 17,5 16,5 17 0,017 320,8

Rata rata kekerasan 309,4

Deviasi 14,9

Temperatur Oksidasi 500C

No Beban Sisi sisi belah ketupat (d1+d2)/2 Kekerasan Vickers Gram Kilogram d1 d2 Mikron mm

1 50 0,05 17,5 17,5 17,5 0,0175 302,7 2 50 0,05 17 15,5 16,25 0,01625 351,1 3 50 0,05 17 17,5 17,25 0,01725 311,5


Deviasi 25,8

Tabel 4 Data Pengujian Kekerasan Sampel Setelah di Oksidasi


No Beban Sisi sisi belah ketupat (d1+d2)/2 Kekerasan

Vickers Gram Kilogram d1 d2 Mikron mm 1 50 0,05 17,5 18 17,75 0,01775 294,2 2 50 0,05 17,2 19 18,1 0,0181 283,0 3 50 0,05 18,5 18,5 18,5 0,0185 270,9


Deviasi 11,7


No Beban Sisi sisi belah ketupat (d1+d2)/2 Kekerasan Vickers gram Kilogram d1 d2 Mikron mm


K

onsentr

asi

oksigen

dalam

β-Ti cukup rendah untuk mempengaruhi secara signifikan. Dalam α-Ti kelarutan oksigen

lebih tinggi sehingga lebih banyak oksigen terlarut dalam paduan. Secara keseluruhan

kekerasan dari sampel merupakan fungsi dari kekerasan α-Ti, β-Ti dan proporsi dari keduanya

Peningkatan kekerasan terjadi pada sampel yang di oksidasi, peningkataan kekerasan

secara signifikan terjadi pada sampel yang oksidasi pada suhu 500oC dan 1000oC sedangkan

pada temperatur 700oC terjadi penurunan seperti terlihat di gambar 4.8. Peningkatan

kekerasan pada suhu 500oC disebabkan terjadinya proses pengkasaran butir. Pada oksidasi di

temperatur 700oC kekerasan mengalami proses recovery dimana seluruh stress yang ada pada

material di hilangkan kemudian rekristalisasi dimana terbentuk equiaxed grain dimana butir

yang terbentuk memiliki dimensi yang sama ke segala arah lalu di ikuti dengan terjadinya

grain growth. Di temperatur 1000oC terjadi peningkatan kekerasan di karenakan terjadinya

perubahan fasa dimana fasa β-Ti menjadi α-Ti dan β-Ti yang memiliki kekuatan tinggi.

Dengan deviasi pengujian sampel yang tidak di oksidasi 14,9. Sampel yang di oksidasi 500oC

sebesar 25,8. Sampel yang di oksidasi 700oC sebesar 11,7 dan sampel yang di oksidasi

1000oC sebesar 16.

Gambar 8 Perbandingan Kekerasan Ti-6Al-4V

0

50

100

150

200

250

300

350

400

0 200 400 600 800 1000 1200

HVN

TEMPERATUR

1 50 0,05 16,5 18 17,25 0,01725 311,5 2 50 0,05 16 17,3 16,65 0,01665 334,4 3 50 0,05 18,5 16,5 17,5 0,0175 302,7


Deviasi 16,4


Pada sampel yang di oksidasi pada temperatur 500oC di lakukan pengujian XRD dan

di dapat peak peak pada Gambar 9.

Gambar 9 Hasil Uji XRD sampel oksidasi 500oC

Pada Gambar 10 di dapat peak 01-076-0323 Senyawa TiO2. Peak 01-070-3319

Senyawa Al2O3 . Peak 01-077-2173 Senyawa VO.

Gambar 10 Hasil pencarian / database perbandingan dengan matching sampel oksidasi 500oC

Dari pattern tersebut di dapat senyawa kimia yang terbentuk setelah proses oksidasi

yaitu TiO2, Al2O3 dan VO dengan score masing masing 17, 3, 3. Pada oksidasi ini sebagian

besar oksida yang terbentuk adalah TiO2.

Position [∞2Theta] (Copper (Cu))

30 40 50 60 70 80 90

Peak List

01-076-0323

01-070-3319

01-077-2173


Gambar 11 Hasil Uji XRD sampel oksidasi 700oC

Pada Gambar 12 didapat peak 01-075-1042 senyawa VO.532. Peak 01-078-1510

senyawa TiO2. Peak 01-070-3320 Senyawa Al2O3.

Pada sampel yang di oksidasi pada temperatur 700oC di dapat peak peak yang

merupakan senyawa V-O.532, TiO2 dan Al2O3 dengan score masing masing 14,54 dan 13.

Pada oksidasi ini oksida yang terbentuk sebagian besar adalah Al2O3.

