Abstrak—Patah tulang merupakan diskontinuitas atau kerusakan struktur jaringan tulang, tulang rawan atau epifisis dan merupakan masalah kesehatan baik di Indonesia maupun dunia.  Tulang  adalah  jaringan  komposit  yang  terdiri  dari matriks  organik,  mineral  anorganik,  sel,  dan  air.  Untuk mengatasi  masalah  penyembuhan  yang  terjadi  padah  patah tulang  digunakan  material  bone  substitute  sebagai  salah  satu metode  untuk  mengoptimalkan  proses  penyembuhan  pada tulang. Proses In-Vitro digunakan untuk mengetahui bagaimana pengaruh bidegradibilitas dan bioresorbable. Proses In-Vitro  dilakukan  dengan  mencelupkan  bone  substitute  pada larutan  saline.  Tujuan  dari  penelitian  ini  yaitu  untuk mengetahui performa biodegradasi dan bioresorbable material bone  cement  dengan  variasi  komposisi  serta  memprediksi optimasi  treatment  melalui  pengamatan  in-vivo.  Dalam penelitian  ini  digunakan  menggunakan  variasi  sampel  bone cement,  yakni:  Cs3Hap37,  Cs4Hap36,  dan  Cs5Hap35.  Variasi bone  filler  menggunakan  variasi  sampel,  yakni:  Cs2Hap20, Cs2Hap30, dan Cs2Hap40. Dari immersion test didapatkan jika bone substitute mempunyai sifat biodegradasi dan bioresorbable dengan  mampu  terdegradasi  pada  larutan  saline.  Hasil penimbangan berat specimen semua sampel menunjukkan tren peningkatan  setiap  minggunya.  Dari  pengujian  FTIR ditemukan  peak  baru  setelah  3  minggu  perendaman. Berdasarkan  uji  UV-Vis  terlihat  adanya  peak  setelah perendaman pada minggu pertama.
Kata Kunci—Bone Cement, In-Vitro, In-Vivo.

## I. PENDAHULUAN
ATAH  tulang merupakan diskontinuitas atau kerusakan struktur  jaringan  tulang,  tulang  rawan  atau  epifisis  dan merupakan  masalah  kesehatan  baik  di  Indonesia  maupun dunia.  Pada  tahun  2007,  jumlah  kasus  patah  tulang  yang ditangani  Rumah  Sakit  dr.  Cipto  Mangunkusumo  sendiri mencapai  784  kasus  dan  27%  di  antaranya  memerlukan Tindakan  rekonstruksi  baik  dengan  ataupun  tanpa  tandur tulang.  Patah  tulang  merupakan  salah  satu  cedera  yang paling  umum  dialami  pada  sistem  musculoskeletal. Contohnya,  di  Amerika  Serikat  terdapat  15,3  juta  kasus patah  tulang  tiap  tahunnya,  yang  menyebabkan  masyarakat menanggung  biaya  perawatan  yang  besar,  hilangnya produktivitas,  serta  kemungkinan  cacat  permanen  [1]. Proses  penyembuhan  patah  tulang  merupakan  proses koordinasi  yang  rumit,  sehingga  menyebabkan  sekitar  5- 10%  dari  tulang  yang  retak  berakhir  dengan nonunion atau penyembuhan yang tidak sempurna [2].
Tulang  merupakan  pembentuk  rangka  pada  tubuh manusia.  Tulang  adalah  jaringan  komposit  yang  terdiri  dari matriks organik, mineral  anorganik, sel, dan air  [3]. Bagian tulang  yang  berpotensi  paling  besar  mengalami nonunion adalah  bagian humerus,  femur, dan tibia. Pada  studi  yang
dilakukan  di  Skotlandia,  terdapat  penderita nonunion sebanyak 13 dari  1000 penderita patah tulang  bagian pelvis dan femur, 30  dari  1000  patah  tulang  bagian humerus, dan 55  per  1000  patah  tulang  pada  bagian tibia dan fibula [4]. Nonunion dapat dikategorikan sebagai penghentian pertumbuhan  tulang,  sehingga  membuat  tulang  tidak  dapat menyatu  seperti  semula  dan  membuat  proses  penyembuhan memakan waktu yang lama [5].
