ANALISIS VARIASI TEMPERATUR SOLUTION TREATMENT …repository.uinjkt.ac.id/dspace/bitstream/123456789/48882/1/TIARA DESTIA... · analisis variasi temperatur solution treatment terhadap

ANALISIS VARIASI TEMPERATUR SOLUTION

TREATMENT TERHADAP PERUBAHAN STRUKTUR

MIKRO, KEKERASAN DAN KETAHANAN KOROSI PADUAN

Ti-6Al-7Nb UNTUK APLIKASI IMPLAN GIGI

Skripsi

Diajukan untuk Memenuhi Persyaratan Memperoleh Gelar Sarjana Sains (S.Si.)

Oleh:

TIARA DESTIA RAMADHAN

NIM. 11150970000020

PROGRAM STUDI FISIKA

FAKULTAS SAINS DAN TEKNOLOGI

UNIVERSITAS ISLAM NEGERI SYARIF HIDAYATULLAH JAKARTA

2019 M/1441 H

i

LEMBAR PERSETUJUAN

Analisis Variasi Temperatur Solution Treatment terhadap Perubahan

Struktur Mikro, Kekerasan dan Ketahanan Korosi Paduan Ti-6Al-7Nb

untuk Aplikasi Implan Gigi

Skripsi

Diajukan untuk Memenuhi Persyaratan Memperoleh Gelar Sarjana Sains (S.Si.)

Oleh:

TIARA DESTIA RAMADHAN

NIM: 11150970000020

Menyetujui,

Mengetahui,

Pembimbing I,

Arif Tjahjono, M.Si.

NIP. 19751107 200701 1 015

Pembimbing II,

Dr. I Nyoman Jujur, M.Eng.

NIP . 19620930 198603 1 000

Ketua Program Studi Fisika

UIN Syarif Hidayatullah Jakarta

Tati Zera, M.Si.

NIP. 19690608 200501 2 002

ii

LEMBAR PENGESAHAN UJIAN

Skripsi yang berjudul “Analisis Variasi Temperatur Solution Treatment

terhadap Perubahan Struktur Mikro, Kekerasan dan Ketahanan Korosi Paduan Ti-

6Al-7Nb untuk Aplikasi Implan Gigi” yang ditulis oleh Tiara Destia Ramadhan

dengan NIM 11150970000020 telah diuji dan dinyatakan lulus dalam sidang

Munaqasyah Fakultas Sains dan Teknologi Universitas Islam Negeri Syarif

Hidayatullah Jakarta pada tanggal 18 November 2019. Skripsi ini telah diterima

sebagai salah satu syarat memperoleh gelar sarjana Strata Satu (S1) Program Studi

Fisika.

Jakarta, 18 November 2019

Menyetujui,

Mengetahui,

Penguji I,

Dr. Ir. Agus Budiono, M.T.

NIP. 19620220 199003 1 002

Penguji II,

Elvan Yuniarti, M.Si.

NIP. 19791227 200801 2 015

Pembimbing I,

Arif Tjahjono, M.Si.

NIP. 19751107 200701 1 015

Pembimbing II,

Dr. I Nyoman Jujur, M.Eng.

NIP . 19620930 198603 1 000

Ketua Program Studi Fisika,

Tati Zera, M.Si.

NIP. 19690608 200501 2 002

Dekan Fakultas Sains dan Teknologi,

Prof. Dr. Lily Surraya Eka Putri, M.Env.Stud.

NIP. 19690404 200501 2 005

iii

LEMBAR PERNYATAAN

Dengan ini saya menyatakan bahwa:

1. Skripsi ini merupakan karya saya yang dibuat untuk memenuhi salah satu

persyaratan saya memperoleh gelar Sarjana Sains (S.Si.) di Universitas Islam

Negeri Syarif Hidayatullah Jakarta.

2. Semua sumber yang saya gunakan dalam penulisan ini telah saya cantumkan

sesuai dengan ketentuan yang berlaku di Universitas Islam Negeri Syarif

Hidayatullah Jakarta.

3. Jika dikemudian hari terbukti bahwa karya ini bukan hasil dari karya saya

atau merupakan hasil jiplakan dari karya orang lain, maka saya bersedia

menerima sanksi yang berlaku di Universitas Islam Negeri Syarif

Hidayatullah Jakarta.

Jakarta, 18 November 2019

Tiara Destia Ramadhan

NIM: 11150970000020

iv

ABSTRAK

Telah dilakukan penelitian pada paduan Ti-6Al-7Nb yang diaplikasikan sebagai

implan gigi. Penelitian ini menggunakan paduan Ti-6Al-7Nb yang telah di casting

atau dicor dan diberikan heat treatment berupa solution treatment pada suhu 850ºC,

970ºC, dan 1050ºC, kemudian sampel ditahan selama satu jam, setelah itu diakukan

proses quenching didalam gas argon hingga temperatur ruangan dan kembali

dipanaskan pada temperatur 550ºC selama 4 jam. Paduan Ti-6Al-7Nb yang

digunakan dalam penelitian ini divariasikan berdasarkan proses heat treatment yang

diberikan. Proses heat treatment dilakukan dengan variasi solution treatment pada

suhu 850ºC, 970ºC, dan 1050ºC. Dari hasil pengamatan struktur mikro diketahui

bahwa ukuran butir terbesar terdapat pada sampel tanpa diberikan heat treatment

dan ukuran butir meningkat seiring dengan meningkatnya temperatur solution

treatment. Dari hasil karakterisasi x-ray diffraction, terbentuk dua fase dalam

sampel Ti-6Al-7Nb yaitu fase α dan fase β dengan dua jenis struktur kristal yaitu

hexagonal close packed (HCP) dan body centered cubic (BCC). Sedangkan hasil

pengujian sifat mekanik menunjukan bahwa nilai kekerasan tertinggi terdapat pada

paduan Ti-6Al-7Nb yang diberi solution teratment pada suhu 850ºC dengan nilai

laju korosi terendah terdapat pada paduan Ti-6Al-7Nb yang diberi solution

teratment pada suhu 970ºC.

Kata kunci: Heat Treatment, Ketahanan Korosi, Paduan Ti-6Al-7Nb, Sifat

Mekanik, Struktur Mikro.

v

ABSTRACT

In this research, Ti-6Al-7Nb alloys which are applied as dental implants was

studied. Casted Ti-6Al-7Nb alloys heat treatment including solution treatment at

850ºC, 970ºC and 1050ºC in one hour. After that, it was quenched in the argon gas

until room temperature and reheated at 550ºC for 4 hours. There are two variation

of Ti-6Al-7Nb alloys which are given heat treatment and not. Heat treatment

process was performed with variation in temperature 850ºC, 970ºC and 1050ºC.

from microstructure observation it was known that the largest grain size was given

by sample without heat treatment and the grain size increased as solution treatment

temperature increased. From characterization using XRD (X-Ray Diffraction)

showed that the sample had two phases (α and β) with hexagonal close packed

(HCP) and body centered cubic (BCC) crystal structure. Meanwhile mechanical

properties testing of Ti-6Al-7Nb alloys showed the highest test value which were

given solution treatment at 850ºC with the lowest corrosion at 970ºC.

Keyword: Corrosion Resistance, Heat Treatment, Mechanical Properties,

Microstructure, Ti-6Al-7Nb alloys.

vi

KATA PENGANTAR

Alhamdulillahi Rabbil Alamin. Puji syukur penulis panjatkan kepada Allah

SWT, Tuhan semesta alam atas rahmat dan karunia-Nya yang berlimpah sehingga

penulis dapat menyelesaikan laporan tugas akhir ini. Tak lupa shalawat dan salam

selalu tercurahkan kepada Rasulullah SAW, keluarganya, serta para sahabatnya.

Laporan tugas akhir ini merupakan salah satu syarat wajib guna memperoleh gelar

Sarjana Sains (S.Si.) di Universitas Islam Negeri Syarif Hidayatullah Jakarta yang

berjudul “Analisis Variasi Temperatur Solution Treatment terhadap Perubahan

Struktur Mikro, Kekerasan dan Ketahanan Korosi Paduan Ti-6Al-7Nb untuk

Aplikasi Implan Gigi” dengan baik, benar dan tepat waktu.

Penelitian dan tugas akhir ini dapat berjalan dengan baik karena fasilitas dan

dukungan dari Universitas Islam Negeri Syarif Hidayatullah Jakarta serta dukungan

dari Pusat Teknologi Material BPPT, tentu tak lepas pula dari pengarahan dan

bimbingan dari berbagai pihak. Maka penulis mengucapkan rasa hormat dan terima

kasih kepada seluruh pihak yang telah membantu, diantaranya sebagai berikut:

a. Orang tua yaitu Mama Marini Yusliyanti dan Bapak Agus Salim, Kakak

Ayers, Indira, beserta keluarga besar sebagai pendukung utama yang telah

memberikan dukungan baik moril maupun materil.

b. Bapak Arif Tjahjono, MT, M.Si selaku pembimbing di program studi Fisika

UIN Syarif Hidayatullah Jakarta yang telah bersedia memberikan arahan dan

bimbingan dengan penuh kesabaran.

vii

c. Bapak Dr. I Nyoman Jujur, M. Eng selaku pembimbing di PTM-BPPT yang

telah bersedia memberikan arahan dan bimbingan sehingga penulis dapat

menyelesaikan tugas akhir ini dengan lancar.

d. Bapak Mirza Wibisono, MT dan Ibu Damisih, M.Sc. selaku pembimbing

lapangan yang telah memberikan arahan sehingga penelitian dapat

berlangsung dengan lacar.

e. Teman-teman seperjuangan Fisika UIN Syarif Hidayatullah Jakarta, Ratna

Isnanita Admi, Diah Eka Savitri, Adelia Citra Hasanah, Qonita Sarah dan

khususnya peminatan Material angkatan 2015 serta Risco Kurnia Putra,

Agilia Gunawan, Sita Sarah Aisyiyah, Sindy Fajar Alfipah yang selalu

memberikan motivasi kepada penulis.

f. Semua pihak yang telah membantu terselesaikannya laporan ini yang tidak

dapat disebutkan satu persatu.

Penulis telah berusaha menyusun laporan tugas akhir ini dengan sebaik-

baiknya. Namun penulis menyadari atas ketidaksempurnaan penyusunan laporan

tugas akhir ini. Penulis mengharapkan kritik dan saran yang membangun demi

perbaikan di masa yang akan datang, dan penulis tetap berharap agar laporan ini

akan memberikan manfaat bagi para pembaca. Kritik serta saran yang membangun

dari pembaca dapat disampaikan melalui alamat surat elektronik penulis,

[email protected].

Jakarta, 1 Agustus 2019

Penulis

viii

DAFTAR ISI

LEMBAR PERSETUJUAN ……………………………………………... i

LEMBAR PENGESAHAN UJIAN …………………………………….... ii

LEMBAR PERNYATAAN ………………………………………………. iii

ABSTRAK ………………………………………………………………… iv

ABSTRACT ………………………………………………………………. v

KATA PENGANTAR ……………………………………………………. vi

DAFTAR ISI ……………………………………………………………… viii

DAFTAR TABEL ………………………………………………………… x

DAFTAR GAMBAR ……………………………………………………... xi

BAB I PENDAHULUAN ………………………………………………… 1

1.1. Latar Belakang ………………………………………………… 1

1.2. Perumusan Masalah …………………………………………… 4

1.3. Batasan Masalah ………………………………………………. 4

1.4. Tujuan Penelitian ……………………………………………… 5

1.5. Manfaat Penelitian …………………………………………...... 5

1.6. Sistematika Penulisan …………………………………………. 5

BAB II TINJAUAN PUSTAKA …………………………………………. 7

2.1. Implan Gigi Biomaterial ………………………………………. 7

2.2. Klasifikasi Titanium …………………………………………... 9

2.2.1. Titanium Murni ……………………………………......... 9

2.2.2. Paduan Titanium ……………………………………....... 11

2.3. Paduan Titanium Ti-6Al-7Nb …………………………………. 15

2.4. Perlakuan Panas ……………………………………………….. 17

2.5. Struktur Mikro ………………………………………………… 19

2.6. Sifat Mekanik ………………………………………………….. 24

2.7. Ketahanan Korosi ……………………………………………... 25

BAB III METODE PENELITIAN……………………………………….. 31

3.1. Waktu dan Tempat Penelitian …………………………………. 31

3.2. Alat dan Bahan Penelitian……………………………………... 31

ix

3.3. Diagram Alir Penelitian ……………………………………….. 32

3.4. Variabel Penelitian……………………………………............... 33

3.5. Tahapan Penelitian …………………………………………….. 33

3.6. Karakterisasi Sampel …………………………………….......... 38

BAB IV HASIL DAN PEMBAHASAN………………………………….. 43

4.1. Hasil Pengamatan Struktur Mikro …………………………….. 43

4.2. Hasil Pengujian Sifat Mekanik ………………………………... 52

4.3. Hasil Pengujian Ketahanan Korosi ……………………………. 54

BAB V KESIMPULAN DAN SARAN …………………………………... 56

5.1. Kesimpulan ……………………………………………………. 56

4.2. Saran …………………………………………………………... 57

DAFTAR PUSTAKA …………………………………………………….. 58

LAMPIRAN

x

DAFTAR TABEL

Tabel 2.1 Jenis-jenis paduan Titanium …………………………………...... 14

Tabel 2.2 Komposisi kimia dari bahan baku (As-received) paduan Ti-6Al-

7Nb……………………………………………………………… 15

Tabel 2.3 Komposisi larutan Dix Keller Reagent …………………………. 22

Tabel 2.4 Nilai kekerasan Titanium ……………………………………….. 25

Tabel 2.5 Komposisi larutan Artificial Saliva ……………………………... 27

Tabel 2.6 Nilai konstanta dalam Hukum Faraday …………………………. 30

Tabel 4.1 Hasil analisis parameter struktural paduan Ti-6Al-7Nb yang

diperoleh dari pengujian XRD…………………………………... 48

Tabel 4.2 Nilai icorr dan laju korosi paduan Ti-6Al-7Nb …………………... 54

xi

DAFTAR GAMBAR

Gambar 2.1 Implan gigi berbahan Titanium ……………………………… 7

Gambar 2.2 Struktur kristal Titanium …………………………………….. 10

Gambar 2.3 Diagram fase paduan titanium ……………………………….. 16

Gambar 2.4 Skema proses perlakuan panas (heat treatment) untuk paduan

Ti-6Al-4V ……………………………………………………. 19

Gambar 2.5 Struktur mikro Ti-6Al-7Nb yang diberi perlakuan panas …… 21

Gambar 2.6 Pola difraksi sinar-x Ti-6Al-6Mo ……………………………. 22

Gambar 2.7 Grafik hubungan antara intensitas fase dan modulus elastisitas

dengan perlakuan panas paduan Ti-6Al-6Mo ……………….. 23

Gambar 2.8 Kurva Tafel uji korosi paduan Ti-Nb-Zr menggunakan larutan

artificial saliva dan SBF (Simulated Body Fluid) …………… 28

Gambar 3.1 Diagram alir penelitian ………………………………………. 32

Gambar 3.2 Sampel Ti-6Al-7Nb yang digunakan dalam penelitian ……… 34

Gambar 3.3 Alat abrasive cutting ………………………………………… 34

Gambar 3.4 Proses mounting: a) EpoFix resin dan EpoFix Hardener, b)

