## SCAFFOLD REKONSTRUKSI MANDIBULA DARI MATERIAL BHIPASIS CALSIUM PHOSPATE DENGAN PENGUAT CANGKANG KERANG SRIMPING MENGGUNAKAN METODE FUNCTIONALLY GRADED MATERIAL
Saifudin Ali Anwar 1 ,  Solechan 2 , Samsudi Raharjo 3

## Abstrak
Tumor  mandibula  berpotensi  menimbulkan  gangguan  atau  rusaknya  tulang dan perlu dilakukan reseksi untuk mengambilan bagian yang terinfeksi. Aki- bat  reseksi  perlu  dilakukan  rekonstruksi  mandibula  dengan  menggunakan scaffold dan  tergantikan  sel-sel  osteoblas  untuk  pembentuk  tulang.    Peneli- tian ini tentang pembuatan scaffold rekonstruksi mandibula dari material bi- phasis calsium phospate dengan penguat cangkang kerang srimping dan ge- latin  menggunakan  metode functionally  graded  material .  Tujuan  tersebut akan tercapai dengan optimasi prototype scaffold . Pengujian scaffold s mulai uji ketangguhan  retak,  metalurgrafi,  struktur  Kristal, dan  porositas.  Tujuan- nya  untuk  mengetahui  karakteristik  dan  sifat  mekanik scaffold s.Hasil  yang diperoleh setelah dilakukan pengujian ketangguhan retak. Hasil yang optimal dimiliki oleh tipe Scaffold s 2/K dengan  kekuatan tekuk ini melebihi kekua- tan scaffold s kommersil yaitu sebesar 805 Pa. Pada struktur kristal terbentuk semi  kristal  pada scaffold berpenguat  cangkang  kerang  dan  gelatin  pada tempertaur  sintering  800 o C  memiliki  sifat  sulit  teruarai  atau  terdegradable. Hasil uji SEM untuk penguat gelatin memiliki pori-pori yang besar dan po- rositas yang tinggi dengan diameter porous ± 200 – 300 µm. Pada uji porosi- tas yang paling optimal pada scaffold s tipe 2/G dengan berpenguat cangkang kerang  srimping  memiliki  kekutan  tekuk  yang  tinggi  dan  porositas  rendah, sebaliknya  berpenguat  gelatin  memiliki  porositas  tinggi  tetapi  kekuatan  te- kuk rendah.
Kata  Kunci: Scaffold,  Bhipasis  Calsium  Phospate,  Fungtionally  Grand Material

## PENDAHULUAN
Masalah-masalah yang muncul dalam bidang orthopedik semakin komplek dan di- perlukan  penanganan  khusus  untuk  mangatasinya,  baik  dari  segi  teknologi  maupun  ma- terial  dasar (Karel,  2009) .  Biomaterial  adalah  material  dasar  untuk  pembuatan  implant yang  digunakan  memperbaiki  atau  mengganti  bagian  tulang  yang    rusak  akibat  terkena
1 Fakultas Kedokteran Gigi, Universitas Muhammmadiyah Semarang
2 Teknik Mesin, Universitas Muhammmadiyah Semarang
3 Teknik Mesin, Universitas Muhammmadiyah Semarang
penyakit,  kecelakaan  atau  trauma ( Indonesia  Scientific  Services  Magazine ,  2005) .  Ba- nyak kasus kerusakan tulang yang diakibatkan penyakit khususnya tumor dibagian mandi- bula. Secara statistik kejadian patah tulang rahang bawah (mandibula) 60%, tulang rahang atas  (maxilla)  9%,  tulang  pipi  19%  dan  kombinasi  ketiganya  adalah  12% (Erol  dkk, 2004) .  Tumor  mandibula  berpotensi  menimbulkan  gangguan  atau  rusaknya  tulang  dan perlu dilakukan reseksi untuk mengambilan bagian yang terinfeksi. Ini mengakibatkan de- fek mulai dari celah pada tulang alveolus sampai dengan diskontinuitas tulang mandibula (Smith, 2006) .
