2014

Pengujian Keausan dari Komposit Hidroksiapatit sebagai Permukaan Kontak pada Temporomandibular Joint Prosthesis

Evaluasi Akhir Semester Metode Penelitan dan Komunikasi Ilmiah

RIDZKY ZUL ASDI

2114 20 5002

PENDAHULUAN

Temporomandibular Joint atau sering disingkat sebagai TMJ adalah persendian dari kondilus

mandibula dengan fossa gleinodalis dari tulang temporal. TMJ merupakan satu-satunya sendi yang

ada di kepala yang bertanggung jawab terhadap pergerakan membuka dan menutup rahang,

mengunyah serta berbicara yang letaknya dibawah depan telinga [1].

Temporomandibular joint disorder atau TMD adalah istilah medis dari kelainan pada sendi

rahang yang dapat berupa rasa sakit yang berkepanjangan atau akut terutama pada bagian otot

mengunyah serta dapat berupa peradangan. Sendi rahang sangat rawan pada kondisi abnormal

seperti ankylosis, artritis serta dislokasi sendi. Kelainan pada sendi rahang menyebabkan

terganggunya proses mengunyah serta terganggunya mekanisme buka tutup mulut yang dapat

menyebabkan rasa sakit yang luar biasa [1], [2].

Untuk beberapa kasus yang ringan, kelainan pada sendi rahang dapat diatasi dengan

perawatan tanpa proses operasi. Namun untuk penanganan kasus yang berat, proses operasi

pergantian total sendi rahang dengan sendi rahang buatan biasa dilakukan. Sendi buatan ini ditujukan

untuk menggantikan fungsi sendi yang rusak serta untuk mengurangi rasa sakit akibat kelainan atau

penyakit. Dalam ilmu medis, sendi buatan ini disebut sebagai prosthesis [2].

Prosthesis TMJ merupakan prosthesis yang digunakan untuk menggantikan fungsi sendi

rahang. Dalam perkembangannya, prosthesis TMJ dapat dibagi menjadi 3 kategori: prosthesis yang

hanya menggantikan bagian fossa, prosthesis dan plat rekonstruksi yang berfungsi untuk

menggantikan bagian condyle, serta prosthesis yang menggantikan bagian fossa dan condyle (pada

beberapa literatur disebut sebagai “total TMJ prosthesis”) [2], [3]. Sejauh yang penulis telaah, terdapat

cukup banyak variasi dari prosthesis TMJ dan masing-masing memiliki kelebihan dan kekurangan [2–

7].

Salah satu syarat desain prosthesis yang baik adalah partikel aus dari material tidak

menimbulkan reaksi alergi pada tubuh manusia. Hal ini dapat diatasi dengan penggunaan biomaterial

sebagai material utama. Biomaterial hidroksiapatit (HA) yang mempunya rumus kimia Ca10(PO4)6(OH)2

merupakan biomaterial yang sering dipakai untuk aplikasi medis. Hidroksiapatit memiliki komposisi

kimia yang sama dengan jaringan keras manusia seperti tulang dan gigi. Namun, sejauh yang penulis

teliti, belum banyak kajian tentang penggunaan hidroksiapatit sebagai material prosthesis dan

kekuatan mekanisnya [2–4], [6], [8], [9]. Kent pada tahun 1993 menggunakan hidroksiapatit sebagai

salah satu material penyusun prosthesisnya. Namun, prosthesis ini dianggap gagal karena partikel aus

dari material penyusun lainnya yaitu Proplast yang menimbulkan berbagai komplikasi pada pasien [2],

[9].

Berbagai literatur mengenai rancangan prosthesis TMJ telah penulis telaah, dan hanya ada

satu dari seluruh rancangan prosthesis TMJ tersebut yang menggunakan hidroksiapatit sebagai

material utamanya meskipun informasi yang dipaparkan sangat kurang serta tidak ada kajian tentang

kekuatan mekanisnya.

Berbagai kelebihan hidroksiapatit, membuatnya menjadi material yang cukup menjanjikan

untuk aplikasi prosthesis. Meskipun demikian, masih terdapat kekurangan seperti kekuatan mekanis

yang rendah. Dengan menggabungkan HA dengan poly(methyl methacrylate) (PMMA) diharapkan

dihasilkan material komposit yang memiliki biokompatibilitas dan kekuatan mekanis yang cukup untuk

aplikasi sebagai material prosthesis TMJ. Selain itu, harga PMMA relatif terjangkau. Pada penelitian

ini akan dilakukan eksperimen untuk mengetahui aspek tribologi dari material komposit HA+PMMA

dengan ultra-high molecular weight polyethylene (UHMWPE) sebagai permukaan kontak pada

prosthesis TMJ. Penelitian ini diharapkan dapat dijadikan sebagai referensi untuk perhitungan umur

dari material komposit HA+PMMA jika diterapkan sebagai permukaan kontak pada prosthesis TMJ.