Sebelum mounting mengering, c) Hasil mounting …………... 35

Gambar 3.5 Proses grinding dan polishing: a) Struers Tegramin-25 alat

untuk grinding dan polishing, b) Proses grinding dan

polishing menggunakan kertas amplas SiC ………………….. 36

Gambar 3.6 Hasil pengetsaan: a) Permukaan sampel seperti cermin setelah

di grinding dan polishing, b) Permukaan sampel keruh dan

bertekstur setelah dietsa ……………………………………… 37

Gambar 3.7 Proses pembuatan larutan artificial saliva: a) Penimbangan

bahan, b) Proses pencampuran seluruh bahan, c) Larutan

artificial saliva yang telah dibuat ……………………………. 38

Gambar 3.8 Mikroskop optik Hirox KH-8700 3D Digital ………………... 39

Gambar 3.9 Alat pengujian kekerasan Vickers Struers Durascan 20 ...…… 40

Gambar 3.10 Alat karakterisasi XRD (X-ray Diffraction) ………………... 41

xii

Gambar 3.11 Proses pengujian korosi: a) Zahner Zennium dan media

analisis Thalles XT, b) Rangkaian elektorda ………………. 42

Gambar 3.12 Rangkaian kabel penghubung antara arus dan sampel untuk

pengujian korosi ……………………………………………. 42

Gambar 4.1 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb tanpa

solution treatment ……………………………………………. 43

Gambar 4.2 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi

Temperatur Solution Treatment 850ºC ……………………... 44

Gambar 4.3 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi

Temperatur Solution Treatment 970ºC ……………………... 44

Gambar 4.4 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi

Temperatur Solution Treatment 1050ºC …………………....... 44

Gambar 4.5 Grafik hubungan antara ukuran butir dengan variasi

temperatur solution treatment paduan Ti-6Al-7Nb ………….. 45

Gambar 4.6 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb tanpa

solution treatment dengan perbesaran 500x …………………. 46

Gambar 4.7 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi

temperatur solution treatment 850ºC dengan perbesaran 500x

……………………………………………………………... 46

Gambar 4.8 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi

temperatur solution treatment 970ºC dengan perbesaran 500x

………………………………………………………………... 47

Gambar 4.9 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi

temperatur solution treatment 1050ºC dengan perbesaran

500x…………………………………………………………... 47

Gambar 4.10 Grafik pola difraksi XRD dari sampel paduan Ti-6Al-7Nb ... 50

Gambar 4.11 Diagram persentase intensitas fase α dan fase β paduan Ti-

6Al-7Nb ……………………………………………………. 51

Gambar 4.12 Grafik hubungan antara nilai kekerasan dengan variasi

temperatur solution treatment paduan Ti-6Al-7Nb ………... 52

Gambar 4.12 Grafik polarisasi Tafel paduan Ti-6Al7-Nb ………………... 55

1

BAB I

PENDAHULUAN

1.1 Latar Belakang

Kemajuan dalam bidang kedokteran dan kesadaran masyarakat akan

kesehatan gigi dan mulut, membuat implan gigi menjadi pertimbangan sebagai opsi

untuk mengganti gigi yang rusak atau hilang. Kasus kehilangan gigi disebabkan

oleh berbagai faktor antara lain kasus penyakit pada gigi seperti karies, abses,

gingivitis, hingga periodontitis, kecelakaan, mapun faktor usia. Kemampuan

mengunyah pada seseorang yang kehilangan gigi akan menurun, apabila tidak

segera mengganti giginya yang hilang maka akan menyebabkan bagian gigi lainnya

akan turut rusak bahkan hilang, selain itu akan menurunkan kepercayaan diri orang

tersebut. Estetika dan kenyamanan sangat ditekankan pada pemasangan implan gigi

tersebut, maka dari itu masih terus dikembangkan implan gigi yang aman untuk

kesehatan melihat implan tersebut digunakan dalam jangka waktu yang lama [1].

Berdasarkan penelitian dan uji klinis beberapa desain implan gigi telah

dikembangkan dan banyak digunakan untuk memberikan terapi implan yang

optimal kepada manusia. Meskipun demikian, pengembangan implan gigi terus

dilakukan untuk meningkatkan keberhasilan implan tersebut. Pengaplikasian dalam

dunia medis membutuhkan dukungan teknologi bahan yang tinggi, dimana bahan

yang tepat untuk digunakan sebagai aplikasi biomedis disebut biomaterial. Menurut

Ratner dkk. biomaterial merupakan bahan sintetis yang digunakan untuk

menggantikan suatu bagian dari jaringan hidup [2].

2

Logam merupakan salah satu material biomedis yang memiliki sifat mekanik

seperti kekuatan, kekerasan, keuletan, ketahanan korosi, serta ketahanan retak lebih

baik dibandingkan dengan material keramik maupun polimer [3]. Titanium

merupakan salah satu material yang paling banyak digunakan dalam aplikasi

biomedis khususnya dalam aplikasi implan, hal tersebut dikarenakan beberapa

sifatnya yang unggul dibandingkan material lain. Namun, titanium murni dianggap

tidak cukup untuk memenuhi kebutuhan biomaterial yang membutuhkan kekuatan

tinggi guna menggantikan jaringan keras [4]. Titanium yang digunakan untuk

implan gigi dapat berupa titanium murni maupun paduan titanium, namun biasanya

digunakan titanium yang dipadukan dengan aluminium. Lapisan yang terbentuk

dalam permukaan implan titanium, berfungsi untuk menghalangi cairan fisiologis,

protein, serta jaringan dalam tubuh masuk ke permukaan implan [5].

Penggunaan titanium murni dan paduan titanium untuk aplikasi gigi telah

berkembang secara signifikan sejak dipublikasikan secara umum pada tahun 1977.

Logam ini dapat digunakan untuk semua logam dan logam-keramik prostesis serta

untuk implan ataupun kerangka gigi tiruan sebagian yang dapat dilepas. Titanium

memperoleh perlindungan korosinya dari film oksida pasif yang tipis (sekitar

ketebalan 10 nm), yang terbentuk secara spontan dengan oksigen disekitarnya.

Titanium dianggap sebagai logam yang paling biokompatibel yang digunakan

untuk restorasi gigi yang diproduksi dengan prostesis [6]. Prostesis itu sendiri

merupakan alat bantuan yang menyerupai bentuk bagian tubuh yang hilang atau

rusak akibat trauma, penyakit, atau kondisi prakelahiran [7].

3

Dibutuhkan paduan titanium untuk memenuhi karakteristik implan dengan

sifat mekanik terbaik, maka dari itu terciptalah paduan titanium α+β yang umum

digunakan yaitu Ti-6Al-4V. Namun diketahui bahwa Ti-6Al-4V memiliki

kekurangan, dimana paduan tersebut bisa terdegradasi, sehingga dapat

membebaskan ion-ion logam yang berpotensi sebagai racun. Selain itu, kandungan

vanadium dalam Ti-6Al-4V merupakan unsur yang bersifat toxic sehingga dapat

menimbulkan berbagai masalah ketika dipasangkan pada jaringan tubuh. Untuk

mengatasi masalah ini, unsur vanadium yang berperan sebagai penstabil β

kemudian disubtitusi dengan niobium ataupun ferum sehingga muncul dua jenis

paduan α+β baru yaitu Ti-6Al-7Nb dan Ti-5Al-2,5Fe [8].

Dalam penelitian ini digunakan material Ti-6Al-7Nb sebagai sampel uji coba

untuk pembuatan implan gigi, dimana titanium dipadukan dengan aluminium dan

niobium untuk mendapatkan sifat mekanik yang optimal. Paduan titanium Ti-6Al-

7Nb diberikan pelakuan panas berupa temperatur solution treatment yang bervariasi

yaitu 850 ºC, 970ºC, dan 1050ºC serta dilakukan aging selama 4 jam. Pada paduan

tersebut belum diketahui struktur mikro, jenis fase serta sifat mekanik yang dimiliki

tergantung dari proses termomekanikal yang dilakukan. Hal tersebut yang

mendasari dilakukannya penelitian untuk mengetahui pengaruh temperatur solution

treatment padan Ti-6Al-7Nb terhadap struktur mikro, sifat mekanik serta ketahanan

kororsinya sehingga dapat diketahui temperatur solution treatment yang optimum

untuk mendapatkan paduan titanium paling baik.

4

1.2 Perumusan Masalah

Berdasarkan latar belakang di atas, maka rumusan masalah dari penelitian

Tugas Akhir ini adalah sebagai berikut:

1. Bagaimana perubahan struktur mikro dari paduan Ti-6Al-7Nb yang tanpa

diberi solution treatment dan paduan yang diberi variasi temperatur solution

treatment pada 850ºC, 970ºC, dan 1050ºC dengan aging 4 jam untuk aplikasi

sebagai implan gigi?

2. Bagaimana nilai kekerasan dari paduan Ti-6Al-7Nb yang diberi perlakuan

berbeda tersebut?

3. Bagaimana ketahanan korosi paduan Ti-6Al-7Nb yang diberi perlakuan

berbeda tersebut?

1.3 Batasan Masalah

Batasan-batasan masalah dalam penelitian Tugas Akhir ini adalah sebagai

berikut:

1. Sampel yang digunakan yaitu paduan Ti-6Al-7Nb yang diberikan perlakuan

berbeda yaitu tanpa temperatur solution treatment dan dengan variasi

temperatur solution treatment 850ºC, 970ºC, dan 1050ºC.

2. Pengamatan struktur mikro yang dilakukan berupa pengujian metalografi dan

karakterisasi x-ray diffraction sebagai penentuan bentuk struktur mikro,

ukuran butir, serta fase-fase yang terkandung didalam paduan Ti-6Al-7Nb.

3. Pengujian kekerasan dengan metode Vickers dilakukan untuk mengetahui

sifat mekanik dari paduan Ti-6Al-7Nb tersebut.

5

4. Pengujian ketahanan korosi menggunakan larutan artificial saliva sebagai

pengganti fungsi saliva didalam mulut.

1.4 Tujuan Penelitian

Adapun tujuan dari penelitian Tugas Akhir ini adalah sebagai berikut:

1. Megetahui hubungan solution treatment terhadap perubahan struktur mikro

paduan Ti-6Al-7Nb melalui pengujian metalografi dan karakterisasi XRD

dengan variasi sampel yang tidak diberikan solution treatment dan yang telah

diberikan variasi temperatur solution treatment mulai dari temperatur 850 ºC,

970ºC, dan 1050ºC.

2. Mengetahui hubungan ukuran butir dengan sifat mekanik berupa nilai

kekerasan paduan Ti-6Al-7Nb.

3. Mengetahui ketahanan korosi paduan Ti-6Al-7Nb menggunakan larutan

artificial saliva sebagai pengganti fungsi saliva didalam mulut.

1.5 Manfaat Penelitian

Hasil dari penelitian ini diharapkan dapat memberikan informasi mengenai

kekerasan dan ketahanan korosi dari paduan Ti-6Al-7Nb yang akan dijadikan

sebagai implan gigi. Melalui penelitian ini pula diharapkan menjadi acuan untuk

terus dilakukan pengembangan guna meningkatkan keberhasilan implan tersebut

sehingga pengunaannya lebih aman jika digunakan dalam jangka waktu yang lama

ataupun permanen.

1.6 Sistematika Penulisan

Sistematika penulisan dalam penelitian Tugas Akhir ini terbagi menjadi

lima bab, yang secara umum diuraikan sebagai berikut:

6

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini meliputi latar belakang, perumusan masalah, tujuan penelitian,

manfaat penelitian dan sistematika penulisan.

BAB II LANDASAN TEORI

Pada bab ini menjelaskan topik yang menjadi landasan teori penelitian

yang meliputi titanium, karakteristik implan gigi, temperatur solution treatment dan

waktu aging, centrifugal casting, serta prinsip kerja dari alat karakterisasi.

BAB III METODE PENELITIAN

Pada bab ini dijelaskan mengenai tempat dan waktu pelaksanaan

penelitian, peralatan dan bahan penelitian, diagram alir penelitian dan prosedur

penelitian.

BAB IV HASIL DAN PEMBAHASAN

Pada bab ini akan dijelaskan mengenai hasil dan pembahasan data

berdasarkan data yang telah diperoleh dari hasil pengujian seperti pengujian

metalografi, uji kekerasan, uji ketahanan korosi, dan karakterisasi x-ray diffraction.

BAB V KESIMPULAN DAN SARAN

Bab ini berisi kesimpulan yang diperoleh dari semua hasil penelitian yang

menjawab tujuan dilakukannya penelitian dan juga berisi saran untuk penelitian

guna pengembangan penelitian selanjutnya.

7

BAB II

TINJAUAN PUSTAKA

2.1. Implan Gigi Biomaterial

Biomaterial merupakan bahan sintetis yang telah direkayasa untuk

menggantikan fungsi jaringan hidup yang telah rusak [2]. Material yang digunakan

sebagai aplikasi biomedis harus memiliki tingkat kekuatan serta ketangguhan yang

optimal, biokompatibel, dan stabil secara kimiawi, karena implan tersebut akan

menghadapi lingkungan yang agresif di mulut dengan pH air liur bervariasi mulai

dari 5,2 hingga 7,8. Klasifikasi utama implan gigi adalah implan endosseous yang

ditempatkan di dalam tulang dan implan subperiosteal yang ditempatkan di bagian

atas tulang [9].

