J. Kartika Kimia , Mei 2021, 4, (1), 42-50 Journal homepage : http://jkk.unjani.ac.id/index.php/jkk P-ISSN: 2655-1322     E-ISSN: 2655-0938

## Ketahanan Korosi pada Paduan Mg –1Mn–HA Sebagai Bahan Biomaterial Hasil Proses Mechanosynthesis dalam Media Ringer Lachtate

## Corrosion Resistance in Mg-1Mn-Ha Alloy as Biomaterial from Mechanosynthesis Process in Ringer Lachtate Media
Ihwan Bayu Setiawan 1,* , Djoko Hadi Prajitno 2 , R Henny Mulyani 1
1 Jurusan Teknik Metalurgi, Universitas Jenderal Achmad Yani, Jalan Terusan Jenderal Gatot Subroto, Bandung 40285, Indonesia
2 PSTNT-BATAN, Jl. Tamansari No.71 Bandung 40132, Indonesia *E-mail: ihwanbayu12@gmail.com
DOI: https://doi.org/10.26874/jkk.v4i1.71
Received : 13 Feb 2021, Revised : 30 May 2021, Accepted : 30 May 2021, O nline : 31 May 2021

## Abstrak
Biomaterial  dari  bahan biodegradable akhir-akhir  ini  sedang  dilakukan  penelitian  lebih  lanjut  untuk menggantikan  biomaterial non  biodegradable yang  memiliki  sifat  toksisitas  di  dalam  tubuh  namun material biodegradable memiliki sifat kimia-fisika dan sifat mekaniknya belum menyerupai tulang asli maka  dari  itu  butuh  paduan  yang  tepat  untuk  biomaterial biodegradable .  Magnesium  memiliki  sifat biodegradable, biocompatible, non toxic , dengan modulus elastisitas 42 GPa yang relatif dekat dengan modulus  elastisitas  tulang  (3  –  40  GPa).  Metode  yang  digunakan  dalam  pembuatan  biomaterial  dari bahan biodegradable adalah  pemaduan  mekanik  pada  paduan  Mg  –  1%Mn  - Hydroxyapatite menggunakan  metode mechanosynthesis . Dengan  waktu milling 2  jam  dengan  kecepatan  1000  rpm. Tekanan Kompaksi 10 MPa serta waktu sintering 2 jam sehingga menyebabkan terbentuknya porositas yang  dihasilkan  dari  metode  ini  diisi  oleh hydroxyapatite (HA)  bereaksi  membentuk  ikatan  jaringan dengan  tulang.  Karakterisasi  paduan  Mg  –  1%Mn  –  HA  dilakukan  dengan  menggunakan  pengujian kekerasan micro vickers, metalografi, laju korosi, SEM – EDS, dan XRD. Nilai kekerasan dari paduan Mg – 1Mn, nilai rata – rata kekerasan pada paduan Mg – 1Mn Non HA yaitu 34,87 HVN, Mg – 1Mn – 10% HA yaitu 42,03 HVN, Mg – 1Mn – 15% HA yaitu 43,19 HVN, dan Mg – 1Mn – 20% HA yaitu 47,79  HA.  Analisis  XRD  dapat  diketahui  bahwa  fasa  yang  terbentuk  pada  paduan  Mg-1%Mn  yaitu terbentuk  paduan  Mg  +  α  Mn,  dan  pada  padauan  Mg-1%Mn  yaitu  terbentuk  Mg  +  α  Mn  dan Ca 10 (Po 4 ) 6 (OH) 2. Nilai laju korosi pada paduan Mg – 1Mn – Non HA memiliki laju korosi 1.035e 3 mpy sedangkan pada sampel paduan Mg – 1Mn – 10% HA memiliki laju korosi 487 mpy.
Kata  Kunci  : Biomaterial, Biodegradable,  Mechanosynthesis,  Hidroxyapatite . Larutan  Ringer Lachtate