Bone  cement merupakan  metode  penyembuhan  patah tulang dengan memberikan subtitut tulang yang diimplankan pada  tulang. Bone  substitute biasanya  terbuat  dari polymethyl  methacrylate (PMMA)  karena  sifatnya  yang biokompatibel  [6].  Dalam  penggunaannya,  PMMA  bisa ditambahkan dengan hidroksiapatis (HAp) yang didapat dari tulang hewan seperti sapi atau lebih dikenal sebagai bovine. HaP  digunakan  karena  merupakan  bahan  utama  penyusun tulang  pada  manusia  dan  hewan,  HAp  juga  memiliki  sifat bioaktif, biokompatibel, dan sifat osteokonduktif yang mirip dengan  tulang  alami,  sehingga  dapat  digunakan  sebagai pengganti tulang alami manusia [7].
Untuk  mengetahui  apakah  penggunaan bone  substitute bisa  efektif  digunakan  untuk  remodeling  atau  pembentukan tulang  yang  patah,  maka  diperlukan  pengujian  secara  in- vivo. Pengujian secara in-vivo merupakan metode pengujian menggunakan  keseluruhan  dari  organisme.  Hewan  yang paling  sering  digunakan  dalam  pengujian  in-vivo  adalah tikus  wistar,  karena  mampu  mempresentasikan  fisiologis manusia  dengan  baik  [8].  Tikus  wistar  juga  merupakan hewan  yang  paling  umum  digunakan  dalam  penelitian  di laboratorium  [9].  Untuk  mengetahui apakah bone  substitute mempunyai  biodegradibilitas  dan  bioresorbable  yang  baik ketika digunakan di dalam tubuh, maka dilakukan pengujian secara In-Vitro dengan menggunakan larutan saline.

## II. METODOLOGI PENELITIAN
A. Material
Material bone  substitute yang  digunakan  terbagi  menjadi 2  jenis,  yaitu bone  cement dan bone  filler. Kedua  variasi tersebut  berbasis  Polymethyl  methacrylate  (PMMA), Hidroksiapatit  (Hap),  dan  Kitosan  Oligosakarida  (COS). Bone cement menggunakan variasi PMMA 60% tetap untuk semua  variasi,  dengan  COS  3%,  4%,  dan  5%,  serta  Hap 37%, 36%, dan 37%. Bone filler menggunakan variasi COS 2%  tetap  untuk  semua  variasi,  dengan  PMMA  78%,  68%, dan 58%, serta Hap 20%, 30%, dan 40%.
B. Immersion Test
Pengujian in-vitro dilakukan  dengan  menggunakan immersion  test dengan  cara  melakukan  perendaman bone

## Pengembangan Obat Regeneratif Berbasis Nano Kitosan Oligosakarida untuk Bone Substitute dan Terapinya untuk Efisiensi Pengobatan
Genady Althaf Jauhar, Yuli Setiyorini, dan Sungging Pintowantoro Departemen Teknik Material dan Metalurgi, Institut Teknologi Sepuluh Nopember (ITS)
e-mail : althafgenady@gmail.com
P
substitute yang  difabrikasi  ke  dalam  larutan  saline  (0,9% NaCl) pada temperatur 37 0 C. Pengujian ini dilakukan untuk mengetahui bagaimana performa bone substitute saat kontak dengan  larutan  saline.  Pengujian  ini  dilakukan  terhadap semua variasi bone substitute : a. Cs2HAp20, b. Cs2HAp30, c.  Cs2HAp40,  d.  Cs3HAp37,  d.  Cs4Hap36,  e.  Cs5Hap35, masing-masing menggunakan repetition 3 kali sampel.

## C. Pengujian
Dalam  penelitian  ini  dilakukan  pengujian  komposisi menggunakan Weighing measurement, pengamatan morfologi dengan menggunakan Scanning Electron Microscope (SEM), pengujian Fourier Transform Infra Red (FTIR), dan UV-Vis .
1) Weighing Measurement
Weighing measurement dilakukan dengan cara menimbang bone substitute yang telah dilakukan immersion untuk dibandingkan berat sebelum dan sesudah immersion .

## 2) Pengamatan Morfologi dengan SEM
Pengamatan  morfologi  dilakukan  untuk  mengetahui bagaimana  kondisi  permukaan  dan cross  section pada material bone  substitue .  Pengamatan  ini  menunjukkan adanya pori-pori yang terbentuk pada bone substitute.