Gambar 2. 1 Implan gigi berbahan Titanum [9].

Logam merupakan salah satu biomaterial yang paling sering digunakan untuk

aplikasi kesehatan khususnya sebagai implan yang berfungsi menggantikan

material jaringan keras yang rusak. Logam yang paling sering digunakan adalah

stainless steel, paduan cobalt-chromium, paduan titanium, dan lain-lain. Diantara

logam-logam tersebut, paduan titanium telah menghadirkan ketahanan korosi yang

8

paling tinggi karena adanya lapisan oksida yang terbentuk pada permukaan titanium

[10].

Proses biologi yang terlibat dalam pencapaian dan pemeliharaan implan,

tergantung pada faktor-faktor biomaterial dan biokompatibilitas, desain implan

(seperti panjang, diameter, bentuk dan permukaan), faktor tulang, dan proses

pembedahan. Namun tidak semua bahan dapat diadikan implan, karena implan itu

sendiri dianggap benda asing dalam tubuh. Tubuh menganggap semua logam yang

ditanamkan sebagai logam yang tidak normal, dimana logam tersebut berkontak

dengan cairan pada jaringan dan cenderung terdegradasi yang menyebabkan

terjadinya korosi, dimana pertukaran proton dengan molekul biologis mengarah

pada pembentukan antigen. Reaksi ini dapat menimbulkan toksik pada sel yang

dapat menghambat pertumbuhan dan fungsi sel. Misalnya sel-sel fibroblas dan

osteoblast menunjukan penghambatan pertumbuhan dengan sebagian besar logam

selain titanium, dengan demikian titanium dianggap telah menjadi standar

osseointegrasi pada implan [11]. Kekuatan dan Modulus Young dari paduan

titanium adalah sifat material yang sangat penting untuk daya tahan jangka

panjangnya ketika digunakan sebagai implan untuk aplikasi [12].

Titanium murni dan paduan titanium yang banyak digunakan untuk aplikasi

implan memiliki Modulus Young sekitar 110 GPa, nilai tersebut lebih kecil

dibandingkan dengan stainless steel 316L dan paduan cobalt-chromium yang

digunakan sebagai perangkat implan ortopedik yaitu sekitar 180 GPa dan 210 GPa.

Namun nilai Modulus Young yang dimiliki titanium dan paduannya tetap lebih

tinggi dibanding Modulus Young tulang dan dentin yang hanya sekitar 20 hingga

9

80 GPa, untuk itu upaya terus dilakukan untuk memodifikasi paduan titanium tanpa

menghilangkan sifat mekanik lainnya [13].

Titanium murni digunakan dalam dunia kesehatan, tetapi memiliki beberapa

kerugian yaitu kekuatan yang rendah, sulit dalam proses pemolesan, dan daya tahan

aus yang buruk, karena itu titanium murni komersial tidak cukup untuk aplikasi

stress tinggi seperti untuk implan dalam jangka panjang [14]. Paduan titanium Ti-

6Al-4V, mulanya dikembangkan sebagai material implan pengganti titanium murni

yang kekuatannya lebih tinggi dan ketahanan korosi yang mencukupi, diketahui

pula bahwa penguraian titanium secara kimia sangat rendah sehingga memiliki sifat

osseointegrasi yang baik. [15]. Namun, paduan titanium Ti-6Al-4V dirasa kurang

ekonomis dan toksisitas dari vanadium dipertanyakan sehingga dikembangkanlah

paduan titanium Ti-6Al-7Nb yang telah dievaluasi sebagai paduan baru untuk

aplikasi implan gigi. Dalam hal ini niobium (Nb) menunjukan efek yang mirip

dengan vanadium (V) dalam menstabilkan fase beta dalam sistem biner yang

diperlukan untuk membentuk struktur dua fase alfa-beta [16].

2.2. Klasifikasi Titanium

Titanium diklasifikasikan menjadi dua bagian yaitu titanium murni dan paduan

titanium. Berikut ini merupakan penjelasan mengenai jenis-jenis titanium:

2.2.1 Titanium Murni

Titanium (Ti) merupakan unsur kimia pada golongan 4 dan periode IVa

dalam table periodik dengan nomor atom 22. Titanium termasuk kedalam logam

transisi yang memiliki warna putih kelabu dan berkilau, sifatnya yang kuat seperti

10

baja tetapi lebih ringan dari pada baja (sekitar 45% lebih ringan). Titanium stabil

hingga suhu 400ºC, ketahanan korosi yang tinggi, memiliki berat jenis sebesar 4,5

kg/dm3, serta titik leleh sebesar 1660ºC [17]. Titanium digunakan sebagai unsur

pemurni pada baja serta sebagai bahan paduan dengan aluminium dan logam

lainnya. Titanium memiliki sifat biokompatibel yang baik untuk aplikasi dibidang

medis yang dijadikan implan tulang, dimana logam titanium dapat diterima oleh

tubuh manusia jika dipasangkan didalam tubuh dan tidak menyebabkan inflamasi

[18].

Titanium bersifat allotropy karena memiliki dua bentuk kristalografi, yaitu

struktur kristal hexagonal close packed (HCP) dan body centered cubic (BCC).

Pada struktur kristal Titanium murni, pada suhu kamar membentuk struktur kristal

HCP yang disebut sebagai fase alfa (α) dan stabil sampai temperatur 882ºC sebelum

struktur kristalnya berubah, sedangkan pada suhu 883ºC sampai batas titik lelehnya

(1660ºC) berubah menjadi struktur kristal BCC yang dikenal sebagai fase beta (β)

[19].

Gambar 2. 2 Struktur kristal Titanium[20].

11

Pada temperatur tinggi titanium akan membentuk oksida, nitrida atau

hidrida. Reaksi oksidasi diatas temperatur 593ºC akan menghasilkan lapisan

oksidasi dipermukaan titanium yang bersifat kontinyu, sehingga meyebabkan

titanium bersifat pasif terhadap larutan dan lingkungannya. Karakteristik ini

menyebabkan ketahanan korosi dari titanium dan paduannya menjadi lebih baik

[21].

2.2.2 Paduan Titanium

Karakteristik fisik dan mekanik pada titanium dapat diubah dengan

menambahkan elemen paduan untuk mendapatkan paduan titanium yang berbeda.

Elemen paduan dapat meningkatkan atau mengurangi suhu transformasi, dengan

demikian dapat terbagi menjadi dua yaitu α-stabilisator dan β-stabilisator. Fase α

dapat distabilkan dengan menambahkan elemen sepeti aluminium (Al), Galium

(Ga), oksigen (O), nitrogen (N), dan karbon (C) [22]. Elemen-elemen ini dapat

menaikan suhu transformasi dan memungkinkan fase α tetap stabil bahkan pada

suhu yang lebih tinggi, dengan demikian elemen tersebut dikenal dengan α-

stabilisator. Aluminium sebagai salah satu α-stabilisator berperan sebagai

penstabil α yang akan meningkatkan temperatur beta transus, serta akan

memberikan kekuatan yang tinggi pada temperatur yang tinggi. Suhu transformasi

dapat dikurangi dan jumlah fase β dapat meningkat pula dengan menambahkan

elemen-elemen seperti vanadium (V), molibdenum (Mo), niobium (Nb), besi (Fe),

kromium (Cr), dan lain-lain yang dikenal sebagai β-stabilisator yang terbagi

menjadi dua yaitu β-eutectoid dan β-isomorphous. Material tersebut dapat

menurunkan temperatur transisi β disebut sebagai penstabil β. Temperatur transisi

12

dari α menjadi β disebut β transus, setiap paduan titanium memiliki β transus yang

berbeda, sebagai contoh β transus untuk titanium murni yaitu 910ºC ± 15º dan

untuk Ti-6Al-7Nb yaitu pada 1010ºC ± 20º [17]. Secara garis besar paduan

titanium terbagi menjadi tiga kategori yaitu tipe α, tipe β, dan tipe α+β.

a. Tipe Alfa (α)

Dalam paduan tipe α, fase β berubah sepenuhnya menjadi fase α selama

proses pendinginan kisaran suhu tranformasi, dan terbentuklah α tipe

martensit. Struktur martensit yang terbentuk selama pendinginan cepat

disebut sebagai alfa primer (α’), struktur tersebut merupakan kesetimbangan

komposisi ketika paduan diberikan perlakuan pendinginan cepat dari suhu

diatas beta transus, sehingga menyebabkan paduan tipe α tidak responsif

terhadap perlakuan panas. Paduan α merupakan paduan titanium dengan

pemadu berupa penstabil α, seperti aluminium dan timah [23]. Unsur

aluminium berfungsi sebagai penstabil α, yang dapat menaikkan temperatur

beta transus dengan menstabilkan fase α. Paduan α sebagian besar memiliki

struktur kristal HCP dan merupakan salah satu jenis dari paduan titanium

near alpha. Sebagai elemen paduan interstisial, paduan α memiliki

ketahanan korosi dan kekuatan yang baik namun keuletannya (ductility)

rendah, serta tidak dapat ditingkatkan kekerasannya walaupun dengan

pengerjaan panas.

b. Tipe Beta (β)

Pada tipe β memiliki stabilisator seperti kobalt, molibdenum, nikel,

niobium, tembaga, paladium, tantalum, dan vanadium, menyebabkan

13

transformasi dari fase β ke fase α pada pendinginana dengan suhu yang lebih

rendah, paduan ini memiliki kekerasan dan keuletan yang baik. Penstabil β

merupakan elemen β-isomorph atau β-eutectoid yang bekerja dengan

menurunkan suhu transisi. Elemen β-isomorph dapat larut sempurna dalam

titanium-β diantaranya ialah niobium, molibdenum, dan vanadium.

Sedangkan, elemen β-eutectoid memiliki kelarutan yang terbatas dalam

titanium-β seperti silikon atau tembaga dapat meningkatkan sifat mekanik.

Paduan yang mengandung penstabil-β yang didinginkan secara cepat

(quenching) dapat membentuk fase α martensit dari fase β [24].

c. Tipe Alfa-Beta (α+β)

Paduan titanium α+β merupakan paduan bifasik dimana partikel α menjadi

endapan dalam fase β. Aluminium biasanya ditambahkan ke titanium

sebagai penstabil α yang akan meningkatkan kekuatan dan ketangguhan

titanium [14]. Paduan α+β bersifat metastabil dan mengandung beberapa

kombinasi stabilisator α dan β. Sifat paduan tipe ini dapat dikontrol melalui

perlakuan panas yang digunakan untuk menyesuaikan jumlah dan tipe β

yang ditambahkan. Penstabil α berfungsi sebagai penguat matriks paduan,

sedangkan penstabil β akan mempermudah pembentukan paduan. Sifatnya

yang seimbang dan ketahanan korosinya yang tinggi membuat paduan ini

paling sering digunakan dalam dunia kesehatan khususnya dalam

pembuatan implan [23] . Proses pendinginan paduan titanium tipe α+β

menghasilkan martensit alfa (α’), beberapa fase β akan dipertahankan dalam

kondisi metastabil pada pendinginan, jika komposisi zat terlarut dari β

14

mendekati suhu kritis. Paduan titanium tipe ini dapat ditingkatkan sifat

mekaniknya ketika dilakukan perlakuan panas seperti solution treatment

dan diikuti dengan aging.

Secara umum, paduan titanium tipe α lebih kuat tetapi kurang ulet

dibandingkan dengan tipe β. Sedangkan paduan titanium tipe α+β memiliki sifat

mekanik yang berada diantar tipe α maupun tipe β [12]. Titanium memiliki

ketahanan korosi yang sangat baik, ringan dan kuat sehingga sangat menjanjikan

apabila diaplikasikan dalam kedokteran gigi. Namun penerapannya membutuhkan

sistem pengecoran yang tepat, karena titik leleh kereaktivitasan oksidasi yang tinggi

sehingga menimbulkan tantangan yang lebih.

Tabel 2. 1 Jenis-jenis paduan Titanium [20].

α and near α α + β β and near β Commercial pure Ti Ti-5Al-2.5Fe Ti-3Al-8V-6Cr-4Mo-4Zr

Ti-5Al-2.5Sn Ti-Al-2Mo-2Fe Ti-4.5Al-3V-2Mo-2Fe

Ti-5Al-6Sn-2Zr-1mo Ti-5Al-3Mo-4Zr Ti-5Al-2Sn-2Zr-4Mo-4Cr

Ti-6Al-2Sn-4Zr-2Mo Ti-5Al-2.5Fe Ti-6Al-6Fe-3Al

Ti-8Al-1Mo-1V Ti-6Al-7Nb Ti-10V-2Fe-3Al

Ti-6Al-4V Ti–13V–11Cr–3Al

Ti-6Al-6V-2sn Ti–15V–3Cr–3Al–3Sn

Ti-6Al-2Sn-4Zr-6Mo Ti–35V–15Cr

Ti–8Mo–8V–2Fe–3Sn

Ti–11.5Mo–6Zr–4.5Sn

Ti–30Mo, Ti–40Mo

Ti–13Nb–13Zr

Ti–25Pd–5Cr

Ti–20Cr–0.2Sn

Proses pengecoran untuk implan pada material titanium maupun paduan

titanium memiliki tiga jenis mesin yaitu pengecoran dengan tekanan vakum satu

ruang, pengecoran dengan tekanan vakum dua ruang ataupun pengecoran

sentrifugal. Mesin pengecoran sentrifugal memiliki castability terbaik

15

dibandingkan kedua mesin lainnya yang meninggalkan impuritas paling sedikit

ketika proses pengecoran [14].

2.3. Paduan Titanium Ti-6Al-7Nb

Paduan Ti-6Al-7Nb merupakan paduan titanium tipe α+β yang banyak

digunakan dalam pengobatan sendi panggul buatan, fixator tulang belakang hingga

implan gigi [25]. Paduan tersebut telah dikembangkan sebagai pengganti untuk

paduan Ti-6Al-4V, karena vanadium yang terkandung dalam paduan Ti-6Al-4V

menunjukan toksisitas yang kuat. Paduan Ti-6Al-7Nb yang telah dibuat dengan

mengganti V dengan Nb di konsentrasi atom yang sama yang berperan sebagai

penstabil β [26]. Sama halnya dengan titanium murni, paduan Ti-6Al-7Nb memiliki

dua fase yaitu membentuk fase α heksagonal (distabilkan dengan aluminium) dan

membentuk fase β kubik (distabilkan dengan niobium) [27]. Aluminimun pada

paduan Ti-6Al-7Nb berperan sebagai penstabil α yang penting dalam membentuk

konstituen dari sebagian besar paduan titanium, elemen aluminium biasanya

dibatasi hingga 7% untuk menghindari pengendapan fase Ti3Al yang akan

mengarah ke ambrittlement tinggi [22]. Berikut ini merupakan komposisi kimia dari

bahan baku paduan Ti-6Al-7Nb.

