Σα sin
2(θ) = CΣα
2+ BΣαγ + Aα
Σγ sin
2(θ) = CΣαγ + BΣγ
2+ AΣγ
Σ sin
2(θ) = CΣα + BΣγ + AΣ
2Sehingga: C = α = h
2+ k
2B = γ = l
2A = = 10 sin
2(2θ)
.
1
2 2 2 2 2 2c
l
a
k
h
d
Lampiran 9.3.1 Tabel perhitungan parameter kisi CoCrMo dengan variasi N=0%
Int 2θ h K l sin2(2θ) α γ α2 γ2 2 αγ α γ sin2(θ) α sin2(θ) γ sin2(θ) sin2(θ) 19 42,34 4 1 0 0,4536 17 0 4,5364 289 0 20,5790 0 77,1189 0,0000 0,1304 2,2171 0,0000 0,5916 83 43,48 3 3 0 0,4734 18 0 4,7348 324 0 22,4187 0 85,2270 0,0000 0,1372 2,4695 0,0000 0,6496 23 46,12 4 2 0 0,5195 20 0 5,1954 400 0 26,9924 0 103,9085 0,0000 0,1534 3,0685 0,000 0 0,7971 13 48,02 3 3 1 0,5526 18 1 5,5261 324 1 30,5379 18 99,4700 5,5261 0,1655 2,9802 0,1656 0,9149 Σ 1337 1 98,782 18 365,7246 5,5261 10,7353 0,1656 2,,9532 Didapatkan nilai parameter kisi CoCrMo: = a = b = 8,7334 Å, dengan ketepatan 99,13%
= c = 4,592 Å, dengan ketepatan 99,29%
Lampiran 9.3.2 Tabel perhitungan parameter kisi CoCrMo dengan variasi N=0,35%
Int 2θ h k l sin2(2θ) α γ α2 γ2 2 αγ α γ sin2(θ) α sin2(θ) γ sin2(θ) sin2(θ) 19 42,20 4 1 0 0,4512 17 0 4,5121 289 0 20,3589 0 76,7054 0,0000 0,1295 2,2032 0,0000 0,5847 30 46,25 4 2 0 0,5218 20 0 5,2181 400 0 27,2285 0 104,3619 0,0000 0,1542 3,0849 0,0000 0,8048 13 48,05 3 3 1 0,5531 18 1 5,5313 324 1 30,5955 18 99,5638 5,5313 0,1657 2,9837 0,1657 0,9169 Σ 1013 33 78,1829 18 280,6312 5,5313 8,2717 0,1657 2,3065 Didapatkan nilai parameter kisi CoCrMo: = a = b = 8,822 Å, dengan ketepatan 99,859%
Lampiran 9.3.3 Tabel perhitungan parameter kisi CoCrMo dengan variasi N=0,6%
Int 2θ h k l sin2(2θ) α γ α2 γ2 2 αγ α γ sin2(θ) α sin2(θ) γ sin2(θ) sin2(θ) 14 42,25 4 1 0 0,4521 17 0 4,5208 289 0 20,4374 0 76,8531 0.000 0.1298 2.2081 0.0000 0,5872
27 46,55 4 2 0 0,5270 20 0 5,2704 400 0 27,7770 0 105,4079 0.000 0.1561 3.1228 0.0000 0,8229 10 48,35 3 3 1 0,5583 18 1 5,5833 324 1 31,1738 18 100,5004 5,5833 0.1677 3.0188 0,1677 0,9364 Σ 1013 79,3883 18 282,7614 1 5,5833 8,3497 0,1677 2,3465 Didapatkan nilai parameter kisi CoCrMo: = a = b = 8,812 Å, dengan ketepatan 99,97%
= c = 4,434 Å, dengan ketepatan 97,247%
Lampiran 9.3.4 Tabel perhitungan parameter kisi CoCrεo dengan variasi ζ=1%
Int 2θ h k l sin2(2θ) Α γ α2 γ2 2 αγ α γ sin2(θ) α sin2(θ) γ sin2(θ) sin2(θ) 17 42,60 4 1 0 0,458 17 0 4,582 289 20,992 20,991 0 77,887 0,000 0,132 2,243 0,000 0,604
12 46,25 4 2 0 0,512 20 0 5,122 400 26,236 26,236 0 102,443 0,000 0,151 3,016 0,000 0,772 11 48,15 3 3 1 0,555 18 1 5,549 324 30,788 30,788 18 99,876 5,549 0,166 2,995 0,166 0,923 Σ 1013 78,015 78,015 18 280.207 5,549 8,254 0,166 2,300
Didapatkan nilai parameter kisi CoCrMo: = a = b = 8,743 Å, dengan ketepatan 99,239% = c = 4,715 Å, dengan ketepatan 96,608%