Akibat reseksi perlu dilakukan rekonstruksi mandibula dengan menggunakan scaf- fold yang  hilang  secara  perlahan-lahan  ( biodegerable )  dan  tergantikan  sel-sel  osteoblas yang  menempel  pada  material  untuk  pembentuk  tulang (Singare  S,  2004) .  Pembuatan scaffold harus presisi dan konsisten berkaitan dengan porositas, ukuran pori, distribusi pori dan interkonektivitas antar pori (Salgado, 2004) . Material scaffold kebanyakan dari kera- mik kalsium fosfat yaitu biphasic calcium phosphate (BCP) yang terdiri 80% hidroksiapa- tit  (HA)  dan  20%  trikalsium  fosfat  ( β -TCP),  tetapi  kekurangan  dari  kekuatan  mekanik yang rendah (Levin, 1975) . Dibanding dengan calcium sulfate , poly(lactide-co-glycolide) (PLGA), polyglycolide (PGA) dan polylactide (PLA) untuk material BCP lebih baik keku- atan  mekaniknya  dan  lebih  biokompatibel  dan  biodegradable (Levin,  1975) .  Kekuatan mekanik yang rendah diperlukan material penguat ( reinforced ) yang memiliki sifat meka- nik lebih tinggi.
Penggabungan dua material yang memiliki sifat yang berbeda dapat meningkatkan sifat mekanik material atau disebut dengan material komposit. Material penguat yang di- gunakan  untuk  prototype scaffold biasanya  dari  bahan  alam  termasuk  kolagen,  kitosan, tepung, chitin (binatang berkulit keras) dan serat sutra. Untuk kolagen dan chitin memiliki banyak  kelebihan  dari  material  lainya  dari  segi  kekuatan,  keuletan,  biokompatibel  dan biodegradable (Bilotte,  2003) .  Dari  pertimbangan  diatas,  diharapkan  material  komposit untuk scaffold rekonstruksi mandibula dengan teknik pembuatan functionally graded ma- terial (FGM) dari material biphasic calcium phosphate (BCP) dengan penguat chitin dari kulit kerang srimping menjadikan scaffold lebih kuat, ulet dan porous saat dipasang pada celah atau rongga akibat reseksi mandibula.
Menurut nasocomial survellience system data Rumak Sakit Dr. Kariadi pada bulan (Januari-Desember) 2010 untuk kasus rekonstruksi mandibula mencapai 15 kasus, apabila
dikalikan  30  Rumah  Sakit  yang  memiliki  spesialis  bedah  mulut    diseluruh  Jawa  Tengah dengan  hitungan  kasar  10  kasus  setiap  rumah  sakit  bisa  mencapai  300  kasus (Pusat Komunikasi  Kementrian  Kesehatan  Republik  Indonesi,  2010) . Dari banyaknya kasus rekonstruksi  mandibula  yang  membutuhkan scaffold ,  perlu  dilakukan  terobosan  untuk membuka  minifactory  khususnya  skala  kampus.  Ini  akan  membantu  kebutuhan scaffold , yang  selama  ini  yang  masih  impor  walaupun  ada  produk  lokal  Indonesia  tetapi  belum mencukupi kebutuhan.
Scaffold selain porous harus biokompetibel dan biodegerable pada waktu diimplan. Material  BCP  merupakan  salah  satu  material  yang  digunakan  untuk  produk scaffold karena beberapa pertimbangan diantaranya pengaturan degradasi yang bisa dikontrol juga memenuhi sifat-sifatnya, sedangkan kelemahannya hanya pada sifat mekanik yang rendah. Untuk  mengatasi  hal  itu  perlu  ditambah  penguat  untuk  mendukung  kekuatan  mekanik tetapi masih mempertimbangkan sifat biokompetibel dan biodegerable.
Memanfaatkan  material  penguat  akan  mengurangi  prosentasi  berat  material  BCP dan  membantu  dari  nilai  ekonomis.  Penguat  kulit  kerang  srimping  dan  lembaran  gelatin merupakan  material  alami,  selain  gampang  dicari,  murah  dan  tersedia  di  alam.  Dengan pengabungan  dua  material  yang  memiliki  sifat-sifat  yang  berbeda,  diharapkan scaffold memiliki  sifat  yang  terbaik  dari  kedua material, dapat  berguna  bagi  khalayak  umum  dan membantu masyarakat yang menderita penyakit tulang atau akibat kecelakan dengan harga sesuai ekonomi rakyat Indonesia.