3) Pengujian FTIR
Pengujian  FTIR  digunakan  untuk  melihat  gugus  fungsi dari bone cement yang telah terfabrikasi untuk dibandingkan sebelum  dan  sesudah  dilakukan immersion  testing. Pengujian  ini  dilakukan  setiap  2  minggu  sekali.  Pada pengujian  ini  dilihat  apakah  terjadi  perbedaan  pada bone cement untuk mengetahui proses resoprsi pada larutan.
4) Pengujian UV-Vis
Pengujian  UV-Vis  bertujuan  untuk  melihat  tingkat
absorbansi  dari  larutan  control  yang  dipakai  sebelum  dan sesudah immersion  testing. Kemudian diamati pada rentang peak absorbansi  yang  telah  muncul.  Pengujian  dilakukan setiap 1 minggu sekali.

## III. H ASIL DAN P EMBAHASAN
A. Hasil Weighing Measurement
Weighing measurement dilakukan dengan cara menimbang bone substitute yang telah dilakukan immersion untuk  dibandingkan  berat  sebelum  dan  sesudah immersion . Dari  data  tersebut  diketahui  berapa  persen  perubahan  berat pada bone substitute.
Gambar  1  merupakan  perubahan  berat bone  cement sesudah  perendaman  selama  1  minggu,  2  minggu,  dan  3 minggu.  Gambar  2  merupakan  perubahan  berat bone  filler sesudah  perendaman  selama  1  minggu,  2  minggu,  dan  3 minggu.  Berdasarkan  data,  terlihat  bahwa bone  substitute baik bone  cement maupun bone  filler mengalami  kenaikan berat  setelah immersion. Kenaikan  berat  tersebut  karena bone cement mampu menyerap air karena memiliki pori-pori yang menyebar antara ruang antarmolekul. Molekul air juga cukup  kecil  untuk  masuk  ke  dalam  ruang  antara  molekul polimer.  Pengaruh  temperatur  ketika immersion juga menyebabkan rantai polimer menjadi rileks dan meningkatkan  ruang  antarmolekul.  Oleh  karena  itu, bone cement mengalami  kenaikan  berat  karena  adanya  larutan saline  yang  masuk  melalui  pori-pori bone  cement sehingga mengalami swelling. Swelling yang terbentuk membuat bone substitute bisa menyerap air yang meminimalisir penyusutan ukuran bone  cement .  Terserapnya  air  ke  dalam bone substitute juga  memberikan  kemungkinan  untuk  pelepasan obat yang berkelanjutan di bone substitute.

## B. Hasil Pengamatan Morfologi dengan SEM
1) Bone Cement
Pada  pengujian  SEM  ditemukan  adanya  beberapa  pori yang terbentuk pada semua variasi bone cement. Biomaterial dengan  struktur  berpori  yang  saling  berhubungan  telah ditunjukkan  untuk  bisa  meningkatkan  pembentukan  tulang
Gambar 1. Perubahan berat bone cement sesudah perendaman selama 1 minggu, 2 minggu, dan 3 minggu (presentase kenaikan).
Gambar 2.  Perubahan berat bone filler sesudah perendaman selama 1 minggu, 2 minggu, dan 3 minggu (presentase kenaikan).
Gambar 3. Hasil SEM pada bone cement variasi Cs3Hap37: a) surface perbesaran 60x dan b) cross section perbesaran 500x.
Gambar 4. Hasil SEM pada bone cement variasi Cs4Hap36: a) surface perbesaran 60x dan b) cross section perbesaran 500x.
yang  lebih  baik  [10]. Bone  cement dengan  pori  mampu mendorong pertumbuhan jaringan lunak dan keras ke dalam material [11]. Pori membuat jaringan tulang mampu tumbuh dengan  baik  ke  dalam  pori-pori.  Dimensi  dan  morfologi pori-pori  merupakan  faktor  penting  untuk  osseointegrasi yang baik [12]. Gambar 3 merupakan hasil SEM pada bone cement variasi Cs3Hap37. Lebar pori-pori pada bone cement beriksar  antara  11-33  µm  dengan  pori-pori  yang  paling banyak  dan  paling  lebar  terjadi  pada  variasi  Cs3Hap37 seperti terlihat  pada  Gambar 4  yang menyajikan hasil  SEM pada bone cement variasi Cs5Hap35. Hal ini mengindikasikan jika adanya penambahan kitosan oligosakarida  membuat  pori-pori  yang  terbentuk  pada bone cement semakin  kecil  dan  sedikit.  Sebaliknya,  dengan kenaikan  hidroksiapatit  membuat  pori-pori  yang  terbentuk menjadi semakin banyak dan lebar pada bone cement [13] .
