PEMBUATAN PROTOTIP PROSTETIK SENDI LUTUT
Sulistioso Giat S 1), Joko Nurchamid 1), Bambang S1), Sitompul1,Yuswono2 1PTBIN – BATAN. PUPIPTEK, Tangerang Selatan
*e-Mail: sulistioso@gmail.com
Disajikan 29-30 Nop 2012
ABSTRAK
Telah dilakukan pembuatan prototip Prostetik Sendi Lutut yang terdiri dari tempurung lutut (knee cap), pendukung tempurung lutut atau Tibial tray dan komponen penghubung antara tibial tray dan tulang tibial disebut komponen tibial. Tempurung lutut dibuat dari paduan CoCrMo yang dimodifikasi dengan penambahan unsur nitrogen dengan tujuan menekan pertumbuhan fasa ε dan fasa σ, yang bersifat getas sehingga menurunkan kekuatan fatik kemudian paduan CoCrMo dilapis dengan TiN sebagai pelindung agar tidak terjadi pelepasan ion ion logam kedalam tubuh kemudian di lapis lagi dengan HAp untuk meningkatkan biokompatibilitas. Ketahanan korosi didalam media SBF, sebagai fungsi penambahan nitrogen setelah pelapisan TiN adalah, sebelum penambahan nitrogen 0,025 mpy. Setelah penambahan N 0,35%; memiliki laju korosi menjadi 0,0279 mpy Sedangkan kekerasannya sebelum penambahan N adalah 492 kgf/mm2. Dan setelah penambahan N menjadi 599,67. Uji In Vitro pada sel endotel sebelum dilapis TiN adalah inhibisinya 17,30% dan setelah dilapis dengan TiN menjadi 9,17%. Tibial tray dibuat dari HDPE yang dimodifikasi dengan radiasi sinar γ. Dosis Radiasi sinar γ yang optimum untuk meningkatkan kekerasan, tapi masih bersifat ulet (ductile) adalah sebesar 75 KGy. Komponen Tibial terbuat dari paduan Ti-Al-Nb. Uji biokompatibilitas dari komponen tibial dengan Uji invitro pada sel endotel hewan, sebelum dilapis TiN persen inhibisi sebesar 22,46%. Setelah dilapis TiN menjadi 8,37%. Persentase inhibisi yang ditolak adalah apabila nilai inhibisi di atas 50%. Uji korosi pada media cairan tubuh buatan (SBF) dengan menggunakan cairan infus NaCl 0,9% buatan Otsuka, Jepang, hasilnya sebelum dilapis TiN adalah 0,0833 Mpy dan setelah dilapis 0,00649 Mpy. Uji korosi untuk SS 316L sebelum dilapis dengan TiN adalah 0,137 Mpy, dan setelah 0,038 Mpy. Nilai laju korosi tersebut berada di bawah nilai laju korosi yang diizinkan untuk material implan berdasarkan standar Eropa, yaitu 0,457 Mpy. Hidroksiapatit dibuat dengan metoda pengadukan dan penghalusan butir secara simultan, hasilnya didapat ukuran butir HAp sekitar 20nm.
Kata kunci:Co-Cr-Mo, HDPE, Ti-Al-Nb. TiN, Hap
I. PENDAHULUAN
Indonesia memiliki jumlah kasus operasi bedah tulang yang cukup signifikan, kisaran 300-400 kasus operasi bedah tulang perbulan. Kebutuhan endopros- tetik sendi lutut secara statistik lebih banyak, dibandingkan kebutuhan endoprostetik bagian tubuh lain [1].