KAJIAN PUSTAKA

Prosthesis TMJ

Penggunaan alat buatan untuk perawatan TMD secara resmi pertama kali dilakukan setelah

Perang Dunia II oleh Eggers dan Goodsell. Eggers dan Goodsell menempatkan sebuah tantalum foil

diantara persendian TMJ (antara fossa dan condyle) [2], [10]. Pada review literatur kali ini, penulis

ingin fokus pada total TMJ prosthesis, serta kekurangan dan permasalahan dari prosthesis yang sudah

ada sebagai landasan perancangan prosthesis yang lebih baik.

Total TMJ prosthesis pertama di dunia dirancang oleh Christensen pada tahun 1965, yang

dikenal dengan nama “The Christensen Prosthesis”[2], [3] (gambar 3A). Prosthesis ini dimanufaktur

dan didistribusikan oleh TMJ Inc., Golden, CO, USA. Prosthesis ini menggunakan material vitallium

(paduan 65% cobalt, 30% chromium, 5% molybdenum serta unsur-unsur lainnya) pada komponen

fossa. TMJ Inc. sebagai perusahaan penyedia prosthesis ini menyediakan 33 pilihan bentuk dan ukuran

dari komponen fossa untuk memastikan fitting yang sesuai dengan tengkorak manusia. Komponen

mandibular terbuat dari vitallium sebagai prosthetic shaft-nya serta PMMA (polymethyl methacrylate)

sebagai permukaan kontaknya [2], [3], [6], [11], [12]. Namun sejak 1997, bahan PMMA sebagai

permukaan kontak digantikan dengan vitallium karena adanya laporan terjadinya reaksi benda asing

akibat partikel aus dari PMMA [2], [12]. Perusahaan pembuat prosthesis ini menyediakan 3 pilihan

ukuran untuk komponen mandibular.

Kiehn pada tahun 1974, juga merancang sebuah prsothesis TMJ dengan menggunakan

material vitallium [2], [4]. Kiehn menggunakan semen PMMA untuk merekatkan prosthesis TMJ ke

tulang. Dalam studi follow-up 4 tahun dari prosthesis ini, tercatat dari 27 pasien, 4 prosthesis dicabut

dikarenakan terjadi infeksi, dislokasi serta skin erosion [4].

Untuk mencegah resorpsi dari glenoid fossa yang terjadi pada pasien dengan kelainan TMJ

degeneratif, Kent (1986) merancang sebuah total TMJ prosthesis. Prosthesis pada bagian glenoid fossa

memiliki material dengan tiga layer (lapisan) yang terdiri dari Proplast I (komposit PTFE-graphite) pada

lapisan pertama, Teflon FEP (fluorinated ethylene propylene) pada lapisan tengah serta Teflon PTFE

(polytetrafluoroethylene) sebagai contacting surface [4]. Kombinasi dari material logam (pada bagian

condyle) dan Teflon/Proplast pada bagian fossa ini menyebabkan terjadinya particle shedding

(pengelupasan partikel) yang menyebabkan berbagai macam komplikasi pada pasien bahkan setelah

prosthesis dilepas [2]. Hal ini menyebabkan klaim senilai jutaan dollar amerika, pencabutan ijin FDA,

serta bangkrutnya perusahaan pada tahun 1990 [2].

Pada awal tahun 1980, Sonnenburg mengembangkan sebuah sistem total TMJ prosthesis di

Jerman Timur [2]. Prosthesis ini menggunakan material polyethylene pada bagian fossa yang memiliki

kontak dengan material paduan titanium pada bagian condyle [2]. Laporan pada 12 pasien dengan

sistem ini tidak menunjukkan terjadinya komplikasi akibat fragmentasi aus dari material yang

bergesekan seperti yang terjadi pada prosthesis Kent [2].