2) Bone Filler
Pada  pengamatan  menggunakan  SEM  terlihat  adanya beberapa  porous  yang  terbentuk  pada  semua  variasi bone filler .  Gambar  5  merupakan  hasil  SEM  pada bone  filler variasi  Cs2Hap20.  Gambar  6  marupakan  hasil  SEM  pada bone  filler variasi  Cs2Hap30. Gambar  7  merupakan  hasil SEM pada bone filler variasi Cs2Hap40. Dari ketiga variasi tersebut,  pori-pori  paling  banyak  ditemukan  pada  variasi Cs2Hap40.  Adanya  pori-pori  tersebut  membuat  larutan saline  mampu  terserap  ke  dalam bone  substitute yang mengakibatkan  terjadinya  kenaikan  berat  ketika  dilakukan penimbangan [14]. Pori-pori yang terbentuk pada bone filler
terlihat  tidak  sebesar  pada bone  cement, dengan  lebar berkisar  11µm.  Hal  ini  dikarenakan  pada bone  filler menggunakan  PMMA  yang  lebih  banyak  daripada bone cement. Variasi  dengan  pori-pori  yang  paling  besar  terjadi pada Cs2Hap40 karenan memiliki kandungan hidroksiapatit paling  tinggi.  Seperti  yang  terjadi  pada bone  cement, pada bone  filler penambahan  hidroksiapatit  juga  membuat  pori- pori  pada bone  filler menjadi  semakin  banyak  dan  lebar [13].  Sebaliknya,  penambahan  PMMA  membuat  pori-pori yang terbentuk tidak terlalu banyak dan cenderung kecil.

## C. Hasil Pengujian FTIR
Pengujian  FTIR  dilakukan  untuk  menganalisis  gugus- gugus  fungsi  pada  larutan  saline  kontrol  (0,9%NaCl) terhadap semua variasi sampel: a. Cs3Hap37, b. Cs4Hap36, c. Cs5Hap35, d. Cs2Hap20, e. Cs2Hap30, dan f. Cs2Hap40. Pengujian  FTIR  dilakukan  setiap  minggu  dengan  masing-
Gambar  5.  Hasil  SEM  pada bone  filler variasi  Cs2Hap20:  a) surface perbesaran 60x dan b) cross section perbesaran 500x.
Gambar  6.  Hasil  SEM  pada bone  filler variasi  Cs2Hap30:  a) surface perbesaran 60x dan b) cross section perbesaran 500x.
Gambar  7.  Hasil  SEM  pada bone  filler variasi  Cs2Hap40:  a) surface perbesaran 60x dan b) cross section perbesaran 500x.
Gambar  8.  Grafik  analisis  FTIR  larutan  variasi bone  cement setelah perendaman  saline  minggu  ke-1,  minggu  ke-2,  dan  minggu  ke-3:  a) Wavenumber 4000-500  cm -1 ,  b) Wavenumber 4000-3000 cm -1 , dan c) Wavenumber 2000-950 cm -1 .
Gambar  9.  Grafik  analisis  FTIR  larutan  variasi bone  filler setelah perendaman  saline  minggu  ke-1,  minggu  ke-2,  dan  minggu  ke-3:  a) Wavenumber 4000-500  cm -1 ,  b) Wavenumber 4000-3000 cm -1 , dan c) Wavenumber 2000-950 cm -1 .
masing sampel terdiri dari tiga repetisi yang akan dilakukan sebanyak 3 kali.