Gambar 12 Hasil pencarian / database perbandingan dengan matching sampel oksidasi 700oC

Position [∞2Theta] (Copper (Cu))

30 40 50 60 70 80 90

Peak List

01-075-1042

01-078-1510

01-070-3320


Pada sampel yang di oksidasi pada temperatur 1000oC lapisan oksida yang terbentuk

terlepas dari base metal sehingga tidak dapat di uji.

5. Kesimpulan

Berdasarkan penelitian yang telah di lakukan dapat di tarik beberapa kesimpulan :

1. Semakin lama waktu oksidasi akan meningkatkan berat oksida per luas area yang

terbentuk.

2. Titanium alloy yang di oksidasi akan mengalami pengkasaran butir seiring dengan

semakin tinggi temperatur oksidasi.

3. Kekerasan optimal yang di peroleh dari hasil oksidasi adalah pada temperatur 500oC

sebesar 322 VHN dan 1000oC sebesar 316 VHN namun menurun 700oC 283 VHN

karena di temperatur ini terjadi proses anniling.

4. Senyawa oksida yang terbentuk setelah proses oksidasi antara lain adalah TiO2, Al2O3

, VO pada oksidasi 500oC dan pada 700oC adalah TiO2, Al2O3 V-O.532.

6. Saran

Saran saya pada penelitian ini untuk lebih baik kedepannya antara lain sebagai berikut :

1. Pemotongan sampel sebaiknya menggunakan gergaji besi dibanding dengan

menggunakan gerinda karena dengan menggunakan gergaji mesin material tidak

mengalami deformasi yang mempengaruhi hasil pengujian lebih lanjut.

2. Pengambilan sampel dari dapur yang tepat waktu tepat setelah proses selesai.

3. Proses etsa sebaiknya menggunakan larutan HCl yang lebih kuat di banding

menggunakan HNO3 agar di dapat gambar mikrostruktur yang lebih baik.

7. Referensi

1. Wirjoad, Lely Susita, Bambang Siswanto, Sudjatmoko,”Pengaruh Proses Nitridasi Ion pada Biomaterial Terhadap Kekerasan dan Ketahanan Korosi”,Volume 13, Januari 2013, ISSN 1411-1349

2. Radisic M, Christman KL, “Material Science and Tissue Engineering : Repairing the Heart”, 2013 August, 884-98.


3. Gemi ,Sri Handani dan Bandriyana, “Pengaruh Proses Oksidasi Pada Logam Paduan Zr-2,5nb Untuk Material Bioimplan”, Oktober 2014. vol.3, No. 04,

4. HRR Ramay, M Zhang,” Biphasic Calcium Phosphate Nanocomposite Porous Scaffolds for Load-Bearing Bone Tissue Engineering”, 2004, Elsevier

5. Bothe, R.T. ,Beaton, K.E., Davenport, H.A. “Reaction of bone to multiple metallic implants”. 1940, Surg Gynecol Obstet 71 : 598-602

6. William D. Callister,Jr ,”Materials Science And Engineering An Introduction” , Seventh Edition, 2007

7. Sungkono , “Pengaruh Kandungan Niobium Terhadap Mikrostruktur Komposisi Kimia dan Kekerasan Paduan Zr−Nb−Fe−Cr”, Januari 2006, Pusat Teknologi Bahan Bakar Nuklir, Batan, Serpong

8. S. Bose, M. Roy dan A, Bandyopadhyay. “Recent advances in bone tissue engineering

scaffolds. Trends in Biotechnology”, vol. 30, no. 10, pp. 546-554, 2012.

9. H. K. D. H. Bhadeshia, “Metalurgy of Titanium and its Alloy”

10. T Ahmed, HJ Rack “Phase transformations during cooling in α + β” 1998,Material

Science and Engineering: A, Elsevier

11. www.calphad.com/titanium-aluminum.html

12. Hasan Guleryuz, Huseyin Cimenoglu, “Oxidation of Ti–6Al–4V alloy” 2009, Journal

of Alloy and Compounds, 241–246

13. K.E. Porter, D.A. Esterling, “Phase transformation in Metals and Alloy”, Second Edition, 1992, 366-372

14. Meilinda Nurbanasari, Djoko Hadi Prajitno, dan Hendra Chany, ST. ”Perilaku Oksidasi Paduan Ti-6al-4v Pada Temperatur Tinggi”, 2006, Jurusan Teknik Mesin, Fakultas Teknologi Industri ITENAS.

15. Matthew, J., Donachie, Jr., 1982, The Hartford Graduate Center, American Society for Metals, Titanium and Titanium Alloys, Metal Park, Ohio.

16. A. F.. “Standard Test Method for in Vitro Degradation Testing of Hydrolytically Degradable Polymer Resins and Fabricated Forms for Surgical Implants”. ASTM, 2011.


karakteristik oksidasi paduan ti-6al-4v untuk …

Documents