Lampiran 10. Data hasil uji korosi
Sampel Corrosion rate (mpy) Ecorr (V) Sampel 1 (N=0%) 0,0025 -0,0896 Sampel 2 (N=0,35%) 0,0254 -0,1309 Sampel 3 (N=0,6%) 0,0329 -0,3074 Sampel 4 (N=1%) 0,0277 -0,1391
Ecorr = Potensial korosi
Lampiran 11. Tabel data hasil uji keras vickers
Nama sampel Ulangan Ke-d1 (mm) d2 (mm) d rata-rata (mm) HV kgf/mm2 HV rata-rata kgf/mm2 CoCrMo (N=0%) 1 0,14 0,14 0,14 473 492 2 0,14 0,135 0,1375 494 3 0,135 0,135 0,135 509 CoCrMo (N=0,35%) 1 0,125 0,125 0,125 593 599,67 2 0,125 0,125 0,125 593 3 0,12 0,125 0,123 613 CoCrMo (N=0,6%) 1 0,12 0,12 0,12 644 633,67 2 0,12 0,125 0,123 613 3 0,12 0,12 0,12 644 CoCrMo (N=1%) 1 0,115 0,12 0,118 666 689,33 2 0,115 0,115 0,115 701 3 0,11 0,12 0,115 701 d = diagonal sampel HV = Hardness Vickers
Lampiran 12. Gambar literatur struktur mikro paduan CoCrMo
Lampiran 12.1. Gambar SEM permukaan paduan CoCrMo (Okur 2009)23
Lampiran 12.2. Gambar Optik permukaan paduan CoCrMo dengan HIP powder24
HCP Plates in FCC matrix
HEZTI WIRANATA. Sintesis Paduan CoCrMo dengan Variasi Kandungan
Nitrogen. Dibimbing oleh M. NUR INDRO dan SULISTIOSO GIAT
SUKARYO.
Sintesis paduan CoCrMo dengan komposisi utama Co-30%Cr-5%Mo dan
variasi nitrogen antara 0% sampai 1% dilakukan melalui metode forging serta
rolling pada temperatur 1250
oC selama 2,5 jam. Nitrogen dalam paduan CoCrMo
berfungsi untuk menstabilkan fasa γ sehingga mampu dihasilkan paduan yang
baik untuk dilakukan pengerjaan tempa. Namun berdasarkan hasil penelitian
masih terdapat fasa ε dan σ dalam paduan CoCrMo sehingga mengkibatkan
keretakan pada saat deformasi karena bidang slip yang tidak terarah. Untuk
meningkatkan kekerasan paduan CoCrMo dilakukan penambahan unsur nitrogen
karena atom nitrogen berdifusi secara interstisi didalam paduan. Peningkatan
kekerasan yang signifikan sebesar 23% terjadi pada sampel dengan kandungan
nitrogen 0,35% jika dibandingkan dengan paduan CoCrMo tanpa nitrogen.
Penambahan N sebesar 1% memiliki tingkat kekerasan maksimal yaitu 689,33
kgf/mm
2. Laju korosi yang paling baik ditunjukkan oleh sampel tanpa nitrogen
yaitu sebesar 0,0025 mpy. Perbedaan nilai laju korosi ini dipengaruhi oleh kondisi
permukaan paduan CoCrMo. Paduan dengan N=0,6% memiliki laju korosi
terbesar yaitu 0,039 mpy karena terdapat keretakan pada permukaan paduan yang
cukup besar. Struktur mikro paduan Co-30%Cr-5%Mo pada pengerjaan forging
menunjukkan keberadaan struktur kristal hcp didalam matrik fcc. Penambahan
nitrogen pada paduan CoCrMo menjadikan ukuran butir lebih besar sehingga
mengakibatkan ketahanan fatigue yang rendah dan kegagalan klinis.
Kata kunci: CoCrMo, fasa (γ , ε , σ ), tingkat kekerasan, laju korosi, struktur
mikro.