Prosthesis Techmedica (Techmedica Inc., CA, USA), sekarang dikenal sebagai ‘TMJ Concepts

prosthesis’ (TMJ Concepts Inc., CA, USA), yang pengembangannya dimulai pada tahun 1989 didesain

untuk pasien yang telah mengalami beberapa kali operasi perbaikan dan pasien dengan anatomi TMJ

yang telah mengalami kelainan [2], [7]. Komponen bagian fossa terdiri dari dua material dasar. Bagian

fitting terbuat dari titanium sheet untuk memastikan fitting yang sesuai dengan anatomi fossa dan

articular fossa yang kemudian dilapisi dengan titanium mesh. Bagian yang mengalami kontak

(articulating surface) dengan bagian condyle terbuat dari material UHMWPE. Komponen mandibular

terbuat dari material paduan titanium untuk memastikan kekuatan mekanisnya, serta bagian condyle

(articulating surface) terbuat dari chromium-cobalt-molybdenum [7].

Bahan dasar Titanium juga digunakan sebagai bahan pada prosthesis titanium/titanium nitride

TMJ (TTN-TMJ), yang dikembangkan pada tahun 1992. Permukaan kontak pada komponen condyle

dan fossa dilapisi dengan titanium nitride untuk mengeraskan (hardening) permukaan kontak.

Kelebihan dari prosthesis TTN-TMJ ini adalah, prosthesis ini memiliki rancangan yang sangat sesuai

dengan anatomi TMJ, pergerakan translasi, termasuk pergerakan translasi medio-lateral mampu

diakomodir oleh prosthesis ini [2].

Biomet-Lorenz total TMJ prosthesis (Biomet Microfixation Inc., Jacksonville, FL, USA) mulai

dipasarkan dan FDA approved pada tahun 1995 [2]. Komponen fossa terbuat dari material UHMWPE.

Perusahaan pembuat prosthesis ini menawarkan 3 pilihan ukuran (small, medium dan large) [13].

Komponen mandibular terbuat dari vitallium (paduan Cr-Co-Mb) dengan coating dari paduan

titanium. Tersedia dalam 3 ukuran (45, 50 dan 55 mm) dan 3 bentuk (standar, narrow/sempit dan

offset) [13].

Van Loon pada tahun 1998-2000 merancang total TMJ prosthesis yang dikenal sebagai

Groningen TMJ prosthesis [14–16]. Prosthesis ini pada awalnya dirancang untuk penggunaan secara

unilateral, yaitu implant hanya dipasang pada salah satu sisi saja [14]. Van Loon menemukan bahwa

dengan memindahkan pusat putaran komponen mandibular sejauh 15 mm ke arah inferior, maka

pergerakan translasi dari sendi rahang alami dapat ditiru (gambar 2A) [15]. Pergerakan translasi inilah

yang seringkali hilang pada sistem-sistem prosthesis TMJ yang sudah ada. Dengan adanya mekanisme

pergerakan translasi pada prosthesis ini, maka distribusi beban pada prosthesis dan sendi rahang yang

alami akan lebih merata, sehingga memperpanjang usia pakai prosthesis [14–16]. Prosthesis ini

dirancang sebagai multi modular (gambar 2B) dengan material disc terbuat dari UHMWPE, condyle

headnya terbuat dari zirconium oxide, serta prosthetic shaft-nya terbuat dari paduan titanium.

Belum banyak studi yang melaporkan masalah penggunaan jangka panjang dari Groningen TMJ

prosthesis ini, sehingga belum ditemukan terjadinya komplikasi akibat penggunaan jangka panjang.

Namun, satu studi follow-up melaporkan bahwa telah terjadi dislokasi pada bagian disc di salah satu

pasien mereka yang menggunakan sistem ini [5].

Gambar 2. A.) Analisa posisi pusat perputaran mandibular. Titik analisa pusat perputaran

ditandai dengan titik 4 titik hitam (titik hitam paling atas (ditengah condyle), 10 mm, 15 mm

serta 20 mm dibawah condyle). Analisa menunjukkan bahwa dengan pusat putaran komponen

mandibular paling efektif adalah sejauh 15 mm dibawah condyle [15]. B.) Desain dari Groningen

TMJ prosthesis [14].

Gambar 3. Berbagai macam bentuk prosthesis TMJ. A.) Prosthesis rancangan Christensen [2].

B.) Prosthesis Vitek-Kent (Vitek Inc., TX, USA) [4]. C.) TMJ Concepts prosthesis (TMJ Concepts

Inc., CA, USA) [7]. D.) Biomet-Lorenz total TMJ prosthesis (Biomet Microfixation Inc., FL, USA)

[2]. E.) Groningen TMJ prosthesis [14].