1) Bone Cement
Hasil pengujian FTIR menunjukkan ditemukan peak O-H pada  rentang wavenumber 3500-3000  cm -1 dan  H-O-H bending pada rentang 1800-1500 cm -1 . Pada pengujian FTIR yang  dilakukan  pada  larutan  saline  setelah  perendaman belum  terlihat  perbedaan  yang  signifikan  pada  minggu pertama  dan  minggu  kedua.  Perubahan  baru  terlihat  pada minggu  ketiga  ketika  terbentuk peak baru  pada  rentang 1600-1000 cm -1 yang diakibatkan oleh bone substitute yang mulai  terdegradasi  [15].  Dari  pengujian  FTIR  juga  terlihat jika variasi Cs5Hap35 memiliki intensitas yang paling tinggi setelah  perendaman.  Hal  itu  dipengaruhi  karena  memiliki kandungan  kitosan  oligosakarida  yang  paling  tinggi dibandingkan  2  variasi  lainnya.  Kandungan  hidroksiapatit yang dimilikinya juga yang tertinggi. Hal ini mengindikasikan  bahwa  pada  variasi  Cs5Hap35  lebih mudah  untuk  terdegradasi  [13].  Gambar  8  menunjukkan grafik  analisis  FTIR  larutan  variasi bone  cement setelah perendaman  saline  minggu  ke-1,  minggu  ke-2,  dan  minggu ke-3.

## 2) Bone Filler
Hasil pengujian FTIR menunjukkan ditemukan peak O-H pada  rentang wavenumber 3500-3000  cm -1 dan  H-O-H bending pada rentang 1800-1500 cm -1 . Pada pengujian FTIR yang  dilakukan  pada  larutan  saline  setelah  perendaman belum  terlihat  perbedaan  yang  signifikan  pada  minggu pertama  dan  minggu  kedua.  Perubahan  baru  terlihat  pada minggu  ketiga  ketika  terbentuk peak baru  pada  rentang 1600-1000 cm -1 yang diakibatkan oleh bone substitute yang mulai  terdegradasi  [15].  Pada  Gambar  9 menunjukkan  jika
pada  variasi  Cs2Hap20  memiliki  intensitas  yang  paling tinggi  dibandingkan  dengan  2  variasi  lainnya.  Hal  ini disebabkan karena memiliki komposisi  PMMA yang paling tinggi. Variasi tersebut juga memiliki kandungan hidroksiapatit yang paling rendah. Hal ini menunjukkan jika penambahan  PMMA  berpotensi  mempercepat  proses biodegradasi  setelah  dilakukan  perendaman  dengan  larutan saline [16].

## D. Hasil Pengujian UV-Vis
Pengujian  UV-Vis  dilakukan  untuk  mengetahui  respon bone  substitute dengan  larutan  saline.  Pengujian  UV-Vis dilakukan setiap minggu sebanyak 3 kali untuk setiap variasi sampel:  a.  Cs3Hap37,  b.  Cs4Hap36,  c.  Cs5Hap35,  d. Cs2Hap20,  e.  Cs2Hap30,  dan  f.  Cs2Hap40.  Pengujian  UV- Vis dilakukan pada rentang wavelenght 190-1100 nm. Peak yang  muncul  mengindikasikan  terjadinya  pelepasan bone substitute.
1) Bone Cement
Pada hasil pengujian UV-Vis untuk larutan saline kontrol tidak  ditemukan  adanya peak.  Peak muncul  setelah  larutan mengalami  perendaman  oleh bone  substitute selama  satu minggu  pada wavelenght 196  nm  [17].  Hal  ini mengindikasikan  adanya  pelepasan bone  cement dalam skala  yang  sangat  kecil.  Pada  minggu  kedua  dan  ketiga setelah perendaman tidak ditemukan adanya peak lain pada larutan  untuk  semua  variasi  sampel.  Hal  ini  menunjukkan bahwa  pelepasan  yang  terjadi  pada bone  substitute selama tiga  minggu  perendaman  sangat  kecil.  Dari  hasil  pengujian UV-Vis  juga  ditemukan  jika  semakin  tinggi  kandungan kitosan  oligosakarida  maka  intensitasnya  juga  semakin tinggi.  Terlihat  pada  Gambar  10 jika  variasi  Cs5Hap35
Gambar  10.  Grafik  analisis  UV-Vis  larutan  variasi bone  cement setelah perendaman saline minggu ke-1, minggu ke-2, dan minggu ke- 3: a) Wavelenght 190-1200 nm dan b) Wavelenght 190-210 nm.