Tabel 2. 2 Komposisi kimia dari bahan baku (As-received) paduan Ti-6Al-7Nb[28].

Element C N O Al Nb Ta Fe H V Ti

Weight

(%) 0.015 0,0087 0.190 6.280 7.235 <0.50 0.190 0.001 - basis

16

Paduan Ti-6Al-7Nb menunjukan kepasifan yang lebih tinggi dibandingkan

dengan paduan Ti-6Al-4V dalam larutan fisiologis yang disimulasikan, menurut

Metikos dkk, ketahanan korosi Ti-6Al-7Nb meningkat karena penggabungan kation

Nb ke dalam matriks TiO2 [29]. Suhu transformasi α menjadi β pada paduan Ti-

6Al-7Nb ialah antara 1010ºC hingga 1020ºC, dan untuk meningkatkan sifat

mekanik diperlukan pengerjaan panas pada suhu dibawah β transus.

Gambar 2. 3 Diagram fase paduan titanium [30].

Diagram fase pada Gambar 2.3 menunjukan bahwa Ti-6Al-7Nb yang

memiliki β transus sekitar 1010ºC (1283K) termasuk kedalam paduan titanium tipe

α+β, dimana dapat membentuk dua jenis struktur kristal yaitu HCP (heksagonal)

dan BCC (kubik).

Tem

pera

ture

(K

)

Persen Massa Nb 7

17

2.4. Perlakuan Panas

Paduan titanium yang umumnya digunakan sebagai material implan ialah

paduan titanium tipe α+β seperti Ti-6Al-4V, Ti-6Al-6Nb, ataupun Ti-6Al-7Nb.

Akan tetapi paduan tersebut masih memiliki nilai modulus elastisitas yang tinggi

sekitar 110 Gpa, sehingga perlu dilakukan perawatan panas (solution treatment)

yang dapat menurunkan modulus elastisitasnya. Kandungan niobium sebagai

elemen penstabil fase β yang dapat menurukan modulus elastisitas. [31]. Menurut

penelitian yang dilakukan oleh Wang dkk, proses solution treatment yang diberikan

pada paduan Ti-5Al-2Fe-3Mo yang merupakan paduan tipe α+β yaitu dengan

memanaskan pada suhu β transus dengan pendinginan cepat akan meningkatkan

fraksi fase β yang dapat menurunkan modulus elastisitas [32]. Titanium dan

paduannya perlu dilakukan perlakukan panas seperti age hardening, annealing,

ataupun stress relieving yang berguna untuk meningkatkan kekuatan material,

keuletan yang optimal, struktur yang stabil, serta mengurangi tegangan sisa yang

terjadi ketika proses fabrikasi [33]. Namun, perlakuan panas yang umum digunakan

untuk paduan titanium α+β ialah age hardening dan annealing yang akan secara

signifikan meningkatkan kekuatan mekanik paduan. Proses age hardening yang

dilakukan terbagi menjadi dua yaitu temperatur solution treatment dan aging.

Solution treatment pada paduan titanium umumnya melibatkan pemanasan

pada suhu sedikit diatas atau sedikit dibawah suhu β transus, tergantung pada jenis

paduannya. Pemilihan suhu solution treatment paduan tipe α -beta didasarkan pada

kombinasi sifat mekanik yang diinginkan setelah dilakukan aging, Untuk

mendapatkan kekuatan yang tinggi dengan keuletan yang memadai, solution

18

treatment dilakukan pada suhu 25ºC-85ºC dibawah suhu β transusnya. Jika

dilakukan diatas β transusnya, maka sifat tarik paduan α+β (terutama keuletannya)

berkurang dan tidak dapat sepenuhnya dipulihkan dengan perlakuan termal lainnya

[34].

Quenching atau pendinginan secara cepat yang dilakukan pada paduan

setelah mengalami perlakuan panas (solution treatment). Jenis media pendinginan

yang digunakan tergantung pada tingkat pendinginan yang diperlukan, dimana

dalam paduan tipe α+β yang distabilkan beta lemah, pedinginan cukup

menggunakan air, media pendinginan yang paling sering digunakan ialah air, oli,

dan gas. Quenching hanya akan memperjelas struktur lamelar, tetapi struktur

butirnya masih relative kasar [33], [34].

Langkah akhir yang dilakukan dalam perlakuan panas (heat treatment)

paduan titanium untuk meningkatkan nilai kekuatannya ialah aging. Aging biasanya

dilakukan dalam kisaran suhu 480ºC-600ºC. Namun proses aging harus disesuaikan

dengan paduan titanium tersebut, apabila paduan mengalami over aging, kekuatan

paduan akan meningkat ke nilai maksimum, lalu secara bertahap menurun.

Menurut Ajeel dkk. setelah satu jam, specimen didinginkan pada berbagai tingkat,

pendinginan air, pendinginan udara dan pendinginan lambat pada tungku. Semua

perlakuan panas dilakukan dalam suasana argon inert, specimen yang didinginkan

dengan air maupun dengan udara, dilakukan penuaan (aging) di tungku udara

terbuka pada suhu 550ºC selama 4 jam [35]. Sedangkan, menurut penelitian yang

dilakukan Damisih dkk. paduan Ti-6Al-4V dilakukan temperatur solution

treatment selama 30 menit, setelah dilakukan solution treatment sampel di

19

quenching dengan air sebagai media pendinginnya dan kemudian dilakukan aging

pada suhu 500ºC selama 4 jam [36]. Berikut ini merupakan proses heat treatment

pada sampel paduan titanium Ti-6Al-4V.

Gambar 2. 4 Skema proses perlakuan panas (heat treatment) untuk paduan Ti-6Al-4V [36].

Annealing yang merupakan bagian dari perlakuan panas umumnya juga

dilakukan untuk paduan tipe α dan tipe α+β dalam kisaran 650ºC-790ºC. perlakuan

panas ini harus sepenuhnya menghasilkan bagian yang bebas dari tegangan.

Annealing pada titanium dan paduan titanium berfungsi terutama untuk

meningkatkan ketangguhan patahan, keuletan material pada suhu ruang, stabilitas

dimensi dan termal, serta ketahanan mulur. Umumnya annealing terbagi menjadi

empat, yaitu mill annealing, duplex annealing, recrystallization annealing, dan beta

annealing[37].

2.5. Struktur Mikro

Struktur mikro dari paduan titanium sangat dipengaruhi oleh pemrosesan dan

perlakuan panas. Menurut Sutowo dkk, temperatur solution treatment

mempengaruhi struktur mikro suatu material, dimana semakin tinggi temperatur

solution treatment maka membuat butiran α primer semakin besar [30]. Hal tersebut

20

juga diperkuat dengan penelitian Cheng-li dkk, yang menunjukan bahwa solution

treatment mengontrol stabilitas dari matriks dan ukuran butir, dengan

meningkatnya temperatur solution treatment, maka daktilitas akan meningkat tetapi

kekuatannya berkurang [5]. Struktur mikro suatu paduan dapat diubah dari equaxial

melalui struktur mikro bi-modal menjadi struktur mikro fully lamellar. Untuk

pengaplikasian implan diharapkan struktur yang terbentuk ialah fully lamellar, hal

tersebut dikarenakan struktur fully lamellar memberikan sifat mekanik yang baik

seperti resistensi perambatan retak, resisten kelelahan yang tinggi serta

ketangguhan patah yang tinggi [38].

Struktur membentuk fully lamellar α ketika diberikan perlakuan panas

dibawah beta transus dan struktur beta pun berkembang [39] . Paduan titanium

dengan kekuatan tinggi untuk aplikasi struktural, pada umumnya menggunakan

paduan titanium dua fase (tipe α+β), dimana terdapat dua jenis struktur mikro yang

paling penting yaitu bi-modal microstructure dan fully lamellar microstructure

[40]. Struktur mikro bi-modal yang terbentuk membuat material memiliki kekuatan

luluh, kekuatan tarik, kekuatan tarik, daktilitas, serta ketahanan lelah yang baik.

Sedangkan struktur mikro fully lamellar dikarakterisasi agar memiliki ketahanan

retak dan ketangguhan yang baik. Untuk mendapatkan sifat mekanik yang lebih

spesifik, perlu diperhatikan parameter seperti ukuran butir fase β, ukuran koloni

lamellar α, serta ketebalan lamellar alfa [41] .

Secara umum, struktur α terbagi menjadi dua yaitu α primer yang terbentuk

ketika proses pengerjaan panas dan α sekunder yang terbentuk dari transformasi β

ketika pendinginan diatas beta transus. Ketika laju pendinginan meningkat, α

21

lamellar menjadi lebih halus. Struktur fully lamellar α saat diberi perlakuan panas

dibawah β transus dan struktur β berkembang dengan beberapa residu α, sedangkan

apabila dipanaskan kemudian didinginkan strukturnya sepenuhnya menjadi β [39].

Gambar 2. 5 Struktur mikro Ti-6Al-7Nb yang diberi perlakuan panas [42], [43].

Menurut Cahya Sutowo, struktur mikro pada paduan titanium α+β akan

membentuk dua gradasi warna, warna yang lebih terang (putih) merupakan butir α,

sedangkan bagian warna yang lebih gelap (hitam) merupakan butir β. Bagian

berwarna putih berbentuk seperti jarum yang pipih merupakan butir α sekunder[30].

Karakterisasi struktur mikro suatu material dapat dilakukan dengan menggunakan

mikroskop optik, mikroskop elektron maupun difraksi sinar-x. Bentuk struktur

mikro permukaan sampel dapat diketahui dengan pengujian metalografi yang dapat

diamati dengan menggunakan mikroskop optik, sebelum dilakukan pengujian

sampel dipreparasi agar sesuai dengan standar material uji. Beberapa langkah yang

dilakukan dalam preparasi diantaranya pemotongan menggunakan abrasive cutting,

pembingkaian atau mounting, pengamplasan atau grinding, pemolesan atau

polishing, serta pengetsaan atau etching [44]. Larutan yang digunakan untuk

pengetsaan disesuaikan dengan jenis material ujinya, untuk paduan titanium dapat

22

menggunakan larutan etsa Dix Keller Reagen. Larutan tersebut dapat mengikis

permukaan material sehingga dapat terlihat struktur mikro seperti batas butir yang

terlihat ketika dilakukan pengujian metalografi menggunakan mikroskop optik.

Tabel 2. 3 Komposisi larutan Dix Keller Reagent [44].

Komposisi bahan (gram) Konsentrasi (ml)

Aquades 95

HNO3 2,5

HCl 1,5

HF 1,0

Selain mikroskop optik, dapat pula dilakukan karakterisasi x-ray diffraction

untuk mengetahui struktur fase yang terbentuk dari paduan titanium tersebut. Pada

paduan titanium, fase α atau α’ dan fase β akan meningkat setelah diberikan

perlakuan panas (solution treatment). Peningkatan pada fase β terjadi karena proses

pemanasan diatas suhu β transus dalam wilayah fase β, sehingga fase α menurun

dan fase β akan meningkat [45].

Gambar 2. 6 Pola difraksi sinar-x Ti-6Al-6Mo [45].

23

Gambar 2.6 menunjukan pola XRD sebelum dan sesudah dilakukan solution

heat treatment, ditemukan adanya pergeseran puncak dalam setiap proses.

Pergeseran ini terjadi karena unsur interstitial dan subtitusi pada struktur kristal

yang mengubah parameter kisi pada kristal. Pada penelitian yang dilakukan oleh

Alfirano dkk, intensitas fase α tertinggi pada suhu 850ºC karena suhu pemanasan

masih di bawah β transus, sehingga fase α belum melewati transformasi alotropik

ke fase β [45].

Menurut Manjumdar dkk. dalam studinya mengatakan bahwa fase β pada

titanium dapat menurunkan modulus elastisitas sehingga nilai kekerasannya pun

akan menurun yang disajikan dalam grafik dibawah ini [46].

Gambar 2. 7 Grafik hubungan antara intensitas fase dan modulus elastisitas dengan perlakuan

panas paduan Ti-6Al-6Mo [45].

Intensitas fase α berkurang dengan naiknya suhu solution heat treatment,

dengan semakin tinggi suhu solution heat treatment maka semakin banyak fase α

yang bertransformasi menjadi fase β saat pemanasan. Ketika fase α berkurang,

maka kekerasan paduan titanium α+β juga akan menurun [45].

24

2.6. Sifat Mekanik

Sifat mekanik dari suatu material merupakan kriteria penting yang harus

diperhatikan untuk mendapatkan material yang sesuai dengan kegunaan material

itu sendiri. Struktur mikro dari paduan menjadi salah satu faktor yang dapat

mengendalikan sifat mekaniknya seperti kekuatan, kelelahan, kekerasan,

ketangguhan, dan lain-lain. Sifat-sifat tersebut dapat didapatkan dengan

pemvariasian proses perlakuan panas ataupun perawatan termo mekanis dan dapat

diketahui dengan beberapa pengujian yang dilakukan seperti uji kekerasan, uji tarik,

uji korosi, dan lain-lain [47].

Sifat mekanik dasar suatu material adalah kekerasannya. Tes kekerasan

adalah tes penting dan banyak digunakan untuk tujuan mengevaluasi dengan cepat

sifat mekanik dari logam monolitik, padanan paduannya, dan bahkan bahan

komposit berdasarkan matriks logam. Proses tes kekerasan lebih mudah

dibandingkan tes-tes lainnya dan dikategorikan sebagai tes yang tidak merusak

material. Uji kekerasan terbagi menjadi tiga jenis yaitu Vickers, Brinell, dan

Rockwell, yang pemilihannya disesuaikan dengan karakter material uji. Paada

umumnya untuk material paduan titanium digunakan pengujian kekerasan

Vickers[41].