Tabel 1. Kesimpulan serta komplikasi yang terjadi dari penggunaan berbagai macam tipe

prosthesis TMJ

Desain prosthesis Periode penggunaan

Material Komplikasi yang terjadi setelah penggunaan jangka panjang

Christensen [2], [8] 1965-? Fossa: Cr-Co Condyle: Cr-Co + PMMA

Reaksi alergi, ankyloses, fracture dari prosthesis bagian condyle

Kiehn [2], [4] 1974-1979 Fossa: Cr-Co Condyle: Cr-Co + PMMA

Infeksi, percutaneous erosion, pengenduran prosthesis, nyeri

Kent [2], [4] 1981-1982 Fossa: Proplast I + Teflon FEP + Teflon PTFE Condyle: Cr-Co-Mb

Infeksi, erosi, dislokasi

Kent [2], [4] 1982-1986 Fossa: Proplast II + Teflon FEP Condyle: Cr-Co-Mb

Infeksi, erosi, ankyloses, dislokasi dari TMJ natural, nyeri, kegagalan material Teflon FEP

Kent [9] 1986-1990 Fossa: Proplast hydroxyapatite + UHMWPE Condyle: Cr-Co-Mb

Ankyloses, nyeri

Sonnenburg [2] 1972-? Fossa: polyethylene Condyle: Ti-Pd

Infeksi, fitting bagian condyle yang kurang sesuai, poor shaping of prosthesis, kelumpuhan otot wajah

Techmedica/TMJ Concepts [7]

1990-sekarang

Fossa: titanium + UHMWPE Condyle: Cr-Co-Mb Mandibular shaft: titanium alloy (Ti6Al4V)

Loosening (pengenduran) pada komponen mandibular, heterotopic bone formation

Titanium/titanium nitride temporomandibular joint prosthesis (TTN-TMJ) [2]

1992-? Articulating surface: titanium nitrite

Nyeri pada daerah persendian, pergerakan rahang terbatas (dikarenakan efek dari operasi rekonstruksi sebelumnya)

Biomet-Lorenz total TMJ prosthesis [13]

1995-sekarang

Fossa: UHMWPE Condyle: Cr-Co atau titanium alloy

Terdapat kegagalan mekanis pada beberapa kasus

Groningen TMJ prosthesis [5], [14]

2001-sekarang

Fossa: UHMWPE Condyle: zirconium-oxide

Terjadi dislokasi pada satu pasien (7%)

Berbagai macam prosthesis TMJ telah dibahas dan semuanya memiliki kelebihan dan

kekurangan masing-masing. Berdasarkan hasil kajian ini, penulis merumuskan beberapa persyaratan

penting dalam perancangan prosthesis TMJ yang dapat dilihat pada Tabel 2, sebagai landasan

pengembangan sebuah prosthesis TMJ. Berdasarkan rata-rata umur pasien yang melakukan operasi

rekonstruksi TMJ yaitu berkisar 30-50 tahun [2], [5], [12–14]; maka pasien dengan prosthesis TMJ,

masih memiliki harapan hidup sekitar 20-40 tahun. Oleh karenanya, sebuah TMJ prosthesis

diharapkan memiliki usia pakai sampai 20 tahun dengan jumlah operasi revisi dibatasi hanya satu kali.

Hal ini dikarenakan, usia pakai dari prosthesis akan semakin berkurang dengan semakin banyaknya

operasi revisi [14].

Tabel 2. Persyaratan perancangan prosthesis TMJ

NO. DESKRIPSI

1. Laju keausan yang rendah 2. Partikel aus (wear debris) dapat ditoleransi oleh

tubuh 3. Memiliki kekuatan mekanis yang cukup 4. Dapat mengakomodir gerakan-gerakan

fungsional rahang 5. Memiliki fitting yang sesuai baik dengan bagian

rahang maupun tengkorak manusia 6. Sambungan prosthesis yang stabil ke struktur

tulang rahang dan tengkorak manusia

Ketahanan dari sebuah prosthesis, sangat bergantung pada laju keausan dari permukaan

kontaknya. Oleh karenanya, sebuah prosthesis TMJ harus memiliki laju keausan yang rendah