## Abstract
Recently,  further  research is  being  carried  out  to  replace  non-biodegradable  biomaterials  that  have toxicity  properties  in  the  body,  but  biodegradable  materials  have  chemical-physical  properties  and mechanical  properties  that  do  not  resemble  real  bone,  therefore  we  need  the  right  alloy  for biodegradable  biomaterials.  Magnesium  is  biodegradable,  biocompatible,  non-toxic,  with  an  elastic modulus of 42 GPa which is relatively close to the modulus of bone elasticity (3 - 40 GPa). The method used in the manufacture of biomaterials from biodegradable materials is the mechanical integration of the Mg - 1% Mn - Hydroxyapatite alloy using the mechanosynthesis method. With a milling time of 2 hours at a speed of 1000 rpm. Compaction pressure of 10 MPa and sintering time of 2 hours, causing the formation of porosity resulting from this method filled with hydroxyapatite (HA) reacts to form tissue bonds with the bone. Characterization of Mg - 1% Mn - HA alloy was carried out using micro Vickers
hardness testing, metallography, corrosion rate, SEM-EDS, and XRD. The hardness value of the Mg - 1Mn alloy, the average hardness value of the Mg - 1Mn Non-HA alloy is 34.87 HVN, Mg - 1Mn - 10% HA is 42.03 HVN, Mg - 1Mn - 15% HA is 43.19 HVN, and Mg - 1Mn - 20% HA, namely 47.79 HA. XRD analysis shows that the phase formed in the Mg-1% Mn alloy is formed by the Mg + α Mn alloy and in the Mg-1% Mn mixture, which is formed Mg + α Mn and Ca10 (Po4) 6 (OH) 2. The corrosion rate value of the Mg - 1Mn - Non-HA alloy has a corrosion rate of 1.035e3 mpy while the Mg - 1Mn - 10% HA alloy sample has a corrosion rate of 487 mpy.
Keywords: biomaterial, biodegradable, mechanosynthesis, hidroxyapatite, ringer lachtate solution

## 1 Pendahuluan
Biomaterial  dari  bahan biodegradable ini sedang  dilakukan  penelitian  lebih  lanjut  untuk menggantikan  biomaterial non  biodegradable yang  memiliki  sifat  toksisitas  di  dalam  tubuh namun  material biodagradable memiliki  sifat kimia-fisika  dan  sifat  mekaniknya  belum menyerupai tulang asli maka dari itu butuh paduan yang tepat untuk biomaterial biodegradable [1].
Salah  satu  bahan  material  yang  sedang dikembangkan  di  dunia  medis  saat  ini  adalah magnesium sebagai bahan biomaterial. Magnesium  menunjukkan  harapan  besar  sebagai bahan  biokompatibel  dan biodegradable yang potensial [2].
Paduan  magnesium  merupakan  biomaterial biodegradable yang paling banyak digunakan dan sudah  mempunyai  standar  internasional  dalam pemakaiannya.      Kelebihan      daripada      paduan magnesium      sebagai  biomaterial biodegradable adalah mempunyai sifat mekanik dan biokompatibilitas  yang  baik.  Magnesium  dan paduan magnesium juga mempunyai massa jenis yang  rendah  (1,74  –  2.0  g/cm 3 )  lebih  rendah daripada  paduan  titanium    (4.4  –  4.5    g/cm 3 ). Ketangguhan  dari  paduan  magnesium  juga  lebih besar  daripada  biomaterial  keramik  dengan  nilai modulus elastis (41-45 GPa) yang mendekati nilai modulus tulang [3].
Tujuan penelitian ini adalah untuk mengetahui pengaruh  penambahan  senyawa hydroxyapatite (HA) terhadap kekerasan dan struktur mikro pada paduan Mg-Mn, dan untuk mengetahui pengaruh penambahan  senyawa hydroxyapatite (HA) terhadap  laju  korosi  paduan  Mg-Mn-HA,  dan untuk mengetahui apakah material yang digunakan bersifat biodegradable.
Melalui  hasil  penelitian  ini  dapat  menambah pengetahuan bagi dunia medis untuk menggunakan logam magnesium yang dipadukan dengan mangan dan juga senyawa hydroxyapatite (HA) sebagai bahan alternatif pemasangan implan dengan cara lebih mudah dan murah.
Untuk  mendapatkan  paduan  yang  tepat  dan memperbaiki sifat mekanik dari magnesium, maka dipadukan dengan mangan. Pengaruh penambahan  mangan  memiliki  kekuatan  tarik yang  baik,  keuletan  yang  baik,  laju  mulur  yang baik,  serta  tingkat  kehalusan  butir  yang  halus. Namun penambahan unsur mangan yang melebihi ambang batas maka dapat menyebabkan neurotoxic dalam konsentrasi yang tinggi [4]. Hydroxyapatite (HA,  Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ), merupakan  komponen  utama  pada  mineral  dan bagian penting dari jaringan keras asli. HA banyak digunakan dalam bedah maksilosofasial, gigi, dan ortopedik untuk rekontruksi tulang dan gigi yang rusak  karena  sangat  baik  biokompatibilitas, bioaktivasi,  dan  sifat  osteokonduktif  yang  baik [5].
Mechanosynthesis adalah  metode  mekanik secara  langsung,  yang  didasarkan  pada  efek aktivasi  mekanik  yang  dihasilkan  dari  bola  baja yang saling bertabrakan selama proses penggilingan  di  dalam vial .  Untuk  proses penggilingan,  beberapa  parameter  kontrol  harus dipertimbangkan,  yaitu  lingkungan  dalam vial , rasio berat bola ke bubuk dan agen kontrol proses [6].