Kerusakan pada tulang sendi (osteoarthtritis) dapat di atasi dengan total knee replacement dengan cara mengganti sendi lutut menggunakan prothese[2]. Prostetik sendi lutut terdiri atas tiga bagian yaitu, bagian utama prostetik tempurung lutut (knee cap), tatakan knee cap (tibial tray)dan komponen suport tibial tray (komponen tibial) (gambar 1). Implantansi logam ke dalam tubuh dapat menimbulkan terjadinya pembengkakan dan rasa sakit disekitar jaringan tubuh yang diimplantasi. Solusinya logam dilapisi dengan suatu biomaterial yang memiliki biokompatibilitas yang baik dengan sel tubuh [3]. Bahan yang digunakan untuk
pelapisan material implan adalah Hidroksiapatit (HAp). HAp merupakan komposit anorganik utama pada tulang [4,5,6]. Termasuk material keramik bioaktif dengan bioffinitas tinggi, bersifat biokompatibel serta memiliki kesamaan komposisi dan biologis dengan tulang [4]. Sifat bioaktif hidroksiapatit sangat membantu untuk regenerasi tulang dalam pembentukan dan perkembangan sel-sel disekitar jaringan [3,5]. Hidroksiapatit selain untuk meningkat- kan biokompatibilitas material implan, juga sebagai material berpori yang berfungsi sebagai material antarmuka (interface), antara material implan dan jaringan tubuh manusia [3]. Bagian utama dari prostetik sendi lutut total (total Knee joint replacement) adalah prostetik tempurung lutut (knee cap) yang pada penelitian ini dibuat dari bahan paduan berbasis kobal yang dimodifikasi dengan penambahan unsur Nitrogen agar menekan pertumbuhan
fasa ε dan fasa σ, yang bersifat getas sehingga menurunkan
adalah tibial tray, yang terbuat dari polimer. Telah banyak penelitian yang melaporkan pembuatan tibial tray dari Ultra High Molecular Weight Polyethylene (UHMWPE) dengan memodifikasi metode agar dapat meningkatkan ketahanan mekaniknya, diantaranya metode pemanasan, dengan iradiasi sinar gamma, dan radiasi berkas elektron (electron beam) [8], serta metode molding pressure tanpa ira-diasi gamma [9]. Permukaan yang halus dari polimer dapat menghasilkan gesekan yang rendah dengan material lain sehingga dapat meningkatkan ketahanan ausnya. Kekerasan UHMWPE se-makin meningkat seiring bertambahnya dosis iradiasi pada kisaran 0-500 kGy dengan nilai kekerasan 64-68 shore [10]. UHMWPE memiliki ketahanan yang paling baik diantara polimer lainnya namun memiliki harga jual yang tinggi. Pada penelitian ini digunakan polimer HDPE (High Density Polye-thylene) sebagai alternatif untuk pembuatan tibial tray, yang didasarkan atas kemiripan sifatnya dengan UHMWPE. Pada penelitian ini bulk HDPE dibuat dengan pemanasan tanpa tekanan [11], kemudian diiradiasi
menggunakan radiasi γ,untuk meningkatkan sifat mekanik
dan kimianya. Pemilihan HDPE sebagai tibial tray, karena
HDPE lebih murah dan mudah didapat.. Komponen ketiga adalah komponen tibial yang dibuat dari paduan berbasis Titanium, Paduan ini mempunyai sifat iokompatibilitas yang baik, kekuatan yang tinggi, ringan dan ketahanan korosi yang sangat baik dibandingkan dengan paduan logam implan yang lain seperti paduan berbasis kobal (Co), dan Stainless steel (SS). Pada penelitian ini akan digunakan paduan Ti-6%Al-6%Nb sebagai komponen Tibial yang dibuat dengan metoda casting menggunakan arc melting furnace. Paduan Titanium mempunyai kelemahan sebagai material implan, karena Titanium murni mempunyai struktur kristal HCP, yang bersifat getas dan mempunyai modulus Young yang tinggi (120GPa) dibandingkan modulus young tulang yang hanya 30Gpa, karena itu ditambahkan Alumunium agar ulet (ductile) dan niobium agar kekuatannya naik. Tujuan dari penelitian ini adalah untuk membuat prostetik sendi lutut yang kuat, murah dan biokompatibel. Pembuatannya dapat dilakukan oleh tenaga menengah setingkat D–3, dengan bahan bahan yang sebagian besar tersedia di Indonesia.
II. METODOLOGI
Pembuatan prostetik tempurung lutut adalah dengan
Forging dan rolling. Mula mula sampel Co-Cr-Mo dengan komposisi yang digunakan pada penelitian ini adalah Co 59,75%, Cr 34%, Mo 5%, Mn 0,5%, Si 0,5%, dan unsur N 0,35%; dengan jumlah setiap kali peleburan 20gr. Seluruh material dilebur dengan arc melting furnace. Kemudian di bentuk dengan forging dan rolling. Bentuk akhir seperti tampak pada gambar 2 berikut.
Gambar 1. Prostetik Sendi Lutut Total
Prostetik Tempurung Lutut (Knee Cap)
Tibial Tray Komponen Tibial
B
C
Gambar 2. Prostetik Tempurung lutut.