(persyaratan 1). Selain itu, partikel aus (wear debris) dari material yang bergesekan dapat

menyebabkan kegagalan penggunaan jangka panjang. Untuk itu, pemilihan material sangat perlu

dipertimbangkan, agar efek negatif dari partikel aus dapat diminimalisir (persyaratan 2). Ada kalanya

beban yang diterima prosthesis dalam penggunaannya menjadi cukup besar, oleh karenanya, material

dari prosthesis juga harus memiliki kekuatan mekanis yang cukup, untuk dapat digunakan dalam

jangka waktu yang panjang (persyaratan 3). Van Loon menunjukkan bahwa dengan terbatasnya

gerakan translasi pada rahang, mengakibatkan beban pada TMJ meningkat [14–16]. Oleh karenanya,

sebuah prosthesis TMJ juga harus dapat mengakomodir pergerakan rahang (persyaratan 4).

Permasalahan selanjutnya yang sering muncul pada prosthesis TMJ adalah fitting pada bagian rahang

dan tengkorak. Mengingat banyaknya variasi bentuk bagian tengkorak dari TMJ, maka untuk

memastikan prosthesis terpasang dengan sempurna, perlu diperhatikan bagian fitting-nya serta

sambungan antara prosthesis dan tulang (persyaratan 5 dan 6).

Hidroksiapatit

Hidroksiapatit yang memiliki rumus kimia Ca10(PO4)6(OH)2 merupakan biomaterial yang

tergolong ke dalam kalsium fosfat. Material ini diketahui memiliki sifat biokompatibel serta dapat

menyatu dengan tulang. Hidroksiapatit merupakan salah satu penyusun inorganic pada tulang dan

bentuk buatannya (HA sintetis) terbukti memiliki struktur kimia dan kristal yang sama dengan

meskipun tidak identik dengan HA yang terbentuk alami [17].

HA merupakan biomaterial dari golongan kalsium fosfat yang paling banyak diteliti dan

penggunaannya sudah dimulai sejak sejak 1970[17]. HA sintetis dapat dibuat dari berbagai macam

bahan, yaitu tulang sapi, cangkang telur, karang laut dll [17], [18].

Gambar 4. Porous HA

Pengujian Laju Keausan

Bin-Bin Jia, Tong-Sheng Li, Xu-Jun Liu dan Pei-Hong Cong pada tahun 2007 melakukan

perhitungan laju keausan dari polimer-polimer. Kombinasi polimer-polimer yang digunakan Bin-Bin Jia

dkk adalah polytetrafluoroethylene (PTFE)-PTFE; polyamide 66 (PA66)-PA66 serta polyphenylene

sulfide (PPS)-PPS. Uji keausan dilakukan dengan alat uji keausan (tribometer) tipe pin-on-disc. Sebuah

disc dengan diameter 50 mm dan tebal 5 mm berputar dengan kecepatan yang ditentukan dengan

kontak sebuah pin yang berdiameter 2,5 mm dan tebal 5 mm. Gambar 5 menunjukkan tribometer pin-

on-disc beserta letak disc dan pin serta arah putaran disc. Dengan metode ini, Bin-Bin Jia dkk. dapat

menghitung laju keausan dari beberapa polimer yang diuji. Uji keausan dilakukan pada suhu ruang

(20±5oC) dengan variasi beban dari 0,1 N sampai 5 N, variasi kecepatan dari 0,1 m/s sampai 1,2 m/s

dan dengan jarak gesekan yang tetap yaitu 1200 m. Pengujian juga dilakukan dengan dua kondisi, yaitu

dry friction dan lubricated atau dengan pelumasan. Cairan pelumasan yang digunakan adalah parrafin

cair [19].

Laju keausan dihitung berdasarkan massa yang hilang dari pin dan juga dari disc dengan

menggunakan persamaan Archard:

𝑘 =∆𝑉

𝐿𝐹

Dimana:

k = spesific wear rate (mm3/Nm)

ΔV = perubahan volume (mm3)

Δm = perubahan massa (kg)

L = jarak sliding (m)

F = gaya (N)

ρ = massa jenis (kg/mm3)

Gambar 6 menunjukkan laju keausan dari PTFE, PA66 dan PPS pada kondisi dry friction dan

lubricated. Grafik pada gambar 2.5 menunjukkan bahwa laju keausan dari PTFE merupakan yang

tertinggi diikuti dengan PA66 dan PPS yang memiliki laju keausan yang paling rendah. Dari grafik juga

terlihat pada kasus PTFE dan PPS, penambahan pelumasan dapat mengurangi laju keausan yang

terjadi.