Scaffold s dengan material penguat akan mengurangi prosentasi berat material BCP dan  membantu  dari  nilai  ekonomis.  Penguat  kulit  kerang  srimping  dan  lembaran  gelatin merupakan  material  alami,  selain  gampang  dicari,  murah  dan  tersedia  di  alam.  Dengan pengabungan  dua  material  yang  memiliki  sifat-sifat  yang  berbeda,  diharapkan scaffold memiliki  sifat  yang  terbaik  dari  kedua material, dapat  berguna  bagi  khalayak  umum  dan membantu masyarakat yang menderita penyakit tulang atau akibat kecelakan dengan harga sesuai ekonomi rakyat Indonesia.
Tujuan  penelitian  menekankan  optimasi  prototipe scaffold melalui  karakterisasi material scaffold dan desain pembuatan dengan Metode Functionally Grade Material , yai- tu sebagai berikut:
1). Studi karakteristik masing-masing material yang akan diteliti
2). Kajian pembentukan scaffold dari beberapa desain prototipe dan variasi manufaktur
3). Pengujian sifat mekanik dari beberapa desain.

## METODE PENELITIAN
Penelitian dilakukan menurut diagram alur pada Gambar 1.
Gambar 1. Diagram Alur Penelitian
Material serbuk biphasis calsium phospate (BCP) dengan komposisi perbandingan yang  memiliki  sifat  paling  optimal,  dimisalkan  80  %  hidroxyapatit  (HA)  dan  20  % tricalcium  phosphate ( β -TCP),  ukuran  butir  (10-20) µ m .  Sedangkan  penguat  yang digunakan  yaitu  kulit  kerang  srimping  dan  lembar  gelatin.  Benda  uji  dibuat  dengan cetakan karbon berbentuk silindris, terdiri dari 4 lapis dengan ketebalan yang sama untuk tiap  lapisnya  (1,5  mm),  tebal  total  spesimen  implant  tulang  6  mm.  Komposisi  (100  %) untuk  lapisan  paling  bawah  adalah  penguat  kulit  kerang  srimping  atau  lembar  gelatin, lapisan kedua 90 % penguat + 10 % BCP, lapisan ketiga 80 % penguat + 20 % BCP dan lapisan paling atas 70 % penguat + 30 % BCP, seperti terlihat pada Gambar 2.
Gambar 2.  Susunan Benda Uji Functionally Grade Material (FGM)
Pembuatan scaffold s
Komposisi (100 %) untuk lapisan paling bawah adalah penguat kulit kerang srimp- ing  atau  lembar  gelatin,  lapisan  kedua  90  %  penguat  +  10  %  BCP,  lapisan  ketiga  80  % penguat + 20 % BCP dan lapisan paling atas 70 % penguat + 30 % BCP. Benda uji selan- jutnya  memasuki  proses  sintering  dengan  teknik pulse  electric  current  sintering (SPS- 511L, Japan) sampai mencapai suhu 800-900 o C dengan laju pemanasan 110-130 o C/menit dalam  kondisi  vakum.  Gaya  yang  digunakan  untuk  menekan  adalah  4-6  kN.    Langkah- langkah pembuatan scaffold s diperlihatkan pada Gambar 3.

## Uji Ketangguhan Retak atau tekan
Hasil dari produk dipotong berbentuk balok segi empat untuk pengujian ketanggu- han  retak  ( fracture  toughness ).  Benda  uji  disiapkan  untuk  pengujian  ketangguhan  retak
dengan 3 titik tekuk dengan retak tepi tunggal standar ASTM E-20. Pengujian ini dilaksa- nakan dengan menggunakan mesin Instron 4204 buatan Amerika Serikat. Retak awal ( ini- tial crack ) disiapkan dengan menggunakan pemotong intan (diamond cutter) dengan kete- balan  0.1  mm  pada  lapisan dengan  komposisi  70%  penguat  +  30%  BCP.  Gambar  4 me- nunjukan proses uji ketangguhan retak atau tekan.
Gambar 3.  Langkah-langkah pembuatan scaffold s.
Gambar 4. Uji ketangguhan retak atau tekan
Uji X-Ray Diffractometer
Sampel yang  digunakan  pada  pengujian  ini  sama  dimensinya  dengan  pengujian SEM yaitu lebar 5 mm dan tinggi 3 mm. Penembakan dilakukan di daerah lapisan ke lapi- san, sehingga dapat  mengidentifikasi jenis mineral yang terkandung  dalam lapisan, baik secara total maupun khusus lapisan. Hasil pengujian sebuah sampel diprint-out dan dapat dicopy  dengan  perangkat  pengcopy  ( flashdisk )  untuk  dapat  diolah  datanya  dengan  soft- ware  lain  semacam  Origin-50.  Gambar  5  menunjukan  proses  pengujian  struktur  Kristal dengan mesin X-Ray Diffractometer (XRD).