PENDAHULUAN
Latar Belakang
Permintaan dan penggunaan biomaterial berbasis logam meningkat tajam akhir-akhir ini seiring dengan banyaknya kasus kecelakaan dan penyakit tulang seperti penyakit osteoartritis dan osteoporosis.1 Osteoartritis merupakan kerusakan sendi tulang rawan ditandai dengan nyeri, hambatan gerak sendi-sendi tangan dan sendi besar yang menanggung beban. Pada osteoporosis tulang menjadi rapuh karena kekurangan kalsium. Penyakit osteoporosis ini sebagian besar dialami pada masyarakat usia lanjut.1 Diperkirakan penggunaan biomaterial dari logam sebagai pengganti tulang pangkal paha akan mencapai jumlah 272.000 buah pada tahun 2030.2
Tulang rawan sendi yang rusak dapat digantikan dengan endoprostetik seperti terlihat pada Gambar 1. Endoprostetik merupakan alat bantu gerak yang di implan dalam tubuh terbuat dari logam atau polimer. Endoprostetik dapat digunakan selama 15 sampai 20 tahun hingga permukaan tulang yang berada pada endoprostetik mengalami keropos sehingga diperlukan penanganan lanjutan.3
Sifat utama yang harus dimiliki oleh biomaterial berbasis logam adalah kesesuaian dengan sel hidup, karena biomaterial ini akan ditanam dalam tubuh serta berhubungan langsung dengan sel hidup. Logam tersebut tidak boleh melepaskan ion-ion bersifat racun atau karsinogen bagi sel dan tubuh manusia.2
Gambar 1. Endoprostetik lutut Pemakaian alat implan di dalam tubuh juga harus memenuhi syarat mekanik dan non mekanik. Syarat
mekanik: daya pakai yang lama dan kekuatan mekanik bahan implan.4 Syarat non mekanik: memiliki ketahanan korosi dan biokompatibilitas yang baik.4 Kesuksesan aplikasi piranti implan tulang juga tergantung pada
osseointegrasi (proses pembentukan tulang baru dan penyembuhan tulang). Proses osseointegrasi dipengaruhi oleh banyak faktor diantaranya anatomi, ukuran implan, desain, lingkungan biologis, umur, dan secara khusus karakteristik permukaan implan diantaranya komposisi kimia, struktur morfologi dan kristalografi, kekasaran serta porositas.5,6
Material implan yang sudah banyak digunakan secara umum diantaranya adalah stainless steel, paduan Co-Cr, dan paduan titanium. Stainlees steel
kurang baik untuk bahan biomaterial karena mudah terserang korosi yang sifatnya lokal seperti korosi batas butir. Sementara itu titanium mempunyai kekuatan yang tinggi, ringan, dan ketahanan korosi yang lebih baik bila dibandingkan dengan Co-Cr dan
stainless steel. Lapisan titanium oksida pada permukaan paduan titanium tahan terhadap korosi. Meskipun paduan logam titanium memiliki tingkat biokompatibilitas yang tinggi, namun harga logam ini sangat mahal. Selain itu pada paduan logam Ti-6%Al-4%V juga masih mengandung adanya ion Al dan ion V yang ditemukan berbahaya untuk sel dan sistem saraf manusia. Paduan CoCrMo selain harganya murah juga memiliki sifat mekanik dan biokompatibilitas yang lebih baik dibandingkan stainless steel namun setingkat lebih rendah dari paduan titanium.2
Pada penelitian ini dibuat paduan logam CoCrMo menggunakan cara
forging dan rolling. Komposisi paduan Co-Cr-Mo yang digunakan sebagai prostetik lutut pada penelitian ini merujuk pada komposisi berbasis ASTM F75 (American Society for Testing and Materials F75) seperti pada Tabel 1 (halaman 3) dengan memvariasikan kandungan nitrogennya.4
Tujuan Penelitian
Penelitian ini bertujuan untuk :
1. Mensintesis paduan CoCrMo dengan memvariasikan massa nitrogen. 2. Mengukur laju korosi paduan
CoCrMo menggunakan potensiostat. 3. Mengukur kekerasaan paduan
CoCrMo menggunakan Vickers hardness tester.
4. Melakukan karakterisasi struktur
kristal Paduan CoCrMo
menggunakan XRD (X-Ray Diffraction).
5. Mengamati struktur mikro permukaan paduan CoCrMo menggunakan mikroskop optik.
Perumusan Masalah
1. Bagaimana proses pembuatan paduan CoCrMo?
2. Bagaimana pengaruh nitrogen terhadap struktur kristal, kekerasan, dan laju korosi paduan CoCrMo?
Hipotesis
1. Penambahan unsur nitrogen dalam paduan CoCrMo dapat menstabilkan fasa gamma.
2. Kekerasan dan laju korosi meningkat seiring dengan penambahan unsur nitrogen.