Gambar 5. Tribometer tipe pin-on-disc.

Gambar 6. Laju keausan PTFE, PA66 dan PPS dalam keadaan kering serta lubrikasi

dengan paraffin.

Van Loon dkk. pada tahun 1998 juga melakukan uji keausan dari prosthesis TMJ

rancangannya. Van Loon menggunakan material UHMWPE dan PTFE dengan lawan kontak logam

dalam 2 keadaan lubricated, yaitu air dan serum [20].

Alat untuk menguji keausan yang digunakan Van Loon dapat dilihat pada gambar 7. alat

tersebut terdiri dari sebuah batang yang memiliki ujung berupa bola logam yang bergerak bolak balik

terhadap 2 buah cup yang menjepit bola logam. Konfigurasi tersebut ditambah dengan plastik yang

mengelilingi pangkal batang sebagai tempat untuk menambahkan cairan lubrikasi. Terdapat juga

konfigurasi untuk memberikan beban pada bagian kontak seperti terlihat pada gambar 2.9. konfigurasi

seperti ini ditujukan untuk meniru gerak rahang manusia. Material yang digunakan untuk cup

divariasikan antara UHMWPE dan PTFE. Sementara bola adalah stainless steel [20].

Gambar 7. Alat Uji Keausan yang Digunakan oleh Van Loon untuk Meniru Mekanisme

Gerak Rahang.

Gambar 8 menunjukkan hasil keausan dari PTFE dan UHMWPE. Untuk PTFE keausan yang

terjadi adalah sebesar 2,8 dan 47 mm3/106 siklus pada air dan serum. Untuk UHMWPE keausan yang

terjadi adalah sebesar 0,006 dan 0,47 mm3/106 siklus pada air dan serum. Pada air, salah satu sampel

menunjukkan terjadinya kenaikan yang signifikan setelah 3,6 juta siklus. Sedangkan pada serum, laju

keausan yang terjadi pada semua spesimen relatif sama [20].

Tabel 3 menunjukkan besar keausan yang terjadi beserta hasil perhitungan laju keausan dan

standar deviasinya. Untuk PTFE, laju keausan yang terjadi adalah sebesar 4,0 x 10-6 dan 6,8 x 10-6

mm3/Nm pada air dan serum. Sedangkan untuk UHMWPE, laju keausan yang terjadi adalah sebesar

9,2 x 10-6 dan 6,8 x 10-6 mm3/Nm. Dari hasil tersebut dapat disimpulkan bahwa untuk material PTFE,

laju keausan yang terjadi pada air lebih rendah daripada serum. Sedangkan untuk material UHMWPE

laju keausan yang terjadi pada serum justru lebih rendah dibandingkan dengan air [20].

Gambar 8. Besar keausan yang terjadi dari PTFE dan UHMWPE.

Tabel 3. Besar keausan dan laju keausan dari PTFE dan UHMWPE.

Keausan (mm3/106 siklus) Laju Keausan (mm3/Nm)

Air Serum Air Serum

PTFE 2,8 (± 0,84) 47 (± 8,8) 4,0 (± 1,2) x 10-6 6,8 (± 1,3) x 10-5

UHMWPE 0,006 (± 0,004) 0,47 (± 0,17) 9,2 (± 6,2) x 10-9 6,8 (± 2,5) x 10-7

DAFTAR PUSTAKA

[1] “TMJ.” American Association of Oral and Maxillofacial Surgeons, 2008. [2] O. Driemel, S. Braun, U. D. A. Muller-Richter, M. Behr, T. E. Reichert, M. Kunkel, and R. Reich,

“Historical Development of Alloplastic Temporomandibular Joint Replacement After 1945 and State of The Art,” International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 38, no. 9, pp. 909–920, 2009.

[3] J.-P. van Loon, L. G. M. de Bont, and G. Boering, “Evaluation of Temporomandibular Joint Prosthesis: Review of The Literature from 1946 to 1994 and Implications for Future Prosthesis Designs,” International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 53, no. 9, pp. 984–996, 1995.

[4] J. N. Kent, M. S. Block, C. A. Homsy, J. M. Prewitt III, and R. Reid, “Experience with a Polymer Glenoid Fossa Prosthesis for Partial or Total Temporomandibular Joint Reconstruction,” Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 44, no. 7, pp. 520–533, 1986.