Gambar 5. Pengujian X-Ray Diffractometer
Pengujian SEM
Spesimen dipotong dengan lebar 5 mm dan tinggi 3 mm untuk mengetahui struk- turmikro scaffold tulang  mandibula.  Posisi  pemotretan  pada  daerah  lapisan  yang  terdiri dari 4 lapis sehingga mewakili dari semua komposisi paduan sedangkan studi karakterisasi didaerah retakan, ukuran pori-pori dan interface antar lapisan untuk analisa hasil. Pengu- jian SEM di dilaksanakan di LPPT UGM Yogyakarta. Untuk proses pengujain SEM diper- lihatkan pada Gambar 6.

## Analisis data
Data yang diperoleh akan dianalisa secara statik untuk mengetahui pengaruh per- bedaan. Untuk lebih jelasanya dapat dilihat pada Tabel 1.
TRAKSI Vol. 14 No. 1 Juni 2014

## Gambar 6. Pengujian SEM
Tabel 1. Analisa data untuk pengambilan data

## HASIL DAN PEMBAHASAN
Hasil yang dicapai meliputi: uji komposisi kimia, uji struktur kristal, uji struktur- mikro, uji ketangguhan retak atau tekan, uji porositas. Berikut ini tahapan dari Penyedian material, pencetakan, proses sintering dan pengujian scaffold s.

## Uji Ketangguhan Retak atau Tekan
Hasil  dari  produk  dipotong  berbentuk  balok  segi  empat  untuk  pengujian ketangguhan retak ( fracture toughness ). Benda uji disiapkan untuk pengujian ketangguhan retak  dengan  3  titik  tekuk  dengan  retak  tepi  tunggal  standar  ASTM  E-20.  Pengujian  ini dilaksanakan  dengan  menggunakan  mesin  Instron  4204  buatan  Amerika  Serikat.  Retak awal  ( initial  crack )  disiapkan  dengan  menggunakan  pemotong  intan  ( diamond  cutter ) dengan ketebalan 0.1 mm pada lapisan dengan komposisi 70% penguat + 30% BCP.
Dari data menampakan tipe scaffold s tipe 1/K dan 1/G dengan ketebalan 0,5 mm dan 1 mm memiliki kekuatan paling rendah dibandingkan dengan 2/K dan 2/G. Kekuatan tekan  paling  rendah  pada scaffold s  dimiliki  oleh scaffold s  tipe  1/K  dengan  ketebalan penguat  0,5  mm  dan  disentering  pada  suhu  900oC  sebesar  320  Pa.  Penyebab  kekuatan tekan  yang  rendah  dikarenakan  pada scaffold s  tipe  1/K  dan  1/G  menggunakan  penguat satu  layer  atau  satu  lapis  pada  susunan scaffold s.  Penguat  dalam  komposit  memiliki kekutan  lebih  tinggi  dibandingan  matrik (Calister,  2003). Pengaruh  temperatur  sintering pada  kekuatan  tekan  memiliki  pengaruh  yang  kuat.  Semakin  tinggi  temperatur  sintering, kekuatatan  tekan scaffold s  akan  rendah,  dimana  bisa  dilihat  pada  Gambar  7.  Ini  berlaku pada semua tipe scaffold s baik pada ketebalan penguat 0,5 dan 1 mm.
Temperatur  sintering  yang  tinggi  mengakibatkan scaffold s  semakin  rapuh  dan porous,  disamping  itu  kekuatan  ikatan  antar  partikel  semakin  lemah.  Lemahnya  ikatan partikel  mengakibatkan scaffold s  sangat  getas,  secara  tidak  langsung  kekuatan  tekan rendah. Tipe scaffold s mandibular yang memiliki kekuatan tekan paling baik dimiliki oleh tipe  2/K  pada  temperatur  sintering  800 o C  sebesar  824  Pa.  Kekuatan  tekan scaffold s  ini masih dibawah kekuatan tekan scaffold asli atau scaffold s pabrikan. Untuk kekuatan tekan scaffold s  asli  sebesar  806  Pa  dan  memiliki  selisih  dengan  kekuatan scaffold s  terbaik sebesar  82 Pa.