A.Sebelum dilapis. B. Setelah dilapis TiN dan C. Setelah dilapis TiN dan HAp
Pembuatan bulk HDPE sebagai material Tibial tray adalah dengan pemanasan tanpa tekanan [11], dengan cara sebagai berikut, serbuk HDPE dimasukkan kedalam tabung gelas yang sudah dilapisi dengan aluminium foil, kemudian dipanaskan di dalam oven, pada temperatur 150oC, selama
90 menit. Setelah itu bulk HDPE dipotong – potong berbentuk silinder dengan diameter 35 mm dan tebal 15 mm, selanjutnya kedua permukaan bulk HDPE dipoles hingga halus dan dipasangkan dengan material penghubung serta komponen tibial.
Sebagai material penghubung (joint).antara Tibial tray
dan komponen tibial digunakan stainless steel 316L dan sebagai pengikat antara material jointdengan tibial traydan komponen tibial digunakan baut stainless steel 316L. Pembuatan komponen tibial adalah sebagai berikut, serpihan Titanium (Ti), Aluminium (Al) dan Niobium (Nb), ditimbang dengan berat yang proporsional sesuai komposisi Ti – 6Al – 6Nb, seberat 20gr. Kemudian di lebur (casting), dengan alat arc melting furnace pada suasana Argon, ingot hasil pelburan kemudian di bentuk dengan permesinan (machining). Kedua komponen tersebut yaitu joint dan komponen tibial, karena terbuat dari logam maka berpotensi akan terlepasnya ion – ion logam kelingkungannya, dalam hal ini adalah jaringan tubuh, karena itu kedua komponen tersebut dilapis (coating) dengan TiN menggunakan alat
sputtering, lapisan TiN berfungsi sebagai pelindung agar ion ion logam tidak terlepas ke jaringan tubuh [12]. Selanjutnya untuk meningkatkan biokompatibilitas jointdan komponen tibial, setelah dilapis dengan TiN, dilapis lagi dengan Hidroksiapatit (HAp). Metoda pelapisan HAp yang digunakan untuk melapis prostetik tempurung lutut, join dan tibial tray adalah dengan metoda ultrasonic bath.
Tibial tray berfungsi sebagai penopang dari prostetik tempurung lutut, karena itu Tibial Tray menopang beban berat tubuh, untuk meningkatkan sifat mekanik, khususnya kekerasan dari tibial tray, maka material tersebut diradiasi
dengan sinar γ. Dosis Radiasi sinar γyang optimum untuk
meningkatkan kekerasan, tapi masih bersifat ulet (ductile) adalah sebesar 75 KGy. Sintesis HAp dengan metoda pengadukan dan penghalusan butir secara simultan [13].Sehingga didapat HAp dengan ukuran dalam kisaran nanometer, HAp dengan ukuran nanometer mempunyai kelebihan lebih mudah dilapiskan pada logam, dan kerapatan dari lapisan lebih tinggi [14]. Bahan pembuat HAp adalah H3PO4 dan Ca(OH)2 yang diekstrak dari cangkang kerang.
Serbuk Ca(OH)2 dilarutkan dengan air demin didalam
gelas kimia, kemudian diaduk, dengan magnetic stirrer, dan secara bersamaan di dilakukan penghalusan butir menggunakan ultrasonic, selama 60 menit, dan secara bersamaan juga H3PO4diteteskan.
Gambar 4. Join dan komponen Tibial A.setelah dilapis TiN. B. setelah dilapis TiN dan HAp
A
B
Gambar 5. Susunan alat pembuatan HAp. Gambar 3. Tibial Tray dan komponen tibial. Sebelum
dilapis TiN dan HAp
Tibial tray
Komponen Tibial Keping SS 316L
III.
HASIL DAN PEMBAHASAN
Hasil Uji korosi untuk sampel paduan CoCrMo pada media Simulated Body Fluid (SBF), yang pada penelitian ini menggunakan cairan infus NaCl 0,9% buatan Otsuka, Jepang, hasilnya sebelum sampel dilapis TiN dan HAP adalah 0,0833 Mpy dan setelah dilapis adalah 0,00649 Mpy. Uji In Vitro pada media sel endotel selama 96 jam, sebelum dilapis TiN inhibisinya adalah 17,30% dan setelah dilapis dengan TiN persen inhibisinya 9,17%. Pelapisan TiN bukan saja untuk mencegah terlepasnya ion ion logam ke jaringan tubuh, tetapi juga menjadi lapisan yang tahan korosi, sehingga dengan adanya lapisan TiN pada paduan CoCrMo, dapat meningkatkan ketahanan korosi dari paduan CoCrMo tersebut. Pada hasil uji InVitro tampak bahwa sampel CoCrMo setelah dilapis dengan TiN, nilai inhibisinya menurun, hasil ini menunjukkan bahwa TiN mempunyai sifat biokompatibilitas yang lebih baik, dari paduan CoCrMo. Pengaruh penambahan unsur N pada
pembentukan fasa ε dan fasa σ, dapat dilihat pada pola
difraksi sinar X berikut.