[5] J. M. Schuurhuis, P. U. Dijkstra, B. Stegenga, L. G. M. de Bont, and F. K. L. Spijkervet, “Groningen Temporomandibular Joint Prosthesis: An 8-Year Longitudinal Follow-Up on Function and Pain,” International Journal of Cranio-Maxillo-Facial Surgery, vol. 40, no. 1, pp. 815–820, 2012.

[6] L. M. Wolford, D. J. Dingwerth, R. M. Talwar, and M. C. Pitta, “Comparison of 2 Temporomandibular Joint Total Joint Prosthesis Systems,” Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 61, no. 6, pp. 685–690, 2003.

[7] L. M. Wolford, M. C. Pitta, O. Reiche-Fischel, and P. F. Franco, “TMJ Concepts/Techmedica Custom-Made TMJ Total Joint Prosthesis: 5-Year Follow-Up Study,” International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 32, no. 3, pp. 268–274, 2003.

[8] D. C. Chase, J.-W. Hudson, D. A. Gerard, R. Russell, K. Chambers, J. R. Curry, J. E. Latta, and R. W. Christensen, “The Christensen Prosthesis: A Retrospective Clinical Study,” Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology and Endodontics, vol. 80, no. 3, pp. 273–278, 1995.

[9] J. N. Kent, M. S. Block, J. Halpern, and M. G. Fontenot, “Update on the Vitek Partial and Total Temporomandibular Joint Systems,” Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 51, no. 4, pp. 408–415, 1993.

[10] G. W. N. Eggers, “Arthroplasty of The Temporomandibular Joint in Children With Interposition of Tantalum Foil,” Journal of Bone and Joint Surgery, vol. 28, no. 3, pp. 603–606, 1946.

[11] L. G. Mercuri, “The Christensen Prosthesis,” Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology, and Endodontology, vol. 81, no. 2, pp. 134–135, 1996.

[12] N. R. Saeed, N. M. H. McLeod, and R. Hensher, “Temporomandibular Joint Replacement in Rheumatoid-Induced Disease,” British Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 39, no. 1, pp. 71–75, 2001.

[13] R. Sanovich, U. Mehta, S. Abramowicz, C. Widmer, and M. F. Dolwick, “Total Alloplastic Temporomandibular Joint Reconstruction Using Biomet Stock Prostheses: The University of Florida Experience,” International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 43, no. 9, pp. 1091–1095, 2014.

[14] J.-P. van Loon, L. G. M. de Bont, B. Stegenga, F. K. Spijkervet, and G. Verkerke, “Groningen Temporomandibular Joint Prosthesis. Development and First Clinical Application,” International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, vol. 31, no. 1, pp. 44–52, 2002.

[15] J.-P. van Loon, C. Falkenstrom, L. G. M. de Bont, G. J. Verkerke, and B. Stegenga, “The Theoretical Optimal Center of Rotation for a Temporomandibular Joint Prosthesis: A Three-dimensional Kinematic Study,” Journal of Dental Research, vol. 78, no. 1, pp. 43–48, 1999.

[16] J.-P. van Loon, E. Otten, C. H. Falkenstrom, L. G. M. de Bont, and G. J. Verkerke, “Loading of a Unilateral Temporomandibular Joint Prosthesis: A Three-dimensional Mathematical Study,” Journal of Dental Research, vol. 77, no. 11, pp. 1939–1947, 1998.

[17] J. Vuola, “Natural coral and hydroxyapatite as bone substitutes,” Medical Faculty of the University of Helsinki, 2001.

[18] I. Hilmi, M. Rinastiti, and M. K. Herliansyah, “Synthesis of Hydroxyapatite from Local Bovine Bones for Biomedical Application,” in International Conference on Instrumentation, Communication, Information Technology and Biomedical Engineering, 2011.

[19] B.-B. Jia, T.-S. Li, X.-J. Liu, and P.-H. Cong, “Tribological Behaviors of Several Polymer–Polymer Sliding Combinations under Dry Friction and Oil-Lubricated Conditions,” Wear, vol. 262, no. 11, pp. 1353–1359, 2007.

[20] J.-P. van Loon, G. J. Verkerke, L. G. M. de Bont, and R. S. B. Liem, “Wear-testing of a Temporomandibular Joint Prosthesis: UHMWPE and PTFE Against a Metal Ball, in Water and in Serum,” Biomaterials, vol. 20, no. 16, pp. 1471–1478, 1999.