Gambar 7. Hasil Pengujian Tekan Scaffold Mandibular

## Uji Komposisi kimia
Untuk  komposisi  kimia  untuk  mengetahui  kandungan scaffold s  yang  terkandung yaitu  Ca  dan  P  atau  rasio  Ca/P  yang  terbentuk.  Proses  pembuatan  spesimen scaffold s menggunakan  acuan  standar  ASTM  E-8  menggunakan  mesin  Spektrometer  Merk.  Hasil uji  komposisi  kimia  dengan  perbandingan  rasio  Ca/P.  Pengujian  komposisi  kimia dilakukan sebanyak 3 (tiga) sampel, karena komposisi kimia dipengaruhi dari kandungan yang  terkandung  dalam  material.  Sampel  yang  digunakan  yaitu scaffold s  tipe  1/K,  1/G, dan asli. Untuk scaffold s tipe 1/K, 1/G menggunakan temperatur sintering 900 o C. Terlihat dari  hasil  pengujian  pada  Gambar  8.  untuk scaffold s  tipe  1/K  memiliki  rasio  Ca/P terbentuk  1,77  dan  tipe  1/K  untuk  rasio  Ca/P  terbentuk  1,73.  Untuk  rasio  ideal  Ca/P sebesar  1,67  karena  komponen  utama  tulang  manusia  merupakan  kalsium  fosfat  yang paling  stabil  di  bawah  kondisi  fisiologi  normal    dan  dapat  diterima  oleh  tubuh  manusia (Narasaruju., 1996) .
Untuk  kandungan scaffold s  tipe  1/K  dan  1/G  memiliki  kandungan  kalsium  (Ca) yang  terlalu  besar  dibandingkan  phosfor  (P).  Semakin  tinggi  rasio  Ca/P  akan memperlambat  proses  resopsi  atau  penguraian  (Prabakaran,  2005).  Material  Biphasic calcium  phosphates  (BCP)  lebih  bisa  mengontrol  proses  resorpsi  dan  substitusi biomaterial tulang. Daculsi menemukan yang optimal keseimbangan fase lebih stabil HA
dan  TCP  lebih  mudah  larut,  memungkinkan  untuk  secara  bertahap  mengontrol pembubaran  dalam  tubuh,  pembibitan  pembentukan  tulang  baru  seperti  melepaskan  ion kalsium (Ca2+ dan fosfat (PO43) ke dalam media biologis (Aoki., 1991) . Pada scaffold s asli atau komersil memiliki rasio Ca/P sebesar 1,67 atau ideal dengan material HA.
Gambar 8. Hasil pengujian komposisi kimia scaffold s
Uji X-Ray Diffractometer (XRD)
Dimensinya  pengujian  XRD  yaitu  lebar  5  mm  dan  tinggi  3  mm.  Penembakan dilakukan di daerah lapisan ke lapisan, sehingga dapat mengidentifikasi jenis mineral yang terkandung    dalam  lapisan,  baik  secara  total  maupun  khusus  lapisan.  Hasil  pengujian sebuah sampel diprint-out dan dapat dicopy dengan perangkat pengcopy (flashdisk) untuk dapat diolah datanya dengan software lain semacam Origin-50.
Hasil  pengujian  dengan  mesin X-Ray  Diffractometer (XRD)  untuk Scaffold s  tipe 1/K dengan temperatur sintering 900 o C memberikan difraktogram dengan puncak-puncak yang  tajam  dengan  intensitas  yang  tinggi.  Hal  ini  menandakan  bahwa  sampel  telah berbentuk  kristal  dengan  tingkat  kristalinitas  yang  tinggi  atau  kristal  yang  sempurna, bagaimana ditampilkan pada Gambar 9a.
Trend kristalinitas sampel yang telah disajikan mengindikasikan bahwa temperatur menentukan  proses  kristalisasi  bahan  tersebut.  Dari  data  tersebut  juga  dapat  diketahui bahwa kalsinasi pada temperatur 900 o C memberikan hasil yang terbaik, atau menunjukkan
temperatur  yang  optimum.  Kesamaan  pola  difraksi  ini  mengindikasikan  bahwa  sampel hasil  kalsinasi  berupa  hidroksi  apatit.  Sedangkan  untuk Scaffold s  tipe  1/K  dengan temperatur  sintering  800 o C  memberikan  difraktogram  dengan  puncak-puncak  yang  lebar dan  intensitas  yang  rendah.  Pola  seperti  ini  menggambarkan  bahwa  sampel  tersebut berfase semi kristal atau mempunya kristalinitas yang masih rendah kalsinasi. Untuk hasil pengujian XRD pada temperatur 800 o C ditampilkan pada Gambar 9b.