Nilai kekerasan berkaitan dengan struktur mikro suatu material, dimana pada

paduan titanium α+β, kekerasan fase α lebih tinggi dibanding fase β. Dengan

demikian dapat dikatakan bahwa fase α memiliki kekerasan tertinggi dibandingkan

dengan kekerasan pada fase lain. Aspek penting yang berkontribusi dengan

peningkatan kekerasan adalah metode pendinginan. Metode pendinginan

25

memungkinkan pembentukan struktur yang teratur dan kekuatan serta kekerasan

yang lebih tinggi pada suhu kamar, tetapi dengan daktilitas (keuletan) yang lebih

rendah. Beberapa variable seperti fase paduan (α, β, dan α+β). Suhu perawatan

ataupun metode pendinginan dibidang fase α+β atau β dapat menentukan sifat

mekanik dari paduan titanium [48]. Ukuran butir yang kecil atau halus akan

memiliki grain boundaries (batas butir) yang banyak pula, batas butir dapat

menghambat difusi atom dan gerak dislokasi sehingga deformasi material akan sulit

terjadi, dengan kata lain semakin kecil atau banyak batas butir maka material

tersebut akan semakin kuat [49]. Paduan titanium umumnya menunjukan kekerasan

yang jauh lebih tinggi dibanding dengan paduan aluminium, mendekati kekerasan

paduan baja yang dipanaskan. Ketika dipadukan dan diberi perlakuan panas,

titanium dapat mencapai kekerasan di kisaran 250 hingga 500 HVN [33]. Berikut

ini merupakan perbandingan nilai kekerasan pada titanium dan paduan titanium

yang dapat dilihat pada Tabel 2.4.

Tabel 2. 4 Nilai Kekerasan Titanium [33].

Jenis Titanium Nilai kekerasan (HVN)

Titanium Murni 90

CP Ti 160

Paduan Ti-6Al-4V 320

2.7. Ketahanan Korosi

Korosi merupakan salah satu hal yang mempengaruhi sifat mekanik suatu

material haruslah diperhatikan dalam pemilihan material implan yang sesuai dilahat

dari tempat implan tersebut diletakan. Korosi dapat diartikan dengan terlepasnya

ion dari paduan karena kecenderungan unsur-unsurnya untuk kembali pada bentuk

26

aslinya. Jika bereaksi dengan air, titanium akan membentuk titanium oksida dan

hydrogen. Perubahan-perubahan seperti temperatur dan pH, gesekan pada implan

dengan sesuatu yang ada didalam rongga mulut, serta saliva yang menjadi

lingkungan elektrolit didalam mulut juga dapat mempengaruhi kecepatan pelepasan

elemen logam [50].

Telah diketahui bahwa titanium merupakan material yang tahan terhadap

korosi bahkan diseluruh cairan dan jaringan dalam tubuh. Ketahanan korosi yang

tinggi tersebut dikarenakan pada titanium dan paduannya terjadi pembentukan

lapisan oksida (TiO2) yang stabil secara termodinamik pada permukaannya.

Lapisan oksida bertindak sebagai film pasif secara elektrokimia dan menghambat

ion negatif masuk ke matriks paduan [8], [51].

Paduan Ti-6Al-4V dengan struktur α+β merupakan paduan pertama yang

terdaftar sebagai bahan implan dalam standar ASTM F13684 yang cukup diminati

karena kekuatan kelelahan dan biokompatibilitasnya [52]. Namun setelah dilakukan

studi rinci yang menunjukan bahwa paduan Ti-6Al-4V memiliki efek buruk yaitu

toksisitas dan beberapa penyakit seperti Alzheimer karena pelepasan aluminium

dan ion vanadium dari paduan tersebut. Dalam paduan Ti-6Al-4V, vanadium pada

lapisan oksida yang bertindak sebagai film pasif akan larut serta vanadium yang

digunakan untuk menstabilkan fase β akan menghasilkan oksida yang berbahaya

bagi tubuh mannusia. Toksisitas vanadium telah mendorong pencarian bahan untuk

menggantikan paduan Ti-6Al-4V. paduan Ti yang dimodifikasi mengandung Nb,

Zr, Ta, Sn, Pd dengan berbagai persentase. Contoh paduan titanium yang

dikembangkan ini ialah Ti-6Al-7Nb, penambahan elemen paduan Nb

27

meningkatkan film pasif yang stabil di lingkungan tubuh sehingga mengarah pada

ketahanan korosi yang tinggi [9].

Material implan di dalam mulut yang terpengaruh kekuatan kimia, biologi,

mekanik, termal, dan listrik, secara substansial akan mengurangi daya tahan dengan

efek negatif pada karakteristik fungsional dan estetika dari implan. Dengan terpapar

reaksi kimia atau elektrokimia daerah sekitarnya, lapisan luar dan dalam dari

permukaan logam menjadi rusak. Elektrolit diperlukan untuk reaksi elektrokimia.

Air liur memiliki peran elektrolit dalam mulut. Air liur adalah media korosif yang

kuat, ketika faktor pH menurun dan konsentrasi klorida meningkat, sehingga

peningkatan potensi korosi saliva terjadi [53]. Pengujian laju korosi pada implan

gigi dapat dilakukan dengan menggunakan larutan elektrolit yang ada disekitar

tempat pemasangan implan. Saliva buatan atau larutan artificial saliva berperan

sebagai larutan penyangga atau sebagai pengganti fungsi saliva yang ada didalam

rongga mulut yang memiliki pH sebesar 6,7 dengan komposisi campuran pada tabel

berikut ini [50], [54].

Tabel 2. 5 Komposisi larutan Artificial Saliva [54].

Komposisi bahan Konsentrasi

NaHCO3 4,9 gr

Na2HPO4 • 7H2O 4,0 gr

KCl 0,285 gr

NaCl 0,235 gr

MgSO4 • 7H2O 0,06 gr

CaCl2 0,02 gr

Aquades 500 ml

Material yang dipilih untuk aplikasi prostetik harus bersifat pasif sehingga

memiliki laju korosi yang lebih rendah dibandingkan dengan logam lain yang lebih

28

reaktif seperti seng, magnesium, ataupun vanadium yang akan mengalami korosi

aktif bahkan dalam pH yang relatif netral [13].

Salah satu metode penilaian korosi pada paduan titanium yang lebih

informatif ialah pengukuran impedansi menggunakan metode electrochemical

impedance spectroscopy (EIS) dengan polarisasi Tafel [52], [55]. Polarisasi

tersebut menghasilkan sebuah plot Tafel yang digunakan untuk mengidentifikasi

tingkat kerentanan korosi dengan memplot hubungan antara potensial listrik dan

kerapatan arus. Sedangkan EIS digunakan untuk menemukan impedansi

elektrokimia dari paduan titanium [56]. Berikut ini merupakan contoh grafik

polarisasi Tafel paduan Ti-Nb-Zr yang merupakan paduuan titanium tipe α+β

menggunakan larutan artificial saliva dan SBF (Simulated Body Fluid).

Gambar 2. 8 Kurva Tafel uji korosi paduan Ti-Nb-Zr menggunakan larutan artificial saliva dan

SBF (Simulated Body Fluid) [57].

Sumbu vertical adalah potensial listrik dan sumbu horizontal adalah logaritma

arus absolut, sedangkan garis lengkung merupakan arus total antara jumlah arus

anodik dan katodik. Titik tajam dalam kurva merupakan titik dimana arus

membalikan polaritas ketika reaksi berubah dari anodik menjadi katodik atau

29

sebaliknya. Selanjutnya kurva polarisasi katodik dan kurva polarisasi anodik

diekstrapolasi dan titik perpotongannya menampilkan nilai Ecorr dan icorr. Nilai Ecorr

merupakan potensial sirkuit terbuka dari logam dalam lingkungan cairan dan nilai

icorr yang mempengaruhi laju korosi. Nilai arus korosi dapat diperoleh dari

pegukuran sel galvanic dan polarisasi, termasuk ekstrapolasi Tafel atau pengukuran

resistansi polarisasi. Diasumsikan bahwa arus didistribusikan secara seragam

melintasi area yang digunakan dalam perhitungan ini. Perhitungan ini dapat

dinyatakan sebagai berikut [58].

𝑖𝑐𝑜𝑟𝑟 =𝐼𝑐𝑜𝑟𝑟

𝐴, (2.1)

dimana:

𝑖𝑐𝑜𝑟𝑟 = kerapatan arus korosi (µA/cm2)

𝐼𝑐𝑜𝑟𝑟 = total arus anodic (µA)

𝐴 = luas area specimen (cm2)

Sedangkan, laju korosi dapat dihitung berdasarkan hukum Faraday yang

dapat dinyatakan sebagai berikut.

𝐶𝑅 = 𝐾𝑖𝑐𝑜𝑟𝑟

𝜌 𝐸𝑊, (2.2)

dimana:

𝐶𝑅 = laju korosi (mm/yr) ketika 𝑖𝑐𝑜𝑟𝑟 (µA/cm2)

𝐾 = konstanta 0,1288 (mpy. g/µA.cm.)

𝜌 = massa jenis (g/cm3)

𝐸𝑊 = berat ekivalen

30

Berikut ini merupakan tabel nilai konstanta dalam perhitungan laju korosi

yang menggunakan hukum Faraday.

Tabel 2. 6 Nilai konstanta dalam Hukum Faraday [58].

Penetration

Rate Unit

(CR)

Icor Unit ρ Unit K1 Units of K1

mpy µA/cm2 g/cm3 0.1288 mpy g/µA cm mm/yrB A/m2B kg/m3B 327.2 mm kg/A m y mm/yrB µA/cm2 g/cm3 3.27 x 10-3 mm g/µA cm y

31

BAB III

METODE PENELITIAN

3.1. Waktu dan Tempat Penelitian

Penelitan “Analisis Sifat Mekanik dan Metalografi Paduan Ti-6Al-7Nb untuk

Aplikasi Implan Gigi” dilakukan pada Februari 2019 hingga Agustus 2019

bertempat di Pusat Teknologi Material (PTM), Badan Pengkajian dan Penerapan

Teknologi (BPPT), Kawasan Puspiptek Serpong, Tangerang Selatan serta

karakterisasi dilakukan di UIN Syarif Hidayatullah Jakarta.

3.2. Alat dan Bahan Penelitian

Adapun peralatan yang digunakan dalam penelitian ini diantaranya adalah

abrasive cutting Metkon Micracut 152, mesin grinding dan polishing Struers

Tegramin-25, botol ukur, pipet, timbangan analitik Ohaus Pioneer, pH Meter

Lutron 222, magnetic stirrer, hairdryer, hot plate, lemari asam, gelas breaker,

spatula, termometer, kabel, selotip, double tape, kertas amplas SiC dengan grid 100

mesh, 240 mesh, 320 mesh, 500 mesh, 600 mesh, 800 mesh, 1000 mesh, 1200 mesh,

hardness Vickers test Struers DuraScan 20, mikroskop optik Hirox KH-8700 3D,

Shimadzu X-ray Diffractometer 7000, (Electrochemical Impedance Spectroscopy)

test Zahner Zennium.

Selain peralatan diatas, ada pula bahan yang digunakan untuk menunjang

penelitian ini diantaranya adalah sampel Ti-6Al-7Nb dimana terdapat empat jenis

sampel uji Ti-6Al-7Nb yaitu sampel tanpa diberi solution treatment (As-cast) dan

32

sampel yang diberi variasi temperatur solution treatment berbeda-beda yaitu 850ºC,

970ºC, 1050ºC, larutan etsa Dix Keller Reagent, larutan Artificial Saliva.

3.3 Diagram Alir penelitian

Pada penelitian ini meliputi beberapa tahapan, yaitu persipan sampel uji yang

telah dipreparasi, karakterisasi sampel, dan analisis data. Berikut ini merupakan

tahapan penelitian yang diuraikan kedalam diagram alir.

Gambar 3. 1 Diagram alir penelitian [dokumen pribadi].

Kesimpulan

Pembahasan

Mulai

Paduan Ti-6Al-7Nb hasil pengecoran yang telah dilakukan proses

solution treatment pada temperatur 850 ºC, 970ºC, dan 1050ºC

Pengamatan

struktur mikro

Pengujian

metalografi

Karakterisasi

XRD

Analisis data

Selesai

Pengujian Sifat

mekanik

Pengujian

ketahanan korosi

33

3.4 Variabel Penelitian

Variabel pada penelitian ini yaitu menggunakan variasi perlakuan panas

(temperatur solution treatment) yang dilakukan pada empat sampel yang berbeda

yaitu sampel Ti-6Al-7Nb sampel tanpa diberi solution treatment (As-cast) dan

sampel yang diberi variasi temperatur solution treatment berbeda-beda mulai dari

850ºC, 970ºC, dan 1050ºC. Pada penelitian ini mengetahui struktur mikro melalui

pengujiaan metalografi dengan menggunakan mikroskop optik serta karakterisasi

fase material menggunakan x-ray diffraction, mengetahui sifat mekanik material

melalui pengujian kekerasan dengan menggunakan hardness Vickers test serta

ketahanan korosi menggunakan EIS (Electrochemical Impedance Spectroscopy)

test.

3.5 Tahapan Penelitian

Tahapan penelitian yang dilakukan meliputi persiapan sampel uji yang telah

dipreparasi, pengujian metalografi, karakterisasi fase, pengujian kekerasan serta

pengujian ketahanan korosi. Sebelum dilakukan pengujian, paduan Ti-6Al-7Nb

yang telah di casting atau dicor diberikan heat treatment berupa solution treatment

pada suhu 850ºC, 970ºC, dan 1050ºC, kemudian sampel ditahan selama satu jam,

setelah itu diakukan proses quenching didalam gas argon hingga temperatur

ruangan dan kembali dipanaskan hingga temperatur 550ºC, proses heat treatment

akhir yang diberikan berupa aging pada pada waktu 4 jam, barulah sampel siap

dilakukan penelitian.

34

Setelah sampel telah dipreparasi, selanjutnya dilakukan persiapan sampel uji

untuk mempermudah proses pengamatan struktur mikronya. Persiapan sampel uji

dimulai dengan mempersiapkan sampel uji yang akan digunakan yaitu Ti-6Al-7Nb

yang terbagi menjadi 4 variasi antara lain paduan Ti-6Al-7Nb sampel tanpa diberi

solution treatment (As-cast) dan sampel yang diberi variasi temperatur solution

treatment berbeda-beda yaitu 850ºC, 970ºC, 1050ºC.