Gambar  11.  Grafik  analisis  UV-Vis  larutan  variasi bone  filler setelah perendaman  saline  minggu  ke-1,  minggu  ke-2,  dan  minggu  ke-3:  a) Wavelenght 190-1200 nm dan b) Wavelenght 190-210 nm.
mempunyai tingkat intensitas yang paling tinggi dibandingkan dengan 2 variasi lainnya.

## 2) Bone Filler
Pada hasil pengujian UV-Vis untuk larutan saline kontrol tidak  ditemukan  adanya peak.  Peak muncul  setelah  larutan mengalami perendaman oleh bone filler selama satu minggu pada wavelenght 196  nm  [17].  Hal  ini  mengindikasikan adanya  pelepasan bone  substitute dalam  skala  yang  sangat kecil.  Pada  minggu  kedua  dan  ketiga  setelah  perendaman tidak ditemukan adanya peak lain pada larutan untuk semua variasi sampel. Hal ini menunjukkan bahwa pelepasan yang terjadi pada bone substitute selama tiga minggu perendaman sangat kecil. Dari ketiga variasi intensitas yang paling tinggi terjadi  pada  variasi  Cs2Hap20  yang  memiliki  kandungan PMMA  paling  banyak  dibandingkan  2  variasi  lainnya. Variasi  tersebut  juga  memiliki  kandungan  hidroksiapatit yang lebih rendah. Dari data seperti terlihat pada Gambar 11 semakin  tinggi  kandungan  hidroksiapatit  maka  semakin rendah intensitasnya pada pengujian UV-Vis.
Pengujian immersion dapat  digunakan  untuk  mengetahui seberapa  bagus  sifat  biodegradibilitas  dan  bioresorbabilitas dari bone  cement dan bone  cement  injectable. Berdasarkan pengamatan melalui mikroskop stereo sebelum perendaman dilakukan  terlihat  adanya  beberapa  pori-pori  yang  terdapat pada  permukaan bone  cement dan bone  cement  injectable. Pori-pori  tersebut  membuat bone  cement menjadi  lebih elastis, lebih ringan, dan memiliki ketahanan yang lebih kuat (Johnson  et  al.,  2010).  Kemudian  setelah  perendaman selama  satu  minggu  terlihat  pada  bagian  permukaan bone cement terlihat  permukaan  sedikit  lebih  halus  yang menandakan  jika bone  cement dapat  terdegradasi  pada larutan  saline  (0,9%  NaCl).  Untuk  mendukung  sifat bidegradibilitas pada bone cement juga dilakukan penimbangan  specimen  sebelum  dan  sesudah  dilakukan perendaman. Seperti terlihat pada  Gambar 11 menunjukkan jika dalam dua minggu setelah perendaman bobot specimen justru  mengalami  kenaikan  dan  sedikit  penurunan  pada minggu  ketiga.  Kenaikan  berat  tersebut  disebabkan  karena bone  cement yang  digunakan  pada  penelitian  kali  ini memiliki sifat  mampu  menyerap larutan. Meskipun  PMMA mempunyai  sifat  hidrofobik,  tetapi  masih  mampu  untuk menyerap  larutan  kurang  lebih  sebesar  2%  [18].  Pada  saat perendaman  terjadi  dua  proses  pada  specimen,  yaitu ekstraksi  monomer  dan  penyerapan  air  secara  difusi  ke dalam polimer. Oleh karena itu, sebenarnya perubahan berat specimen adalah kombinasi peningkatan berat karena air dan kehilangan berat karena pencucian monomer [19].
Pada minggu kedua ditemukan penurunan intensitas pada wavenumber 3500-3000 pada variasi CsHAp30. Pada variasi lainnya  perubahan  intensitas  tidak  terlalu  siginifikan  antara minggu pertama dan kedua. Berdasarkan pengujian UV-VIS pada  larutan  saline  control  tidak  menunjukkan peak. Kemudian setelah satu minggu perendaman terjadi kenaikan peak pada  sekitar wavelength 200-300  pada  semua  variasi. Puncak peak terjadi  pada  196  pada  setiap  variasi.  Pada minggu kedua tidak terjadi perubahan peak yang signifikan. Pengaruh  penambahan  kitosan  oligosakarida  pada bone cement mampu  meningkatkan  sifat  degradasi  dalam  darah serta  meningkatkan  porositas  dan  antibiotic  [20].  Pada pengamatan menggunakan mikroskop stereo tidak ditemukan  perubahan  signifikan  pada  permukaan  semua
variasi bone  cement setelah  3  minggu  perendaman.  Pada pengamatan  morfologi  tidak  ditemukan  perubahan  yang terlalu  signifikan  pada  permukaan bone  cement maupun bone filler sebelum dan sesudah perendaman.