Gambar 9. Pola skala scaffold s uji XRD dengan variabel temperatur sintering a). 900 o C, dan b). 800 o C

## Uji SEM
Spesimen  dipotong  dengan  lebar  5  mm  dan  tinggi  3  mm  untuk  mengetahui strukturmikro scaffold tulang  mandibula.  Posisi  pemotretan  pada  daerah  lapisan  yang terdiri  dari  4  lapis  sehingga  mewakili  dari  semua  komposisi  paduan  sedangkan  studi karakterisasi  didaerah  retakan,  ukuran  pori-pori  dan  interface antar  lapisan  untuk  analisa hasil.  Hasil  uji  SEM  untuk  strukturmikro scaffold s  tipe  1/K  pada  temperatur  sintering 800oC disajikan dalam Gambar 10 dengan pembesaran 60x dan 2500x.
Gambar 10. Strukturmikro Scaffold s tipe 1/K pada temperatur sintering 800 o C a) pembesaran 60x dan b) pembesaran 2500x
Gambar  10a  menunjukkan  porous  interkoneksi scaffold s  mandibular.  Diameter porous ± 150 – 200 µm. Sedangkan Gambar 10b menunjukkan detail permukaan pori-pori lubang scaffold s.  Gambar  11a  menampilkan  strukturmikro scaffold s  tipe  1/K  pada temperatur  sintering  900 o C  dengan  pembesaran  60x,    sedangkan  Gambar  11b  dengan pembesaran  2500  x  dan  lebih  fokus  pada  diameter  pori-pori.  Dimana  diameter  porous lebih  besar  dari  temperatur  sintering  800 o C  yaitu  ±  (200–300)  µm,  dikarenakan  pada temperatur  yang  tinggi  akan  membuat  kandungan  Ca  dan  P  menjadi  hilang  dan menjadikan diameter pori-pori menjadi lebih besar.
Gambar 11. Struktur mikro Scaffold s tipe 1/K pada temperatur sintering 900 o C a) in pembesaran 60x dan b) pembesaran 2500x
Scaffold s  tipe  1/G  atau  berpenguat  gelatin  pada  temperatur  sintering  800 o C disajikan dalam Gambar 12 dengan pembesaran 60x dan 2500x . Diameter porous ± (180– 250)  µm.  Permukaan  dinding scaffold s  lebih  bersih  dan  cerah  dibandingkan  dengan berpenguat kulit kerang tetapi, kekuatan tekan pada penguat gelatin lebih rendah dan ge- tas.
Gambar 12. Struktur mikro Scaffold s tipe 1/G pada temperatur sintering 800oC a) pembesaran 60x dan b) pembesaran 2500x
Gambar  13a  menampilkan  strukturmikro scaffold s  tipe  1/G  pada  temperatur sintering  900 o C  dengan  pembesaran  60x  sedangkan  Gambar  13b  dengan  pembesaran 2500x. Dimana memiliki diameter porous  ± (250–350) µm.
Gambar 13. Struktur mikro Scaffold s tipe 1/G pada temperatur sintering 900 o C a) in pembesaran 60x dan b) pembesaran 2500x
Strukturmikro scaffold s asli atau komersil ditampilkan pada Gambar 14. Scaffold s komersil akan dijaudikan pembanding pada penelitian ini. Diameter pori-pori scaffold s ± (200–300)  µm.  Diameter  pori-pori  ini  dimiliki  oleh scaffold s  tipe  1/G  baik  pada temperatur sintering 800 o C maupun 900 o C.