Gambar 3. 2 Sampel Ti-6Al-7Nb yang digunakan dalam penelitian: a) As-cast b) ST 850ºC, c) ST

970ºC, d) ST 1050ºC [dokumen pribadi].

Selanjutnya, sampel dipotong menggunakan abrasive cutting kurang lebih

sebesar 1 cm, dalam pemotongan sampel harus benar-benar diperhatikan tekanan

dan aliran air pada mesin abrasive cutting, sehingga tidak membuat sampel tersebut

memanas yang dapat menyebabkan perubahan struktur mikro dari sampel tersebut.

Gambar 3. 3 Alat abrasive cutting [dokumen pribadi].

a b c d

35

Setelah sampel dipotong sesuai dengan standar yang diinginkan, kemudian

sampel di mounting (dibingkai) menggunakan castable resins. Dalam proses

mounting, jumlah perbandingan antara resin dan hardener harus benar-benar

diperhatikan, jika konsentrasi hardener lebih besar maka hasil mounting akan lunak

dan sulit mengering, untuk penelitian ini perbandingan konsentrasi resin dan

hardener yaitu 15:2 dengan proses pengeringan selama dua hari.

Gambar 3. 4 Proses mounting: a) EpoFix resin dan EpoFix Hardener, b) Sebelum mounting

mengering, c) Hasil mounting [dokumen pribadi].

Setelah hasil mounting mengering, tahap preparasi sampel selanjutnya adalah

grinding dan polishing secara manual menggunakan alat putar Struers Tegramin-

25. Proses grinding dilakukan secara manual menggunakan kertas amplas SiC

dengan grid 100 mesh, 240 mesh, 320 mesh, 500 mesh, dan 600 mesh yang

dipasangkan ke alat putar.

a

b

c

36

Gambar 3. 5 Proses grinding dan polishing: a) Struers Tegramin-25 alat untuk grinding dan

polishing, b) Proses grinding dan polishing menggunakan kertas amplas SiC [dokumen pribadi].

Titanium merupakan material yang sangat keras, maka untuk

pengamplasannya dilakukan selama kurang lebih 5 menit pada setiap gridnya. Hasil

grinding akan terlihat garis-garis tidak teratur pada sampel, untuk menghilangkan

garis-garis tersebut harus dilakukan polishing (pemolesan). Pemolesan dilakukan

secara manual pula menggunakan amplas SiC dengan grid 800 mesh, 1000 mesh,

1200 mesh selama kurang lebih 3 menit setiap gridnya. Proses pemolesan dilakukan

secara berulang hingga permukaan sampel sangat halus dan mengkilap seperti

cermin. Setelah permukaan sampel telah mengkilap barulah dapat dilakukan proses

terakhir preparasi sampel yaitu pengetsaan. Pengetsaan ini bertujuan untuk

memperjelas struktur permukaan sampel yang akan diuji metalografi. Pengetsaan

dilakukan dengan memberikan larutan khusus pada permukaan sampel, untuk

titanium digunakan larutan etsa Dix Keller Reagent. Diperlukan beberapa bahan

untuk membuat larutan etsa antara lain 95 ml aquades, 2,5 ml HNO3, 1,5 ml HCl, 1

ml HF.

a b

37

Seluruh larutan diukur menggunakan botol ukur, kemudian di

homogenisasikan ke dalam gelas breaker diatas hot plate menggunkan magnetic

stirrer. Waktu pengetsaan juga harus benar-benar diperhatikan agar hasil struktur

mikro sesuai yang diharapkan, dalam penelitian ini pengetsaan dilakukan selama

10 detik, untuk menghindari kegosongan pada permukaan sampel. Pastikan seluruh

permukaan sampel terlapisi oleh larutan etsa dan sampel harus segera dicuci dengan

air mengalir, kemudian sampel dikeringkan menggunakan hairdryer. Setelah

dietsa, permukaan sampel berubah, yang pada mulanya permukaan sampel

mengkilap seperti cermin setelah dietsa berubah menjadi kasar, bertekstur, dan

keruh. Hal tersebut karena larutan Dix Keller Reagent bersifat asam kuat yang dapat

mengikis permukaan sampel. Permukaan sampel yang telah dietsa tidak boleh

tersentuh ataupun terkena kotoran agar tidak mempengaruhi hasil gambar ketika

proses pengujian metalografi.

Gambar 3. 6 Hasil pengetsaan: a) Permukaan sampel seperti cermin setelah di grinding dan

polishing, b) Permukaan sampel keruh dan bertekstur setelah dietsa [dokumen pribadi].

Pengetsaan merupakan langkah akhir dari proses preparasi sapel, setelah

dilakukan pengetsaan barulah sampe dapat dikarakterisasi. Dalam penelitian ini,

Pengujian pertama kali yang dilakukan adalah pengujian metalografi karena

a b

38

pengujian ini merupakan non-destructive test, dimana tidak akan mempengaruhi

dan merusak sampel. Setelah pengujian metalografi, barulah dilakukan pengujian-

pengujian lain seperti pengujian kekerasan, uji x-ray diffraction (XRD), dan uji

ketahanan korosi. Pada pengujian korosi digunakan larutan artificial saliva atau

saliva buatan sebagai larutan penyangga atau pengganti fungsi saliva. Pengunaan

larutan tersebut dikarenakan pengaplikasian material penelitian ini yaitu sebagai

implan pada gigi yang secara langsung bersentuhan dengan saliva manusia, dengan

komposisi antara lain 4,9 gr NaHCO3, 4,0 gr Na2HPO4 • 7H2O, 0,285 gr KCl, 0,235

gr NaCl, 0,06 gr MgSO4 • 7H2O, 0,02 gr CaCl2, yang dilarutkan kedalam 500 ml

aquades.

Gambar 3. 7 Proses pembuatan larutan artificial saliva: a) Penimbangan bahan, b) Proses

pencampuran seluruh bahan, c) Larutan artificial saliva yang telah dibuat [dokumen pribadi].

3.6 Karakterisasi Sampel

Penelitian ini melakukan 4 jenis pengujian yaitu uji metalografi, uji

kekerasan, uji x-ray diffraction (XRD), dan uji ketahanan korosi. Proses pertama

yang dilakukan sebelum pengujian metalografi yaitu preparasi sampel yang

tahapannya telah dijelaskan pada subbab sebelumnya, setelah proses preparasi

a b c

39

tahap akhir telah dilakukan, pengujian siap dilakukan. Berikut merupakan

penjabaran mengenai karakterisasi-karakterisasi yang dilakukn pada penelitian ini

secara berurutan.

a. Pengujian Metalografi

Pengujian pertama yang dilakukan ialah pengujian metalografi

menggunakan mikroskop optik Hirox KH-8700 3D Digital, hasil dari

pengujian ini berupa gambaran dari struktur mikro permukaan sampel

berupa bentuk butir dan batas butir. Mikroskop optik yang digunakan untuk

pengujian metalografi ini memiliki tiga jenis lensa perbesaran yaitu low,

medium dan high dengan hasil yang didapatkan berupa gambar struktur

mikro suatu sampel (ukuran butir dan batas butir).

Gambar 3. 8 Mikroskop optik Hirox KH-8700 3D Digital [dokumen pribadi].

b. Pengujian Kekerasan

Pengujian kedua yang dilakukan yaitu pengujian kekerasan yang

menggunakan Struers DuraScan 20 dengan metode Vickers. Pengujian ini

menggunakan alat Struers Durascan 20 dengan gaya yang diberikan sebesar

5 HV dan pengambilan data sebanyak 10 kali setiap satu sampel, hasil yang

didapatkan dalam pengujian berupa nilai kekerasan sampel dalam satuan

40

HVN. Alat yang digunakan untuk pengujian kekerasan Vickers yang

memiliki kekuatan pengujian mulai dari 0,1 N hingga 100 N dengan waktu

pengukuran sekitar 30 detik untuk satu kali penjejakan pada sampel. Alat

ini memiliki lensa objek mulai dari 10 kali, 20 kali, dan 40 kali dengan zoom

digital 2 kali. Hasil dari pengujian ini berupa gambar penjejakan identor dan

nilai kekarasan dalam satuan Vickers (HVN) yang dapat dikonversikan

kedalam satuan Brinell maupun Rockwell.

Gambar 3. 9 Alat pengujian kekerasan Vickers Struers Durascan 20 [dokumen pribadi].

c. X-ray Diffraction (XRD)

Pengujian x-ray diffraction (XRD) menggunakan Shimadzu X-ray

Diffractometer 7000 dengan source Cu kα serta filter Ni (nikel) yang

dilakukan di Pusat Laboratorium Terpadu UIN Syarif Hidayatullah Jakarta.

Pengujian XRD dilakukan untuk mengetahui fase yang terbentuk pada

paduan yang hasilnya kemudian diolah dengan metode rietveld refirement

41

sehingga dapat diketahui secara detail informasi yang ada pada sampel

tersebut seperti struktur kristal, parameter kisi, ukuran rata-rata kristal, dan

lain-lain.

Gambar 3. 10 Alat karakterisasi XRD (X-ray Diffraction) [dokumen pribadi].

d. Pengujin Korosi

Pengujian korosi menggunakan Zahner Zennium dengan metode

electrochemical impedance spectroscopy (EIS) serta software Thalles XT

sebagai media analisis yang menampilkan polarisasi Tafel. Pada pengujian

ini digunakan 3 jenis elekroda yaitu elektroda pendukung (AgCl), elektroda

kerja (sampel Ti-6Al-7Nb), dan elektroda referensi (platina) yang dipasang

secara berlawanan didalam larutan artificial saliva. Parameter yang

digunakan ketika proses polarisasi dan penilaian laju korosi yaitu luas

permukaan setengah sampel, jenis logam yang diuji dalam hal ini ialah

titanium, temperatur ruangan sebesar 33ºC, range potential, scan rate, serta

current range yang disesuaikan dengan literatur. Data yang ditampilkan

42

berupa kurva polarisasi Tafel dan laju korosi dalam satuan mg/year yang

harus di konversikan ke mpy (mil per year).

Gambar 3. 11 Proses pengujian korosi: a) Zahner Zennium dan media analisis Thalles

XT, b) Rangkaian elektorda [dokumen pribadi].

Sampel pada pengujian korosi harus disambungkan dengan kabel

penghubung untuk menghubungkan antara arus yang diperoleh dari Zahner

Zennium dan elektroda. Sehingga terbentuk polarisasi yang tergambar ke

software Thalles XT.

Gambar 3. 12 Rangkaian kabel penghubung antara arus dan sampel untuk pengujian korosi

[dokumen pribadi].

a b

43

BAB IV

HASIL DAN PEMBAHASAN

4.1. Hasil Pengamatan Struktur Mikro

A. Hasil Pengujian Metalografi

Pengujian metalografi menghasilkan data berupa gambar topografi

permukaan sampel Ti-6Al-7Nb yang dilihat dari bawah mikroskop optik HIROX

KH-8700 3D Digital dengan perbesaran 200 kali dan skala 600µm. Berikut ini

merupakan hasil struktur mikro yang didapat dari keempat sampel.

Gambar 4. 1 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb tanpa solution treatment

[dokumen pribadi].

44

Gambar 4. 2 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi Temperatur Solution

Treatment 850ºC [dokumen pribadi].

Gambar 4. 3 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi Temperatur Solution

Treatment 970ºC [dokumen pribadi].

Gambar 4. 4 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi Temperatur Solution

Treatment 1050ºC [dokumen pribadi].

45

Hasil pengujian metalografi diatas dapat dihitung ukuran butir menggunakan

software imageJ. Berikut merupakan nilai ukuran butir pada setiap sampelnya

yang disajikan kedalam grafik hubungan antara variasi sampel Ti-6Al-7Nb

dengan ukuran butir dibawah ini.

As-cast ST 850 ST 970 ST 1050

550

600

650

700

750

800

Uku

ran

Bu

tir

(µm

)

Temperatur Solution Treatment (ºC)

Gambar 4. 5 Grafik hubungan antara ukuran butir dengan variasi temperatur solution treatment

paduan Ti-6Al-7Nb[dokumen pribadi].

Ukuran butir pada material Ti-6Al-7Nb yang divariasikan terhadap

temperatur solution treatment memiliki nilai yang berbeda-beda. Nilai ukuran

butir terbesar berada pada sampel paduan Ti-6Al-7Nb yang tanpa diberi heat

treatment yaitu sebesar 763,5 µm, sedangkan ukuran butir terkecil berada pada

sampel paduan Ti-6Al7Nb yang diberi solution treatment pada suhu 850ºC yaitu

sebesar 573,3 µm. Grafik hubungan antara ukuran butir dengan variasi sampel Ti-

6Al-7Nb diatas dapat dilihat bahwa ukuran butir semakin membesar seiring

763,5

573,2

640,3

704,5

46

dengan meningkatnya temperatur solution treatment. Hal tersebut dikarenakan

solution treatment mengontrol stabilitas dari matriks dan ukuran butir, dimana

semakin tinggi temperatur solution treatment maka membuat ukuran butiran

semakin besar. Pengujian metalografi dilakukan pula dengan menggunakan

mikroskop optik berbeda untuk mengetahui lebih jelas struktur mikronya yang

dilakukan di B2TKS dengan perbesaran 500 kali. Berikut ini gambar struktur

mikro pada setiap sampelnya.

Gambar 4. 6 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb tanpa solution treatment dengan

perbesaran 500x[dokumen pribadi].

Gambar 4. 7 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi temperatur solution

treatment 850ºC dengan perbesaran 500x[dokumen pribadi].

Butir β

Butir α

Butir β Butir α

47

Gambar 4. 8 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi temperatur solution

treatment 970ºC dengan perbesaran 500x [dikumen pribadi].

Gambar 4. 9 Hasil pengujian metalografi sampel Ti-6Al-7Nb yang diberi temperatur solution

treatment 1050ºC dengan perbesaran 500x [dokumen pribadi].

Semakin meningkatnya suhu solution treatment, memberikan efek struktur

mikro yang lebih kasar atau besar. Struktur mikro yang dihasilkan seluruh sampel

Ti-6Al-7Nb merupakan fully lamellar atau bisa disebut berbentuk jarum yang

pipih. Terdapat dua gradasi warna yang terbentuk yaitu sisi warna hitam (gelap)

merupakan fase β dan sisi warna putih (terang) merupakan fase α. Hal tersebut

sesuai dengan teori dan penelitian yang telah dilakukan sebelumnya oleh Cahya

Sutowo [30].