Dari Pola difraksi di atas tampak bahwa penambahan unsur N sebesar 0,35%, cukup efektif untuk menekan
pertumbuhan fasa ε dan fasa σ, selanjutnya sebagai
konsekuensi dari penurunan kandungan fasa ε dan fasa σ adalah kenaikan kandungan fasa γ.
Sehingga sifat mekanik paduan CoCrMo, khususnya ketahanan lelah (fatique) akan meningkat. Kekerasan sampel CoCrMo sebelum penambahan N adalah 492 kgf/mm2. Dan setelah penambahan N 0,35% menjadi
599,67kgf/mm2. Kenaikan kekerasan sampel CoCrMo setelah
penambahan unsur N, disebabkan karena unsur N berikatan dengan unsur Cr membentuk CrN pada suhu kamar. Laju korosi untuk material joint SS 316L sebelum dilapis dengan TiN adalah 0,137 Mpy, dan setelah dilapis adalah 0,038 Mpy. Analog dengan proses yang terjadi pada paduan CoCrMo, lapisan TiN mempunyai ketahanan korosi yang lebih baik dibandingkan SS 316L.Nilai laju korosi tersebut masih berada di bawah nilai batas laju korosi yang diizinkan untuk material implan berdasarkan standar Eropa, yaitu 0,457 Mpy. Uji biokompatibilitas dari prostetik komponen tibial (TiAlNb) adalah dengan Uji invitro pada sel endotel hewan, hasilnya adalah persen inhibisi sebelum sampel dilapis dengan TiN sebesar 22,46%, dan setelah dilapis dengan TiN inhibisinya menjadi 8,37%. Persentase inhibisi yang ditolak adalah apabila nilai inhibisi di atas 50%. Hasil Uji korosi pada paduan TiAlNb sebelum dan sesudah dilapis dengan TiN adalah sebagai berikut: 0,0833Mpy dan 0,0208Mpy. Pada penelitian ini dilakukan juga uji tarik dari HDPE sebagai fungsi dari dosis radiasi, dan grafik uji tarik tersebut, dibandingkan dengan grafik uji tarik dari UHMWPE dari hasil penelitian terdahulu.
Selain uji tarik dilakukan juga Uji keras pada sampel HDPE sebagai fungsi dari dosis radiasi, kemudian dibandingkan dengan grafik kekerasan dari UHMWPE yang juga diradiasi.
N = 0%
N = 0,35%
Gambar 5. Pola difraksi sinar X dari sampel CoCrMo
tanpan kandungan N dan dengan kandungan N = 0,35% Gambar 6. Grafik %elongsi sebagai fungsi dari dosis , untuk HDPE dan UHMWPE
0 100 200 300 400 500 600 700 800 20 30 40 50 60 70
Hasil Uji tarik dan kekerasan HDPE dibandingkan UHMWPE memberikan alasan untuk menggunakan HDPE sebagai tibial tray. Serbuk HDPE dapat dibuat menjadi bulk dengan metoda pemanasan tanpa tekanan, sedangkan UHMWPE harus dibuat dengan metoda hotpress, selain itu
dengan modifikasi menggunakan radiasi sinar γ, sifat
mekanik dari HDPE dapat ditingkatkan menjadi setara dengan sifat mekanik UHMWPE. Pengaruh radiasi pada kekerasan HDPE lebih signifikan dibandingkan UHMWPE karena struktur HDPE tidak linier atau banyak cabang sehingga lebih mudah terjadi ikatan silang, dibandingkan UHMWPE yang strukturnya linier. Berikut ini adalah gambar pola difraksi Hidroksiapatit, yang dibuat dengan metoda pengadukan dan penghalusan butir secara simultan.
Metoda pembuatan hidroksiapatit dengan penghalusan butir dan pengadukan secara simultan, menghasilkan HAp dengan ukuran butir dalam orde nanometer. Karena Ultra sonic menghancurkan partikel Ca(OH)2 sehingga berukuran nanometer pada saat bersamaan H3PO4 sebagai precursor P diteteskan kedalam larutan Ca(OH)2 yang sedang di hancurkan oleh ultrasonic, dan secara simultan di aduk dengan magnetic strirrer. Hasil pengukuran dengan Particle size analyzer (PSA),didapat ukuran butir HAp adalah 9,686 nanometer.