Gambar 14. Strukturmikro Scaffold s Asli a) pembesaran 60x dan b) pembesaran 2500x

## Uji porositas
Pengujian  porositas  ditentukan  dengan  cara  menimbang  berat  sampel  material berpori pada saat kering dan pada saat jenuh air. Dapat mengetahui rapat massa pada saat kering dan basah, maka porositas dapat dihitung dengan volume massa material (V) yang tidak terisisi benda padat di bagi volume total. Porositas scaffold s semakin tinggi semakin baik,  tetapi  akan  mempengaruhi  kekuatan  mekanik  atau  kekuatan  tekan.  Pada  porositas scaffold s  semua  tipe  akan  berpengaruh  terhadap  besarnya  porositas,  dimana  bisa  dilihat pada  Gambar  15.  Semakin  tinggi  dari  temperatur  sintering  akan  memperbesar porositasnya.  Pada scaffold s  tipe  1/K  berpenguat  kerang  dengan  ketebalan  0,5  pada temperatur sintering 800 o C memiliki porositas paling rendah yaitu 39%, sedangkan suhu 900 o C untuk porositas naik 41%.
Dilihat  dari  grafik  dan  Tabel  untuk scaffold s  yang  ideal  sesuai  dengan scaffold s asli y aitu porositas 55 %dimiliki oleh scaffold s tipe 1/G temperatur sintering 900 o C dan 2/G  temperatur  sintering  800 o C. Scaffold yang  porositasnya  sangat  tinggi  dimiliki  oleh scaffold 2/G pada temperatur sintering 900 o C dan ketebelan penguat 1 mm yaitu 61 %.
Gambar 15. Hasil uji porositas scaffold s mandibular

## Uji Toksisitas
Uji  toksisitas  secara  in  vitro  dilakukan  berdasarkan  modifikasi Sharma  et  al. (2009) .  Sampel  masing-masing  sebanyak  2  gram  dibuat  menjadi  pelet,  kemudian  pelet dimasukkan  ke  dalam  100  mL  larutan  SBF  di  cawan  porselen.  Sampel  direndam  dalam larutan  SBF  dan  diambil  setelah  14,  21,  30  hari  dan  kemudian  larutan  disaring menggunakan  kertas  saring  whatman  No  40  selanjutnya  ditentukan  dengan  AAS. Penentuan dengan AAS bertujuan menentukan kadar kalsium (Ca2+) yang terdapat dalam larutan.
Hasil  uji  toksisitas  pada scaffold s  mandibular  dari  semua  tipe  yang  diterangkan pada  Gambar  16.  untuk  temperatur  sintering  800oC  memiliki  toksisitas  yang  tinggi dibandingkan dengan temperatur sintering 900oC. Pada tempertaur sintering 800oC kalau dlihat dari strukturmikro masih menunjukan kandungan material organiknya dari penguat yang  menempel  pada  dinding scaffold s,  sehingga  biokompatibel  dari  material  sangat rendah. Untuk scaffold s temperatur sintering 900oC menampilkan kematian sel fibroblas yang  rendah  yaitu  10,3%,  yaitu  pada scaffold s tipe  1/G  berpenguat  gelatin ketebalan  0,5 mm. Kematian sel fibroblas yang rendah disebabkan material scaffold s sudah kompatibel dan tidak toksit. Scaffold s asli memiliki toksisitas yang rendah yaitu 10,1% terjadi selisih 0,2 dengan scaffold s yang paling rendah kematian Sel Fibroblas.
Gambar 17. Hasil uji toksisitas

## KESIMPULAN
Dari penelitian yang telah dilakukan maka bisa diambil kesimpulan sebagai berikut:
1. Bertambahya temperatur sintering scaffold baik pada penguat gelatin maupun kerang srimpin akan menurunkan kekuatan tekan, tetapi meningkatkan prosentase porositas.
2. Rasio Ca/P mendekati ideal pada scaffold penguat gelatin dengan meningkatnya tem- peratur sintering.
3. Ketebalan semakin tinggi akan meningkatkan kekuatan tekan.

## DAFTAR PUSTAKA
Albayrak O, El-Atwani O, Altintas S. (2008). Hydroxyapatite Coating on Titanium Sub- strate  by  Electrophoretic  Deposition  Method:  Effects  of  Titanium  Dioxide  Inner Layer  on  Adhesion  Strength  and  Hydroxyapatite  Decomposition.  Surf  Coatings Technol 202: 2482-2487.
Aoki H. (1991). Science Medical Applications of Hydroxyapatite. Tokyo: JAAS American Society for Testing and Materials E-290 Vol.2, (2002). Carle Foundation Hospital in January (2010).