## 2 Metode Penelitian
Bahan baku yang digunakan untuk pembuatan sampel serta dengan tingkat kemurniannya.  serbuk  magnesium  (Mg) merck dengan  kemurnian  98%,  serbuk  mangan  (Mn) merck dengan  kemurnian  98%,  serbuk  HA  dari tulang sapi yang dikeringkan dalam oven selama 120  menit  di  suhu  800 o C  lalu  dihaluskan menggunakan planetary  ball  mill selama  120 menit dengan kecepatan 100rpm.
Komposisi  kimia  paduan  Mg  –  1Mn  dan hydroxyapatite dihitung  dengan  menggunakan metode  persen  berat.  Seperti  yang  ditunjukkan pada Tabel 1.
Tabel 1. Kodefikasi Spesimen Uji dalam %Berat
Bahan  yang  digunakan  dalam  penelitian adalah  serbuk  magnesium,  1%  mangan  dan hydroxyapatite (HA)  yang  dilakukan  proses milling dengan ratio  ball  mill 10:1. Milling dilakukan  selama  2  jam  dengan  kecepatan  1000 rpm.  Material  yang  sudah  homogen  dilakukan proses  kompaksi  dengan  tekanan  100kg/mm 2 membentuk  pelet  dengan  diameter  16mm. Sintering dilakukan pada suhu 550 o C selama 2 jam pada tube  furnace dengan  dialiri  gas  argon. Sampel  hasil sintering didinginkan  secara perlahan  di  dalam  tungku.  Pengujian  yang dilakukan  yaitu  XRD, Hardness  Vickers , metalografi,  korosi  polarisasi  tafel,  dan  SEM- EDS.
Pengujian  kekerasan  yang  dilakukan  pada spesimen  Mg-1Mn-Non  HA,  Mg-1Mn-10%HA, Mg-1Mn-15%  HA,  dan  Mg-1Mn-20%HA  hasil proses sintering menggunakan metode microVickers dengan  berat  pembebanan  sebesar 500 gram dan dengan waktu penekanan 10 detik. Setiap  spesimen  dilakukan  pengujian  kekerasan pada 5 titik yang berbeda.
Preparasi  permukaan  paduan  Mg  –  1Mn  yang ditambahkan hydroxyapatite sebelum  dilakukan karakterisasi  dengan  cara  melakukan  proses pengampelasan  dengan  nilai  kekasaran  yang berbeda dimulai dari 80 mesh hingga 2000 mesh. Pengujian metalografi dilakukan dengan menggunakan larutan etsa nital 5% lalu dilakukan pengamatan struktur mikro menggunakan Optical Microscope (OM) Olympus BX60M.
Pengujian  korosi  dilakukan  pada  spesimen Mg-1Mn-Non  HA,  dan  Mg  –  1Mn  –  10%  hasil proses sintering menggunakan  metode  polarisasi ASTM G59 dengan bantuan plat Pt dan Ag-AgCl sebagai counter electrode dan reference electrode dalam  media  larutan  SBF  +  NaF  dan  minuman berkarbonasi dengan waktu perendaman 10 menit. Data pengujian korosi didapat dengan menggunakan software Gamry Instrument Framework dan Gamry Echem Analyst .
3 Hasil dan Diskusi

## 3.1 Morfologi Permukaan Secara Makro
Gambar  1  memperlihatkan  foto  morfologi makro permukaan spesimen secara visual dengan menggunakan  kamera  digital.  Pengamatan  foto makro  bertujuan  untuk  mengetahui  gambaran permukaan  dari  paduan  Mg  –  Mn  dengan persentase  penambahan  (%) hydroxyapatite setelah proses sintering .
Gambar  1. Morfologi  Permukaan  Sebelum Proses  Karakterisasi  (a)  Spesimen  I  (Mg-1Mn- Non-HA),  (b)  Spesimen  II  (Mg-1Mn-10%HA), (c)  Spesimen  III  (Mg-1Mn-25%HA),  dan  (c) Spesimen IV (Mg-1Mn-20%HA).