IV.
IV.KESIMPULAN
Penambahan unsur N pada paduan CoCrMo, selain sebagai lapis lindung agar ion ion logam tidak terlepas ke jaringan tubuh, juga menekan pertumbuhan fasa ε dan fasa σ, meningkatkan ketahanan korosi, biokompatibilitas dan
kekerasan. Radiasi sinar γ dapat meningkatkan sifat
mekanik dari HDPE dan dosis yang optimum untuk HDPE adalah 75 kGy sehingga HDPE berpotensi untuk dijadikan tibial tray. Material komponen tibial yang terbuat dari TiAlNb, layak digunakan sebagai material implant, karena hasil uji in vivo dan korosinya memenuhi syarat sebagai material implant. Metoda penghalusan butir yang dilakukan secara simultan dengan pengadukan sangat efektif untuk membuat hidroksiapatit berukuran nanometer.
DAFTAR PUSTAKA
[1] Sopyan Iis. (2007). Coral dan Gamping, Alternatif Murah Pengobatan Kanker Tulang. Makalah. Jakarta: Pusat Data dan Informasi Perhimpunan Rumah Sakit Seluruh Indonesia
[2] Hong Li, Chang-RenZhou, Min-Yin Zhu, Jin-Huan Tian, Jian-Hua Rong. (2010). Preparation and characterization of Homogeneous Hydroxyapatite/Chitosan composite Scaffolds via In-Situ Hydration. Journal of Biomaterials and Nanobiotechnology 42-49
[3] Giat S., Sulistioso. (2010). Pembuatan dan Pengembangan Paduan Co-Cr-Mo dengan Coating TiN untuk aplikasi Material Prostetik yang Biokompatibel, Kuat dan Murah. Riset Insentif Kementerian RISTEK RI. PTBIN -BATAN
[4] Dahlan K, Prasetyani F, Sari YW. (2009). Sintesis Hidroksiapatit Dari Cangkang Telur Menggunakan Dry Method. Jurnal Biofisika 5(2): 71-78
[5] Fei Chen, Zhou-Cheng Wang, Chang-Jian Lin.(2002)
Gambar 7. Grafik kekerasan sebagai fungsi dari dosis radiasi untuk HDPE dan UHMWPE
Preparation and characterization of Nano Sized Hydroxyapatite particles and hydroxyapatite/chitosan nano composite for use in biomedical materials. Elsevier Materials Letters
57(2002): 858-861
[6] Maachou,H dkk. (2008). Characterization and In Vitro Bioactivity of Chitosan /Hydroxyapatite Composite Membrane Prepared by Freeze-Gelation Method.Trends Biomater Artif Organs 22(1): 16-27 [7] Pramanik S, Agarwal AK, dan Rai KN. (2005).
Development of High Strength Hydroxyapatite for Hard Tissue Replacement. Trends Biomater Artif Oragonus.19(1): 46-51
[8]. Lee, S.H., Nomura, N., Chiba, A. (2007). Microstruktures and mechanical properties of biomaterial Co-Cr-Mo alloys with combination of N addition and Cr- enrichment 1st; Asian Biomaterials Congress, December 6-8, 2007. Tsukuba:japan.
[9] McKellop et al. (1999). Development of an extremely wear-resistant ultra high molecular weight polyethylene for total hip replacements. J Orthop Res 17: 157-167.
[10] Wang S, Ge S. (2007). The mechanical property and tribological behaviour of UHMWPE: Effect of molding pressure. Wear 263: 949 - 956
[11] Rosario SC, Silva LGA. (2006). Characterization of the virgin and recycled ultra high molecular weight polyethylene irradiated [thesis]. Brazil: Cidade University.
[12]. Turkan,U., Orhan O, Eroglu, A.E. (2006). Metal ion release from nitrogen ion implanted CoCrMo orthopedic implant material. Surface & Coatings Technology200:5687–5697
[13]. A.BİNNAZ HAZAR YORUÇ, YELİZ
KOCA,(2009),Double step stirring: A novel method for precipitation of nanosized hydroxyapatite powder. Digest Journal of Nanomaterials and Biostructures, Vol. 4, No. 1, pp. 73 - 81
[14]. Heng Zhang, Jay Krajewski, Zongtao Zhang, T.D. Xiao and David Reisner, (2006). Nano-Hydroxyapatite Coated Acetabular Cup Implant by Electrophoretic Deposition. NSTI-Nanotech 2006, www.nsti.org, ISBN 0-9767985-7-3 Vol. 2.