Dingman,R.O.,and Natvig, P. (1964) Surgery of Facial Fractures. Philadelphia, Saunders. D. F. Williams, ‘‘Bone Engineering’’, 1st edition, Em squared, Toronto., (2008), p. 577. Departemen kelautan dan perikanan republic Indonesia, (2000) Encyclopædia Britannica Technical Support Site inc, (2007) Guarino V, Causa F, Ambrosio L, Bioactive Scaffold for bone and ligament tissue, Expert Rev. Medical Devices 2007;4(3): 405-418.
Hench, L. L., “Bioceramics: From Concept to Clinic”, J. Am. Ceram. Soc., 74, 1487-1510, (1991).
Indonesia scientific services magazine, Vo.1 No. 1 Agustus 2005. Joseph D . Bronzino (2003)., The Biomedical Engineering Handbook, Second Edition. 2
Volume Set.
Javidi  M  et  al.  2008.  Electrophoretic  Deposition  of  Natural  Hydroxyapatite  on  Medical Grade 316L Stainless steel. Mater Sci Eng C. article in press.
Jung  Sang  Cho  and  Chong-Pyong  Chung.,  2010  “Bioactivity  and  Osteoconductivity  of Biphasic Calcium Phosphates” Vol. 1 (2011), Article ID D101129, 3 pages.
Karel Balik., porous composite material with polyamide reinforcement and siloxane ma- trik with nano-hydroxyapatite as biomaterial . Acta Research Reports, No. 18, 43– 51, 2009.
Levin, M.P., Getter, L., and Cutright, D.E. A comparison of iliac marrow and biodegrada- ble ceramic in periodontal defects. J. Biomed. Mater. Res. 9, 183, 1975
Mitragotri  S,  Lahann  J.  Physical  approaches  to  biomaterial  design.  Nat  Mater 2009;8(1):15 ‐ 23.
Pierce JD, Pierce J, Stremming S, Fakhari M, Clancy RL (2007). The Role of Apoptosis in Respiratory Diseases. Clinical Nurse Specialist;21(1):22-8 Prof. Black (1992) IMN Biomaterials, a professional consultancy in Biomaterials and Or- thopaedic Engineering: B-367.
Rezwan K, Chen  QZ, Blaker  JJ,  Boccaccini  AR. Biodegrdable  and  bioactive  porous  po- lymer/inorganic  composite Scaffold for  bone  tissue  engineering.  Biomaterials 2006; C-3431.
Roshdy  George  S  Barsoum  1997  Smart  Mater.  Struct.  6  117  doi:10.1088/0964- 1726/6/1/014.
Singare.S,  Reece  GP,(2004).  Mandibular restoration  in  the cancer  patient:  microvascular surgery and implant prostheses. Tex Dent J ;109(6):23–6.
Shihong Li, 2003, Macroporous Biphasic Calcium Phosphate Scaffold with High Permea- bility/Porosity Ratio. Volume 9, Number 3, Netherlands
Stosic, S., Novakovic, M., Jovic, N., Mirkovic, Z., Bogeski, T., Loncarevic, S., Cvetinov- ic,  M.  (1997)  Vascularized  fibular  graft  in  the  reconstruction  of  posttraumatic mandibular defects. Vojnosanitetski pregled, 54(4 Suppl): 27-31.
W.  G.  Billotte.,  (2003)  ``Ceramic  Biomaterials,''  in  The  Biomedical  Engineering  Hand- book, 2nd Edition, ed. by J. D. Bronzino, Washington, D. C., (CRC Press) pp.~38- 1--38-33.
W. Pompe, K. Flade, M. Gelinsky, B. Knepper-Nicolai, A. Reinstorf (2003): The role of osteocalcin in the remodeling of biomimetic hydroxyapatite-collagen materials for bone replacement. In: A. Deutsch, J. Howard, M. Falcke, W. Zimmermann (Eds.): Function and regulation of cellular systems: experiments and models, pp. 177-183.
Birkhäuser, Basel.
www.energyefficiencyasia.org ©UNEP 2006.
___________________________________ PENULIS:
1. SAIFUDIN ALI ANWAR,
Fakultas Kedokteran Gigi, Universitas Muhammmadiyah Semarang
email: Banguddin@yahoo.com
2. SOLECHAN
Fakultas Teknik, Universitas Muhammmadiyah Semarang email: Solechan1981@gmail.com
3. SAMSUDI RAHARJO Fakultas Teknik, Universitas Muhammmadiyah Semarang
email: samraharjo2@gmail.com