## IV. K ESIMPULAN
Berdasarkan hasil  penimbangan  berat  spesimen diketahui jika spesimen mengalami kenaikan berat karena mempunyai sifat absorbsion. Berdasarkan  pengujian  FTIR  yang dilakukan  terlihat  adanya peak baru  setelah  minggu  ketiga perendaman pada  larutan saline, yang membuktikan adanya degradasi  material bone  substitute pada  larutan  saline. Sementara  untuk  pengujian  UV-Vis  tidak  ditemukan perubahan yang signifikan selama tiga minggu perendaman. Hal  ini  menunjukkan  bahwa  semua  spesimen  mempunyai sifat  biodegradable  dan  bioresorobable  karena  mampu terdegradasi  pada  larutan  saline  dalam  jumlah  yang  sangat kecil.

## DAFTAR PUSTAKA
[1]  C. R. Pivonka, Peter and Dunstan, “Role of mathematical modeling in bone  fracture  healing,” Off.  J.  Int.  Bone  Miner.  Soc. ,  vol.  1,  2012, doi:10.1038/bonekey.2012.221.
[2]  T. A. Einhorn, “Enhancement of fracture-healing,” J. Bone Jt. Surg. , vol. 77, no. 6, pp. 940–956, 1995.
[3]  S. N. Safadi, Fayez F and Barbe, Mary F and Abdelmagid, Samir M and Rico, Mario C and Aswad, Rulla A and Litvin, Judith and Popoff, “Bone  Structure,  Development and  Bone  Biology,”  Springer,  pp.  1– 50, 2009, doi:10.1007/978-1-59745-347-9_1.
[4]  B.  J.  Ekegren,  Christina  L  and  Edwards,  Elton  R  and  De  Steiger, Richard  and  Gabbe,  “Incidence,  costs  and  predictors  of  non-union, delayed  union  and  mal-union  following  long  bone  fracture,” Int.  J. Environ.  Res.  Public  Health ,  vol.  15,  no.  12,  p.  2845,  2018, doi:10.3390/ijerph15122845.
[5]  S.  Stewart,  “Fracture  non-union:  a  review  of  clinical  challenges  and future  research  needs,” Malaysian  Orthop.  J. ,  vol.  13,  no.  2,  p.  1, 2019, doi:10.5704/MOJ.1907.001.
[6]  A.  Vaishya,  Raju  and  Chauhan,  Mayank and  Vaish,  “Bone  cement,” J.  Clin.  Orthop.  Trauma ,  vol.  4,  no.  4,  pp.  157–163,  2013, doi:10.1016/j.jcot.2013.11.005.
[7]  T.  Saputra,  Antonius  Adi  Hendra  and  Triyono,  Joko  and  Triyono, “Bovine Bone Hidroksiapatite Materials Mechanics Properties at 900 C  and  1200  C  of  Calcination  Temperature,”  Departemen  Teknik Mesin, Universitas Sebelas Maret, 2017.
[8]  G.  Ihedioha,  John  Ikechukwu  and  Ugwuja,  Jerome  Ifeanyichukwu and  Noel-Uneke,  Onyinyechukwu  Ada  and  Udeani,  Ikechukwu  John and  Daniel-Igwe,  “Reference  values  for  the  haemotology  profile  of conventional  grade  outbred  albino  mice  (Mus  musculus)  in  Nsukka, Eastern Nigeria,” Anim. Res. Int. , vol. 9, no. 2, 2012, issn:159-3115.
[9]  J.  M.  and  others  Koolhaas,  “The  Laboratory  Rat,”  Wiley-Blackwell Oxford, UK, 2010, doi:10.1002/9781444318777.ch22.
[10]  D.  Karageorgiou,  Vassilis  and  Kaplan,  “Porosity  of  3D  biomaterial scaffolds  and  osteogenesis,” Biomaterials ,  vol.  26,  no.  27,  2005, doi:10.1016/j.biomaterials.2005.02.002.