## 3.2 Pemeriksaan Metalografi
Pengujian struktur mikro dilakukan menggunakan  mikroskop  optik  dengan  metode metalografi.  Pengujian  metalografi  dilakukan bertujuan  untuk  mengetahui  perbedaan  struktur mikro  pada  material  paduan  Mg  –  Mn  dan persentase hydroxyapatite hasil proses proses dari sintering . Hasil  dari  pemeriksaan  struktur  mikro dapat dilihat pada Gambar 2.
Hasil dari pemeriksaan struktur mikro dengan metode metalografi kualitatif dengan pembesaran 500  μm  menunjukkan  bahwa,  beberapa  daerah yang  berbeda  dengan  indikasi  warna  putih  besar yaitu  magnesium,  dan  warna  putih  pudar  yang tersebar merata yaitu hydroxyapatite yang terlihat pada  Gambar  3  dengan  campuran  senyawa hydroxyapatite ,  warna  hitam  kecil  yaitu  α mangan. Warna hitam pekat dan terlihat memiliki kedalaman  yang  berbeda  yaitu  porositas  yang terbentuk pada paduan tersebut.
Sampel Uji % Berat (g) Mg Mn HA Mg – 1Mn – Non-HA 6,93 0,07 - Mg – 1Mn – 10% HA 6,23 0,07 0,70 Mg – 1Mn – 15% HA 5,88 0,07 1,05 Mg – 1Mn – 20% HA 5,53 0,07 1,40
Data  hasil  pemeriksaan  struktur  mikro kuantitatif dilakukan degan menghitung diameter ukuran butir menggunakan metode jeffreis dengan foto  struktur  mikro  perbesaran  500  μm  dilihat pada Gambar 3.
Data  hasil  pemeriksaan  struktur  mikro kuantitatif dilakukan degan menghitung diameter ukuran  butir  menggunakan  metode jeffreis maka didapatkan  besar  butir  yang  berbeda  –  beda, semakin banyak penambahan senyawa
hydroxyapatite maka  besar  diameter  butir  pun akan mengecil dan banyak.
Dapat  dilihat  pada  Gambar  5  didapatkan diameter  besar  butir  yang  berbeda,  pada  paduan Mg  –  1Mn  Non-HA  didapatkan  besar  diameter butir sebesar 210,6 μm, paduan Mg – 1Mn – 10% HA didapatkan besar diameter butir sebesar 179,3 μm,  paduan  Mg  –  1Mn  –  15%  HA  didapatkan besar  diameter  butir  sebesar  147,79  μm,  dan paduan  Mg  –  1Mn  –  20%HA  didapatkan  besar diameter butir sebesar 120,80 μm.
(a) Mg-1Mn-Non HA
(b). Mg-1Mn-10% HA
(c) Mg-1Mn-15% HA (d) Mg-1Mn-20% HA
Gambar 2 . Hasil Pemeriksaan Metalografi dengan Perbesaran 500µm.
(a) Mg-1Mn-Non HA (b) Mg-1Mn-10% HA (c) Mg-1Mn-15% HA (d) Mg-1Mn-20%HA
Gambar 3. Hasil Pemeriksaan Struktur Mikro Kuantitatif Menggunakan Metode Jeffreis.