Butir β Butir α

Butir α Butir β

48

B. Hasil Karakterisasi X-ray Diffraction (XRD)

Pengujian x-ray diffraction (XRD) dilakukan pula pada paduan Ti-6Al-7Nb

yang divariasikan temperatur solution treatment, guna mendukung data-data

pengujian lain yang didapatkan, sehingga dapat diketahui struktur kristal, jenis

fase, serta parameter kisinya. Nilai parameter kisi yang didapat dari sampel

paduan Ti-6Al-7Nb dapat dilihat pada tabel 4.1 dibawah ini.

Tabel 4. 1 Hasil analisis parameter struktural paduan Ti-6Al7Nb yang diperoleh

dari pengujian XRD

Parameter Kisi Sampel

Tanpa ST ST 850ºC ST 970ºC ST 1050ºC

TiAl (α)

a (Å) 2,920500 2,933298 2,922221 2,920653

b (Å) 2,920500 2,933298 2,922221 3,252971

c (Å) 4,689184 4,691656 4,676722 4,682015

% 56,0 83,2 61,7 62,3

NbTi (α)

a (Å) 2,948677 2,928141 2,941427 2,930739

b (Å) 2,948677 2,928141 2,941427 2,930739

c (Å) 4,665463 2,928141 4,684465 4,678106

% 39,8 12,5 33,7 31,8

NbTi (β)

a (Å) 3,263925 3, 268192 3,252971 3,259665

b (Å) 3,263925 3, 268192 3,252971 3,259665

c (Å) 3,263925 3, 268192 3,252971 3,259665

% 4,2 4,4 4,6 5,9

GoF 1,34254 1,4337 1,72697 1,71932

Hasil analisis parameter struktural menunjukan bahwa paduan Ti-6Al-7Nb

yang digunakan sebagai sampel pada penelitian ini memiliki dua fase, yaitu fase

α dengan jenis struktur kristal hexagonal close packed (HCP) dan fase β dengan

jenis struktur kristal body centered cubic (BCC), dapat dilihat dari nilai unit cell

dimana pada fase α yang berupa heksagonal nilai a = b ≠ c, sedangkan unit cell

49

pada fase beta yang berupa kubik nilai a = b = c. Hal tersebut sesuai dengan teori

yang ada bahwa titanium bersifat allotropy karena memiliki dua bentuk

kristalografi heksagonal dan kubik [19].

Hasil pengujian XRD pada penelitian ini dapat diketahui pula bahwa adanya

kenaikan fase β mulai dari sampel tanpa solution treatment (As-cast) hingga

sampel yang diberikan temperatur solution treatment. Intensitas fase β terendah

terdapat pada sampel paduan Ti-6Al-7Nb yang tanpa temperatur solution

treatment yaitu 4,2%, karena pada sampel tersebut belum dilakukan pemanasan

sehingga belum banyak fase α yang bertransformasi ke fase β.

Seperti halnya dengan solution treatment pada suhu 850ºC dimana

pemanasan masih dibawah suhu β transus sehingga belum banyak pula fase α yang

bertransformasi ke fase β. Sedangkan intensitas fase β tertinggi terdapat pada

sampel paduan Ti-6Al-7Nb yang diberikan temperatur solution treatment sebesar

1050ºC yaitu 5,9%. Hal itu dikarenakan fase β akan meningkat secara signifikan

apabila proses pemanasannya diatas suhu β transus yang diketahui bahwa suhu

beta transus paduan Ti-6Al-7Nb sebesar ± 1010ºC [17]. Hasil tersebut sesuai

dengan teori dan penelitian yang dilakukan oleh Alfirano dkk [45].

50

Gambar 4. 10 Grafik pola difraksi XRD dari sampel paduan Ti-6Al-7Nb.

Pengujian XRD ini menghasilkan sebuah pola difraksi yang menunjukan

adanya perbedaan puncak (peak) terhadap sudut 2θ, dapat dilihat pada Gambar

4.10. Intensitas fase β akan meningkat seiring dengan meningkatnya temperatur

10 20 30 40 50 60 70 80

190

380

570

7600

530

1060

1590

21200

520

1040

1560

0

660

1320

1980

2 Theta (º)

As-cast

Inte

nsit

as

(a

.u.)

ST 850ºC

ST 970ºC

ST 1050ºC

𝑇𝑖𝛼

𝑇𝑖𝛽

51

solution treatment yang diberikan. Berikut ini merupakan data kenaikan fase β yang

disajikan dalam diagram pada Gambar 4.11.

As-cast ST 850 ST 970 ST 1050

0

10

20

30

40

50

60

70

80

90

100

110

Inte

nsit

as (

%)

Temperatur Solution Treatment (ºC)

% (Ti-alfa)

% (Ti-beta)

Gambar 4. 11 Diagram persentase intensitas fase α dan fase β paduan Ti-6Al-7Nb

Peningkatan intensitas fase β tersebut pun berkorelasi dengan hasil nilai

kekerasan dari ketiga temperatur solution treatment yang diberikan, dimana

intensitas fase β terbesar dan nilai kekerasan terkecil ada pada sampel paduan Ti-

6Al-7Nb yang diberikan temperatur solution treatment 1050º. Hal tersebut sesuai

dengan Manjumdar dkk, dalam studinya yang mengatakan bahwa fase β pada

titanium dapat menurunkan modulus elastisitas sehingga nilai kekerasannya pun

akan menurun [46].

52

4.2. Hasil Pengujian Sifat Mekanik

Diperlukan sebuah pengujian yang dapat menentukan sifat mekanik suatu

material, diketahui bahwasannya material yang digunakan sebagai aplikasi

biomedis harus memiliki tingkat kekuatan serta ketangguhan yang optimal. Pada

penelitian ini, dilakukan pengujian kekerasan guna mengetahui sifat mekanik

material Ti-6Al-7Nb. Berikut ini merupakan nilai kekerasan paduan Ti-6Al-7Nb

yang disajikan kedalam sebuah grafik hubungan antara variasi sampel Ti-6Al-7Nb

dengan nilai kekerasan yang dihasilkan.

As-cast ST 850 ST 970 ST 1050

380

400

420

440

460

Nil

ai K

eke

ras

an

(H

VN

)

Temperatur Solution Treatment (ºC)

Gambar 4. 12 Grafik hubungan antara nilai kekerasan dengan variasi temperatur solution

treatment paduan Ti-6Al-7Nb.

Hasil uji kekerasan menghasilkan grafik yang fluktuatif, dimana nilai

kekerasan mulai dari sampel, paduan Ti-6Al-7Nb tanpa solution treatment hingga

398

446

433

428

53

paduan Ti-6Al7Nb yang diberikan solution treatment 850ºC mengalami kenaikan

dan selanjutnya mengalami penurunan setelah temperatur solution treatment

ditingkatkan. Nilai kekerasan tertinggi terdapat pada sampel paduan Ti-6Al-7Nb

yang diberikan solution treatment pada suhu 850ºC yaitu 446 HVN, sedangkan nilai

kekerasan terendah terdapat pada sampel Ti-6Al-7Nb tanpa perlakuan panas yaitu

398 HVN. Hal tersebut didukung pula oleh hasil ukuran butir yang didapat, dimana

ukuran butir terkecil terdapat pada pada sampel paduan Ti-6Al-7Nb yang diberikan

solution treatment pada temperatur 850ºC. Hubungan antara ukuran butir dan nilai

kekerasan berbanding terbalik, ukuran butir yang lebih halus atau kecil akan

mempersulit terjadinya dislokasi sehingga nilai kekerasannya akan lebih besar [49].

Kekuatan material berbanding terbalik dengan kekerasannya, dimana

semakin keras suatu material maka material tersebut semakin getas dan

daktilitasnya semakin menurun. Solution treatment pada suhu 850ºC merupakan

suhu optimum untuk nilai kekerasannya. Sedangkan untuk pengaplikasian pada

implan dibutuhkan kekuatan yang tinggi dengan keuletan yang memadai, untuk

mendapatkan kekuatan yang tinggi dengan keuletan yang memadai, solution

treatment dilakukan pada suhu 25ºC-85ºC dibawah suhu β transusnya [34]. Solution

treatment pada suhu 970ºC memiliki nilai kekuatan yang lebih besar dibandingkan

dengan kedua temperatur solution treatment lainnya, karena solution treatment

pada suhu 970ºC merupakan suhu treatment 40ºC dibawah suhu β transusnya,

sedangkan solution treatment pada suhu 1050ºC merupakan suhu diatas suhu β

transusnya. Hal tersebut berarti solution treatment pada suhu 850ºC merupakan

suhu optimum untuk nilai kekerasannya, tetapi kekuatannya akan menurun, dimana

54

nilai kekerasan tidak menjadikan suatu material menjadi lebih tangguh, akan tetapi

sebaliknya.

4.3. Hasil Pengujian Ketahanan Korosi

Pengujian korosi pada penelitian ini menggunakan metode electrochemical

impedance spectroscopy (EIS) dengan polarisasi Tafel, dimana pengujian

menggunakan larutan artificial saliva sebagai larutan elektrolit denga pH 6,7.

Pengujian ini dapat diketahui nilai icorr, laju korosi (corrosion rate), serta penyajian

data berupa plot polarisasi Tafel. Laju korosi dapat dihitung menggunakan

persamaan (2.1) sehingga menghasilkan data sebagai berikut.

Tabel 4. 2 Nilai icorr dan laju korosi paduan Ti-6Al-7Nb

Dapat dilihat bahwa laju korosi tertinggi terdapat pada sampel Ti-6Al-7Nb

yang tanpa diberikan temperatur solution treatment yaitu 21,97 mpy, sedangkan

laju korosi terendah terdapat pada sampel paduan Ti-6Al-7Nb yang diberikan

temperatur solution treatment sebesar 970ºC yaitu 5,21 mpy. Ketika diberi heat

treatment laju korosi akan menurun secara signifikan, hal tersebut karena ketika

diberi heat treatment titanium akan membentuk oksida, nitride, atau hidrida pada

permukaannya secara kontinyu, sehingga menyebabkan titanium bersifat pasif

terhadap larutan dan lingkungan sekitarnya [21]. Nilai icorr dapat mempengaruhi

Jenis sampel icorr (µA/cm2) Laju Korosi (mpy)

As-cast 0,89414 21,97

STA 850ºC 0,33032 8,11

STA 970ºC 0,21209 5,21

STA 1050ºC 0,38568 9,47

55

laju korosi [58], dimana nilai icorr sebanding dengan besarnya laju korosi. Hasil

pengujian ini disajikan pula grafik polarisasi Tafel hubungan antara potensial

listrik dengan logaritma arus absolut yang dapat dilihat pada gambar 4.12, dimana

titik perpotongan antara merupakan nilai laju korosi sampel paduan Ti-6Al-7Nb

yang diberi variasi heat treatment. Grafik polarisasi Tafel tersebut menunjukan

hal yang sama pula, nilai laju korosi tertinggi terdapat pada sampel paduan Ti-

6Al-7Nb yang tidak diberikan solution treatment (as-cast), sedangkan laju korosi

terendah terdapat pada sampel paduan Ti-6Al-7Nb yang diberikan solution

treatment pada suhu 970ºC.

-7 -6 -5 -4 -3 -2

-1.5

-1.0

-0.5

0.0

0.5

1.0

Po

ten

tial, E

(V

SC

E)

Current density, Log I (A/cm2)

As-Cast

ST 850oC

ST 970oC

ST 1050oC

Gambar 4. 13 Grafik polarisasi Tafel paduan Ti-6Al7-Nb

56

BAB V

KESIMPULAN DAN SARAN

5.1. Kesimpulan

Dari hasil data pengujian dan pembahasan yang ada diatas, maka dapat disimpulkan

bahwa:

1. Semakin meningkatnya temperatur solution treatment, maka semakin besar

ukuran butir. Proses heat treatment, menghasilkan struktur mikro paduan

Ti-6Al-7Nb yang sepenuhnya merupakan fully lamellar atau bisa disebut

berbentuk jarum pipih yang terbagi menjadi dua jenis yaitu butir α dan β.

Intensitas fase β yang terbentuk akan meningkat seiring dengan

meningkatnya temperatur solution treatment yang diberikan, dengan kata

lain pada saat dilakukan pemanasan menyebabkan semakin banyak fase α

yang bertransformasi menjadi fase β.

2. Hubungan antara ukuran butir dan nilai kekerasan berbanding terbalik,

ukuran butir yang lebih halus atau kecil akan mempersulit terjadinya

dislokasi sehingga nilai kekerasannya akan lebih besar. Nilai kekerasan

tertinggi terdapat pada sampel Ti-6Al-7Nb yang diberikan solution

treatment pada suhu 850ºC, namun dengan kekerasan yang tinggi akan

mengakibatkan kekuatannya menurun.

3. Ketahanan korosi tinggi terdapat pada sampel Ti-6Al-7Nb yang diberikan

solution treatment sedikit dibawah suhu β transusnya yaitu pada suhu

970ºC.

57

5.2. Saran

Perlunya dilakukan pengujian Scanning Electron Microscope (SEM) agar

dapat memberikan informasi mengenai topografi, morfologi, komposisi, serta

informasi kristalografi yang lebih detail. Pengujian tarik juga perlu dilakukan untuk

membandingkan dengan nilai kekerasannya sehingga informasi mengenai kekuatan

mekanis material akan lebih jelas.

58

DAFTAR PUSTAKA

[1] A. Virkam Singh, Clinical Implantology. 2013.

[2] D. Shi, “Biomaterials and Tissue Engineering,” Univ. Cincinnati Dep. Chem.

Mater. Eng., p. 1, 2004.

[3] J. Breme and V. Biehl, “Handbook of Biomaterial Properties.”

[4] C. Oldani, A. Dominguez, and T. Eli, “Titanium as a Biomaterial for

Implants, Recent Advances in Arthoplasty,” Dep. Mater. Technol. Univ.

Nac. Cordoba, Argentina, p. 9, 2012.

[5] C. Li, Y. Lee, D. Lee, X. Mi, S. Hui, and W. Ye, “Effect of Solution

Treatment on Microstructure and Properties of Ti-2Al-9.2Mo-2Fe Alloy,”

Gen. Res. Inst. Nonferrous Met. Beijing China, pp. 475–477, 2016.