[11]  W.  He,  Qiang  and  Chen,  Huiling  and  Huang,  Li  and  Dong,  Jingjing and  Guo,  Dagang  and  Mao,  Mengmeng  and  Kong,  Liang  and  Li, Yang  and  Wu,  Zixiang  and  Lei,  “Porous  surface  modified  bioactive bone cement for enhanced bone bonding,” 2012, doi: 10.1371/journal.pone.0042525.
[12]  Z. Tang, Hewei and Killough, John E and Heidari, Zoya and Sun, “A new  technique  to  characterize  fracture  density  by  use  of  neutron porosity  logs  enhanced  by  electrically  transported  contrast  agents,” SPE J. , vol. 22, no. 04, 2017, doi: 10.2118/181509-PA.
[13]  T.  P.  R.  Montano,  Carlos  J.  and  Lemos,  Bruno  R.S.  and  Yoshida, Maria  I.  and  Almeida,  Natanael  G.S.  and  Campos,  “Hydroxyapatite influence on the thermal and mechanical properties of a highly porous bone  cement,” La  Rev.  Latinoam.  Metal.  y  Mater. ,  vol.  41,  no.  1, 2021, pissn:0255-6952, eissn:224-7113.
[14]  S.  L.  Ayre,  Wayne  Nishio  and  Denyer,  Stephen  P.  and  Evans, “Ageing  and  moisture  uptake  in  polymethyl  methacrylate  (PMMA) bone cements,” J. Mech. Behav. Biomed.  Mater. , vol. 32, pp.  76–88, 2014, doi: 10.1016/j.jmbbm.2013.12.010.
[15]  T.  Park,  Ji-Won  and  Hwang,  Jin-Uk  and  Back,  Jong-Ho  and  Jang,
Seong-Wook  and  Kim,  Hyun-Joong  and  Kim,  Pan-Seok  and  Shin, Seunghan  and  Kim,  “high  strength  plga/hydroxyapatite  composites with  tunable  surface  structure  using  plga  direct  grafting  method  for orthopedic  implants,” Compos.  Part  B  Eng. ,  vol.  178,  2019,  doi: 10.1016/j.compositesb.2019.107449.
[16]  K.  Shanti,  R.  and  Hadi,  A.N.  and  Salim,  Y.S.  and  Chee,  S.Y.  and Ramesh, S. and Ramesh, “Degradation of ultra-high molecular weight poly  (methyl  methacrylate-co-butyl  acrylate-co-acrylic  acid)  under ultra  violet  irradiation,” R.  Soc.  Chem.  Adv. ,  vol.  7,  no.  1,  pp.  112– 120, 2017, doi: 10.1039/C6RA25313J.
[17]  N. and others Zhong, Leilei and Yao, Lutian and Tower, Robert J and Wei, Yulong and Miao, Zhen and Park, Jihwan and Shrestha, Rojesh and  Wang,  Luqiang  and  Yu,  Wei  and  Holdreith,  “Single  cell transcriptomics identifies a unique adipose lineage cell population that regulates  bone  marrow  environment,” Elife ,  vol.  9,  2020,  doi:
10.7554/eLife.54695.
[18]  D.  N’diaye,  Mambaye  and  Pascaretti-Grizon,  Florence  and  Massin,
Philippe and Baslé, Michel Felix and Chappard, “Water absorption of poly  (methyl  methacrylate)  measured  by  vertical  interference microscopy,” Langmuir , vol. 28, no. 31, 2012, doi: 10.1021/la302260a.
[19]  W. Harper, E.J. and Braden, M. and Bonfield, “Mechanical properties of  hydroxyapatite  reinforced  poly  (ethylmethacrylate)  bone  cement after  immersion  in  a  physiological  solution:  influence  of  a  silane coupling agent,” J. Mater. Sci. Mater. Med. , vol. 11, no. 8, 2000, doi: 10.1023/A:1013057724268.
[20]  M.  V.  Di  Martino,  Alberto  and  Sittinger,  Michael  and  Risbud, “Chitosan: a versatile biopolymer for orthopaedic tissue-engineering,” Biomaterials , vol. 26, no. 30, 2005, doi: 10.1016/j.biomaterials.2005.03.016.