Data hasil pemeriksaan struktur mikro kuantitatif dilakukan  degan  menghitung  diameter  ukuran butir  menggunakan  metode jeffreis maka didapatkan  besar  butir  yang  berbeda  –  beda, semakin banyak penambahan senyawa hydroxyapatite maka  besar  diameter  butir  pun akan mengecil dan banyak.
Dapat  dilihat  pada  Gambar  4  didapatkan diameter  besar  butir  yang  berbeda,  pada  paduan Mg  –  1Mn  Non  HA  didapatkan  besar  diameter butir sebesar 210,6 μm, paduan Mg – 1Mn – 10% HA didapatkan besar diameter butir sebesar 179,3 μm,  paduan  Mg  –  1Mn  –  15%  HA  didapatkan besar  diameter  butir  sebesar  147,79  μm,  dan paduan  Mg  –  1Mn  –  20%HA  didapatkan  besar diameter butir sebesar 120,80 μm.
3.3 Pengujian Kekerasan
Pengujian kekerasan dilakukan pada spesimen  Mg-1Mn-Non  HA,  Mg-1Mn-10%  HA, Mg-1Mn-15%  HA,  dan  Mg-1Mn-20%  HA.  Dari lima  titik  pengujian  yang  dilakukan  pada  setiap spesimen  dihasilkan  nilai  rata-rata  kekerasan kemudian dibandingkan antar spesimen uji.
Gambar 4. Grafik Hasil Pengujian Kekerasan.
Dari data pada Gambar 4 menunjukan bahwa dengan  adanya  penambahan  persentase  dari senyawa hydroxyapatite maka  meningkat  pula nilai  kekerasannya  hal  ini  diakibatkan  dengan adanya penambahan hydroxyapatite menyebabkan sampel menjadi padat. Untuk nilai
kekerasan dari masing-masing paduan dan waktu sintering yang  sama  tersebut  maka  didapatkan nilai  rata-rata  kekerasan  pada  paduan  Mg-1Mn Non HA yaitu 34,7 HVN, Mg-1Mn-10% HA yaitu 42,03 HVN, Mg-1Mn-15%HA yaitu 43,19 HVN, dan Mg-1Mn-20%HA yaitu 47,79 HVN.
(a) Mg-1Mn-Non HA (b) Mg-1Mn-20% HA Gambar 5. Hasil pengujian XRD Hasil Proses Sintering.
3.4 Pengujian XRD Pengujian X-Ray Diffraction (XRD)
dilakukan  untuk  mengetahui  fasa  atau  senyawa yang  terdapat  pada  paduan  Mg-1Mn  Non Hydroxyapatite dan Mg-1Mn-20%HA. Pengujian X-Ray  Diffraction dilakukan  di  PSTNT  BATAN Bandung.  Hasil  dari  pengujian X-Ray  diffraction (XRD)  ditunjukkan  pada  grafik  Gambar  6a  dan 6b. Pada analisis XRD dapat diketahui bahwa fasa yang  terbentuk  pada  paduan  Mg-1%Mn  dari Gambar 5 hasil XRD hanya terbentuk paduan   Mg + α Mn jumlah Mn yang hanya 1% tidak berikatan dengan  Mg , sedangkan  pada  spesimen  Mg-1Mn- 20%-HA  terbentuk  paduan  Mg  +  α  Mn  karena adanya  penambahan  dengan  20%HA  maka terbentuk  Ca 10 (Po 4 ) 6 (OH) 2 atau  HA,  HA  bersifat inert tidak  bereaksi  dengan  logam  maka  tidak berikatan dengan paduan Mg dan α Mn.