[6] H. R. R. Kenneth J. Anusavice, Chiayi Shen, “Phillips’ Science of Dental

Materials,” Elsevier Sci., vol. 12, pp. 5–6, 2014.

[7] B. Setiawan, Ensiklopedi Nasional Indonesia Jilid 13. 1990.

[8] M. Niinomi, “Mechanical properties of biomedical titanium alloys,” Dep.

Prod. Syst. Eng. Toyohashi Univ. Technol. Japan, vol. 243, pp. 231–236,

1998.

[9] G. Manivasagam, D. Dhinasekaran, and A. Rajamanickam, “Biomedical

Implants : Corrosion and its Prevention - A Review,” Sch. Mech. Build.

Sicence, VIT Univ. India, pp. 40–54, 2010.

[10] J. Gallego, T. Santos, R. Zufarovich, and V. Polyakova, “Microstructural

Characterization of Ti-6Al-7Nb Alloy After Severe Plastic Deformation 2 .

Experimental Procedure,” vol. 15, no. 5, pp. 786–791, 2012.

[11] D. A. Perry, P. Beemsterboer, and E. J. Taggart, Periodontology for The

Dental Hygienist 4th Edition. 2014.

[12] M. Niinomi and M. Nakai, “Titanium-Based Biomaterials for Preventing

Stress Shielding between Implant Devices and Bone,” vol. 2011, 2011.

[13] C. H. Mutlu Ozean, “Titanium as a Reconstruction and Implant Material in

Dentistry: Advantages and Pitfalls,” Cent. Dent. Oral Med. Univ. Zurich,

2012.

[14] H. Koizumi, Y. Takeuchi, H. Imai, and T. Kawai, “Application of Titanium

and Titanium Alloys to Fixed Dental Prostheses,” J. Prosthodont. Res., 2019.

[15] I. Bambang, “Titanium dan Paduan Titanium Material Pilihan Kedokteran

Gigi Masa Depan,” Ilmu Mater. Kedokt. Gigi Fakutas Kedokt. Gigi, Univ.

Indones., vol. 7, pp. 106–109, 2000.

59

[16] D. Iijima, T. Yoneyama, H. Doi, H. Hamanaka, and N. Kurosaki, “Wear

properties of Ti and Ti – 6Al – 7Nb castings for dental prostheses,” vol. 24,

pp. 1519–1524, 2003.

[17] C. Leyens and M. Peters, Titanium and Titanium Alloys. 2003.

[18] N. Herlina Sari, Material Teknik. Deepublish, 2018.

[19] R. Boyer and G. Welsch, Materials Properties Handbook : Titanium Alloys.

2007.

[20] H. . Kishawy and A. Hosseini, “Titanium and Titanium Alloys, Machining

Difficult to Cut Materials,” Springer Int. Publ., 2019.

[21] A. Akuan, “TITANIUM 3,” pp. 3–32.

[22] V. Arun Joshi, Titanium Alloys an Atlas of Structures and Fracture Features.

CRC Press, 2006.

[23] R. Nunes, J. H. Adams, M. Ammons, and R. J. Barnhurst, “Properties and

Selection: Nonferrous Alloys and Special Purpose Materials,” ASM Int., vol.

2.

[24] R. . Smallman and R. . Bishop, Modern Physical Metallurgy and Materials

Engineering. 1999.

[25] M. Ashida, P. Chen, H. Doi, Y. Tsutsumi, and T. Hanawa, “Microstructures

and Mechanical Properties of Ti-6Al-7Nb Processed by High-Pressure

Torsion,” Procedia Eng., vol. 81, no. October, 2014.

[26] M. Niinomi, Metals for Biomedical Devices. Woodhead Publishing Limited,

2010.

[27] E. Chlebus, T. Kurzynowski, and B. Dybala, “Microstructure and

Mechanical Behaviour of Ti ― 6Al ― 7Nb Alloy Produced by Selective

Laser Melting,” vol. 62, pp. 3–10, 2011.

[28] P. F. Barbosa and S. T. Button, “Microstructure and Mechanical Behaviour

of The Isothermally Forged Ti-6Al-7Nb Alloy,” vol. 214, pp. 23–32, 2000.

[29] I. Milosev, et al, “XPS and EIS Study of The Passive Film Formed on

Orthopaedic Ti – 6Al – 7Nb Alloy in Hank ’ s Physiological Solution.,”

Electrochim. Acta, vol. 53, 2008.

[30] C. Sutowo, F. Rokmanto, and M. K. Waluyo, “Pengaruh Variasi Temperatur

Solution Treatment terhadap struktur Mikro dan Kekuatan Paduan Ti-6Al-

6Nb untuk Aplikasi Biomedis,” Pus. Penelit. Metal. dan Mater. LIPI, no.

November, pp. 1–2, 2017.

[31] C. Sutowo, A. A. Alhamidi, M. Idrus, A. Basir, and F. Rokhmanto, “Effect

of Quenching Medium on The Microstructure of Hot Rolled Ti-6Al-6Nb

Alloy for Medical Application,” vol. 020045, no. May, pp. 1–9, 2018.

60

[32] Z. Wang, H. Cai, and S. Hui, “Microstructure and Mechanical Properties of

a Novel Ti – Al – Cr – Fe Titanium Alloy After Solution Treatment,” J.

Alloys Compd., vol. 640, no. 33, pp. 253–259, 2015.

[33] F. H. Froes, Titanium-Physical Metallurgy Processing and Aplications.

2015.

[34] A. Tohru, et al, “ASM Handbook Heat Treating,” ASM Int., vol. 4, 1995.

[35] S. A. Ajeel, T. L. Alzubaydi, and A. K. Swadi, “Influence of Heat Treatment

Conditions on Microstructure of Ti- 6Al-7Nb Alloy As Used Surgical

Implant Materials,” vol. 25, no. 3, 2007.

[36] Damisih, I. N. Jujur, J. Sah, and D. H. Prajitno, “Characteristics

Microstructure and Microhardness of Cast Ti-6Al-4V ELI for Biomedical

Application Submitted to Solution Treatment,” vol. 020037, 2018.

[37] R. R. Boyer, “Titanium and Its Alloys : Metallurgy , Heat Treatment and

Alloy Characteristics,” Mater. adn Process Technol. Boeing Co., pp. 1–12,

2010.

[38] R. Filip, K. Kubiak, W. Ziaja, and J. Sieniawski, “The Effect of

Microstructure on The Mechanical Properties of Two-phase Titanium

Alloys,” J. Mater. Process. Technol., vol. 133, pp. 84–89, 2003.

[39] L. M. Gammon, R. D. Briggs, J. M. Packard, K. W. Batson, R. Boyer, and

C. W. Domby, “Metallography and Microstructures of Titanium and Its

Alloys,” vol. 9, 2004.

[40] G. Lutjering, “Influence of Processing on Microstructure and Mechanical

Properties of ( α+β ) Titanium Alloys,” J. Mater. Eng., vol. 243, pp. 32–45,

1998.

[41] N. Poondla, T. S. Srivatsan, A. Patnaik, and M. Petraroli, “A Study of The

Microstructure and Hardness of Two Titanium Alloys : Commercially pure

and Ti – 6Al – 4V,” J. Alloys Compd., vol. 486, pp. 162–167, 2009.

[42] T. Sercombe, N. Jones, R. Day, A. Kop, T. Sercombe, and N. Jones, “Heat

Treatment of Ti-6Al-7Nb Components Produced by Selective Laser

Melting,” Team Sercombe, Aust. Synchrotron Co., 2010.

[43] J. Lindemann and L. Wagner, “Microtextural Effects on Mechanical

Properties of Duplex Microstructures in ( α+β ) Titanium Alloys,” J. Mater.

Sci. Eng., vol. 263, pp. 137–141, 1999.

[44] H. Aaronsom, S. M Allen, C. S Barret, and A. M Bayer, “Metallography and

Microstructures,” Technol. (ASM Int., vol. 9, 1998.

[45] S. Alfirano and F. S, “Effect of Solution Treatment on The Microstructure

and Mechanical Properties of Ti-6Al-6Mo Hot Rolled Alloy,” UMP Press,

vol. 13, no. 2, 2019.

61

[46] P. Majumdar, S. B. Singh, and M. Chakraborty, “Elastic Modulus of

Biomedical Titanium Alloys by Nano-indentation and Ultrasonic

Techniques,” Mater. Sci. Eng., vol. 489, 2008.

[47] W. J. Evans, “Optimising Mechanical Properties in alpha + beta Titanium

Alloys,” Mater. Sci. Eng., vol. 243, pp. 89–96, 1998.

[48] S. Rocha, G. L. Adabo, E. P. Henriques, and M. A. Nobilo, “Vickers

Hardness of Cast Commercially Pure Titanium and Ti-6Al-4V Alloy

Submitted to Heat Treatments,” Dep. Dent. Mater. Prosthodont., vol. 17, pp.

126–129, 2006.

[49] Purnomo, Material Teknik, 1st ed. Malang, Jawa Timur: CV. Seribu Bintang,

2017.

[50] S. Ardhy, J. Affi, and Gunawarman, “Perilaku Korosi Titanium dalam

Larutan Modifikasi Saliva Buatan untuk Aplikasi Ortodontik,” J. Mek. Jur.

Tek. Mesin, Univ. Andalas, vol. 6, no. 2, pp. 585–593, 2015.

[51] M. Geetha, U. K. Mudali, and A. K. Gogia, “Influence of Microstructure and

Alloying Elements on Corrosion Behavior of Ti – 13Nb – 13Zr Alloy,” J.

Corros. Sci., vol. 46, pp. 877–892, 2004.

[52] N. . Al-Mobarak, A. . Al-Swayih, and F. . Al-Rashoud, “Corrosion Behavior

of Ti-6Al-7Nb Alloy in Biological Solution for Dentistry Applications,” Int.

J. Electrochem. Sci., vol. 6, pp. 2031–2042, 2011.

[53] S. Renita, S. Rajendran, and A. Chattree, “Influence of Artificial Saliva on

the Corrosion Behavior of Dental Alloys : A review,” J. Adv. Chem. Sci., vol.

4, no. January, 2017.

[54] P. Adi, A. Puspitasari, and U. Islami, “Pengaruh Konsentrasi Rebusan

Kelopak Bunga Rossella terhadap pH Saliva Buatan,” Fak. Kedokteran,

Univ. Brawijaya, vol. 1, no. 2, pp. 156–160, 2015.

[55] A. Baron, W. Simka, and W. Chrzanowski, “EIS Tests of Electrochemical

Behaviour of Ti6Al4V and Ti6Al7Nb Alloys,” J. Achiev. Mater. Manuf.

Eng., vol. 21, no. 1, pp. 23–26, 2007.

[56] L. S. . Kumar and D. Avinash, “Experimental Biocompatibility

Investigations of Ti – 6Al – 7Nb Alloy in Micromilling Operation in terms

of Corrosion Behavior and Surface Characteristics Study,” J. Brazilian Soc.

Mech. Sci. Eng., vol. 9, pp. 1–11, 2019.

[57] M. Dinu et al., Ti-Nb-Zr System and Its Surface Biofunctionalization for

Biomedical Applications. Elsevier Inc., 2018.

[58] ASTM, “Standard Practice for Calculation of Corrosion Rates and Related

Information from electrochemical Measurements,” ASTM G102, vol. 89,

1999.

I

LAMPIRAN

1. Ukuran Butir yang dihitung menggunakan software ImageJ.

2. Nilai Kekerasan yang diukur menggunakan Kekerasan Vickers

Jenis sampel 1 2 3 Ukuran Butir Rata-rata

(µm)

Tanpa ST (As-cast) 773,2 769,1 748,3 763,5

ST 850 º C 493,1 648,3 578,1 573,2

STA 970 º C 617,2 547,7 756,1 640,3

STA 1050 º C 676,3 719,8 717,4 704,5

Nilai Kekerasan (HVN)

Tanpa ST

(As-cast) ST 850ºC ST 970ºC ST 1050ºC

372 427 430 406

423 459 433 427

370 455 472 436

395 436 415 430

436 452 430 418

421 424 445 452

372 455 436 445

387 455 415 424

390 436 442 395

418 459 415 445

Ā= 398 Ā= 446 Ā= 433 Ā= 428

II

3. Pengubahan satuan corrosion rate pada pengujian korosi

Berat atom→ Titanium : 47,867 g/mol

Aluminium : 26,98 g/mol

Niobium : 92,9 g/mol

Maka nilai EW Ti-6Al-7Nb

EW : (47,867) + (26,98 x 6) + (92,9 x 7) = 860,047 gram/mol

K : 0,1288 mpy. g/µA.cm.

ρ (densitas) : 4,51 gr/cm3

𝐶𝑅 = 𝐾𝑖𝑐𝑜𝑟𝑟

𝜌 𝐸𝑊

Tanpa ST(As-cast)

𝐶𝑅 = 0,1288 0,89414

4,51 860,047

= 21,97 mpy

ST 850ºC

𝐶𝑅 = 0,1288 0,33032

4,51 860,047

= 8,11 mpy

ST 970ºC

𝐶𝑅 = 0,1288 0,21209

4,51 860,047

= 5,21 mpy

ST 1050ºC

𝐶𝑅 = 0,1288 0,38568

4,51 860,047

= 9,47 mpy

III

4. Proses perhitungan ukuran butir menggunakan software ImageJ

Masukan gambar hasil metalografi

Software ImageJ dibuka muncul gambar berikut pada layar

Terdapat gambar metalografi

beserta scale bar

Zoom in kearah scale bar, tarik garis

antar ujung scale bar

Analysis>set scale

IV

Didapat keterangan jaraknya Mengubah nilai known distance

sesuai dengan skala pada foto,

dan disesuaikan satuannya>OKE

Zoom out, tarik garis antar ujung

ukuran butir, hitung jumlah butir

yang terlewati garis

Analysis>set scale, catatat nilai

known distance yang tertera

Rumus perhitungan ukuran butir rata-rata:

Nilai 𝑘𝑛𝑜𝑤𝑛 𝑑𝑖𝑠𝑡𝑎𝑛𝑐𝑒

jumlah butir dalam 1 garis

Catatan: Lakukan pengukuran sebanyak 3 kali atau lebih penarikan garis