## 3.5 Pengujian SEM-EDS
Pengujian  SEM  dilakukan  untuk  melihat morfologi  permukaan  sampel  yang  kita  uji sedangkan  EDS  dilakukan  untuk  melihat persentase  unsur  pada  titik  tertentu  pada  sampel tersebut.
Berdasarkan  data  hasil  pengujian  SEM-EDS yaitu sampel paduan Mg–1Mn–Non HA dan Mg– 1Mn–20%HA dengan perbesaran 10.000x (Gambar  6).  Hasil  dari  pengujian  SEM-EDS terlihat bahwa dengan penambahan
hydroxyapatite menutupi rongga atau poros yang terbentuk pada sampel paduan Mg–1Mn.
Pengujian  EDS  dilakukan  pada full  area dari sampel  paduan  Mg  –  1Mn  yang  ditambahkan hydroxyapatite . Dari hasil pengujian EDS (Tabel 2 dan 3) didapatkan komposisi dari sampel paduan Mg – 1Mn – Non Hydroxyapatite terdapat unsur O  atau oxygen hal  ini  terjadi  karena  magnesium sangat  mudah  bereaksi  dengan oxygen hal  ini dapat  terjadi  karena  pada  saat  setiap  prosesnya tidak  dilakukan  dengan  cepat  sehingga  sampel bereaksi dengan O, sedangkan pada paduan Mg – 1Mn  yang  ditambahkkan  dengan hydroxyapatite didapatkan bahwa dalam paduan Mg – 1Mn yang ditambahkan hydroxyapatite terdapat unsur Si dan juga  C  yang  cukup  banyak,  hal  ini  dikarena  kan pada  proses  preparasi  pada  sampel  kurang  baik sehingga  unsur  Si  dan  C  menyelip  pada  paduan Mg – 1Mn hasil proses mechanosynthesis .
Untuk menghasilkan sampel paduan yang baik dan  tidak  mudah  bereaksi  dengan  lingkungan sekitar,  maka  lebih  baik  menggunakan  metode proses  SPS  ( Spark  Plasma  Sintering ),  dengan menggunakan  proses  SPS  dapat  meminimalisir gradien thermal sehingga memungkinkan peningkatan  laju  pemanasan  pada  homogenitas yang dioptimalkan secara bersamaan.
(a) Morfologi Sampel Paduan Mg-1Mn-NonHA
(b) Morfologi Sampel Paduan Mg-1Mn-20%HA
Gambar 6. Hasil Pengujian SEM-EDS dengan Perbesaran 10.000x.
Tabel 2 . Hasil EDS Sampel Mg-1Mn-NonHA
Unsur %berat %Atom %Error Mg 40,46 28,37 3,52 Mn 0,48 0,16 64,05 O 33,91 37,87 6,37 C 19,07 28,37 9,62
Si 6,67 3,93 5,16 Tabel 3 . Hasil EDS Sampel Mg-1Mn-20%HA Unsur %berat %atom %error Mg 57,42 49,74 3,56 Mn 0,57 0,22 64,69 O 34,72 45,70 5,91 P 0,24 0,16 60,34 Ca 4,92 2,58 12,59 Si 2,13 1,60 8,66 3.6 Pengujian Korosi Pengujian korosi dilakukan untuk
mengetahui  perilaku  korosi  pada  paduan  Mg  – 1Mn  yang  ditambahkan  dengan  persentase hydroxyapatite .  Metode  yang  dilakukan  pada pengujian  korosi  ini  adalah  ASTM  G5-94  dalam larutan Simulated  Fluid  Ringer  Laktat (SBF) dengan bantuan software Garmy Instrument untuk memantau laju korosi yang terjadi.
Data hasil kurva polarisasi Tafel (Gambar 7 dan  8)  kemudian  diplotkan  dalam  Tabel  4  untuk memudahkan perbandingan. Tabel 4
menunjukkan  pengaruh  penambahan  senyawa hydroxyapatite serta waktu perendaman terhadap perilaku korosi paduan Mg – 1Mn – Non HA, Mg – 1Mn – 10%HA, Mg – 1Mn – 15%HA, dan Mg –  1Mn  –  20%HA  dalam  media Simulated  Body Fluid Ringer Laktat .
Gambar 7. Kurva potensial paduan Mg-1Mn-NonHA dan Mg-1Mn-10%HA
Gambar 8 . Kurva tafel paduan Mg-1Mn-NonHA dan Mg-1Mn-10%HA.

## Tabel 4. Data Pengujian Korosi
Gambar 9. Kurva Hasil Uji Polarisasi Dalam Larutan Simulated Body Fluid
Dari  data  tersebut  menunjukkan  bahwa  laju korosi  pada  paduan  Mg  –  1Mn  –  Non  HA memiliki laju korosi 1.035e 3 mpy sedangkan pada sampel  paduan  Mg  –  1Mn  –  10%  HA  memiliki laju korosi 487 mpy.
Pada data hasil pengujian korosi dapat dilihat bahwa nilai korosi yang ditambahkan hydroxyapatite mengalami penurunan laju korosinya (Gambar 9). Hal ini disebabkan bahwa senyawa hydroxyapatite ini mengisi rongga yang telah  terbentuk  pada  paduan  Mg–1Mn  sehingga rongga  semakin  kecil  dan  juga  semakin  padat. Semakin  banyak  panambahan hydroxyapatite maka  rongga  akan  semakin  banyak  tertutupi sehingga nilai laju korosinya menjadi rendah.

## 4 Kesimpulan
Dengan  penambahan hydroxyapatite (HA) mempengaruhi kekerasan dari paduan Mg – 1Mn, nilai  rata  –  rata  kekerasan  pada  setiap  paduan mengalami  peningkatan, selain  itu pengaruh  dari penambahan hydroxyapatite yaitu dapat memperhalus  butir  dan  memperbanyak  butir. Pengujian  metalografi  paduan  Mg  –  1Mn  pada diagram  fasa  biner  Mg  –  Mn  pada  suhu  50 o C terbentuk  fasa  Mg  +  α  Mn  dan  senyawa hydroxyapatite (HA)  bersifat inert dan  tidak bereaksi dengan logam paduan.
Hasil pengujian XRD ikatan yang terbentuk adalah  Mg  +  α  Mn,  sedangkan  senyawa hydroxyapatite (HA)  tidak  bereaksi  dengan material Mg – Mn dan berdiri sendiri, pada grafik XRD unsur yang paling dominan adalah Mg. Hasil pengujian  SEM  –  EDS  dengan  perbesaran
10.000x dapat dilihat perbedaannya, yaitu paduan logam  yang  tidak  ditambahkan hydroxyapatite (HA)  memiliki  rongga  yang  lebih  besar, sedangkan pada paduan logam yang ditambahkan hydroxyapatite (HA) rongga terlihat sedikit. Hasil pengujian polarisasi didapat nilai laju korosi yang berbeda yaitu pada paduan Mg – 1Mn – Non HA didapat  nilai  laju  korosi  1.035e 3 mpy,  sedangkan pada  paduan  Mg  –  1Mn  –  10%  HA  didapatkan nilai laju korosi 487 mpy.

## Ucapan Terima Kasih
Terima  kasih  kepada  PSTNT  BATAN Bandung  yang  telah  memberikan  bahan  maupun fasilitas dalam penelitian ini.

## Daftar Pustaka
[1].  Witte  F,  Hort  N,  Vogt  C,  Cohen  S,  Kainer KU,  Willumeit  R,  et  al.  Degradable biomaterials based on magnesium corrosion. Curr  Opin  Solid  State  Mater  Sci  [Internet]. 2008;12(5–6):63–72. Available from: http://dx.doi.org/10.1016/j.cossms.2009.04.0 01
[2].  Brar HS, Platt MO, Sarntinoranont M, Martin PI,  Manuel  M  V.  Magnesium  as  a biodegradable and bioabsorbable material for medical  implants.  JOM.  2009;61(9):31–4. Available
from:
http://dx.doi.org/10.1007/s11837-009-0129- 0
[3].  Lala  S,  Maity  TN,  Singha  M,  Biswas  K, Pradhan  SK.  Effect  of  doping  (Mg,Mn,Zn) on  the  microstructure  and  mechanical properties of spark plasma sintered
Sampel Paduan Keterangan Waktu Perendaman 10 menit Mg – 1Mn – Non HA βa (V/decade) 189,2e -3 βc (V/decade) 358,6e -3 I corr (μA) 234,0 E corr (mV) -1,410 Corrosion Rate (mpy) 1,035e3 Mg – 1Mn – 10%HA βa (V/decade) 120,8e -3 βa (V/decade) 348,6e -3 I corr (μA) 118,0 E corr (mV) -1,450 Corrosion Rate (mpy) 487,0
hydroxyapatites  synthesized  by  mechanical alloying.  Ceram  Int.  2017;43(2):2389–97. Available from: http://dx.doi.org/10.1016/j.ceramint.2016.11 .027
[4].  Salvetr  P,  Novák  P,  Vojtech  D.  Porous magnesium  alloys  prepared  by  powder metallurgy.  Mater  Tehnol.  2016;50(6):917–
22. Available
from: http://dx.doi.org/10.17222/mit.2015.226
[5].  Itoh S, Kikuchi M, Koyama Y, Takakuda K, Shinomiya K, Tanaka J. Development of an artificial  vertebral  body  using  a  novel biomaterial,
hydroxyapatite/collagen composite. Biomaterials. 2002;23(19):3919–
26. Available
from:
http://dx.doi.org/10.1016/s0142- 9612(02)00126-6 [6].  Nordin  JA,  Prajitno  DH,  Saidin  S,  Nur  H, Hermawan H. Structure–property relationships of iron–hydroxyapatite ceramic matrix  nanocomposite  fabricated  using mechanosynthesis method. Mater Sci Eng C.
2015;51:294–9. Available from: http://dx.doi.org/10.1016/j.msec.2015.03.01 9