## Kajian Komposit Berbasis Paduan Logam Magnesium Berpenguat Keramik untuk Aplikasi Ortopedi
Franciska Pramuji Lestari 1, 2 , Ika Kartika 2 , Ariadne L. Juwono 1 Anawati Anawati 1 *
1 Departemen Fisika, Fakultas Matematika dan Ilmu Pengetahuan Alam, Universitas Indonesia, Depok, Indonesia 16424
2 Pusat Riset Metalurgi – Badan Riset dan Inovasi Nasional, Kawasan Puspiptek-Serpong, Tangerang Selatan, Indonesia 15314

## Abstrak
Komposit berbasis logam Magnesium (Mg) merupakan material maju yang  potensial diaplikasikan  untuk implan  biodegradabel  yang  bersifat  sementara.  Mg  memiliki  sifat  biodegradabel,  biokompatibel  serta memiliki  densitas  yang  mendekati  tulang  sehingga  dapat  mengurangi  stress  shielding  antara  tulang  dan implan. Namun, Mg memiliki laju degradasi yang relatif cepat yang dapat menurunkan sifat mekaniknya di dalam  lingkungan  fisiologis  dan  kurangnya  sifat  bioaktivitas.  Di  sisi  lain,  biokeramik  yang  kerap digunakan  sebagai  bahan  implan  tulang  dan  gigi  bersifat  bioaktif  dan  bioinert.  Penggabungan  Mg  dan keramik  dapat  menjadi  sebuah  material  komposit  untuk  aplikasi  biomedis  dengan  peningkatan  sifat mekanik  dan  biokompatibilitas  serta  laju  degradasi  yang  imbang.  Dalam  kajian  ini,  dibahas  secara komprehensif  kemajuan  riset  material  komposit  berbasis  Mg  dengan  paduan  logam  Mg  sebagai  matriks, berbagai  material  keramik  yang  umum  digunakan  sebagai  penguat,  fasa-fasa  penguatan  pada  komposit, proses  manufaktur  serta  perlakuan  panas  pada  komposit  berbasis  magesium.  Komposit  berbasis  Mg menjadi  material  yang  menjanjikan  untuk  aplikasi  biomedis  karena  kombinasi  sifat  mekanik  yang  baik, berat  jenis  yang  rendah,  dan  kemungkinan  untuk  mencapai  laju  korosi  yang  lebih  lambat  serta meningkatkan penyembuhan dengan adanya material bioaktif.
Kata kunci : magnesium, Mg; implan; komposit; keramik; biomaterial

## Abstract
[Title:  Study  of  Magnesium  Metal  Alloy-Based  Composites  Ceramic  Reinforcement  for  Orthopedic Applications] Magnesium (Mg) metal-based composite is an advanced material that has the potential to be applied for temporary biodegradable implants. Mg has biodegradable, biocompatible properties and has a density close to bone so that it can reduce stress shielding between bone and implant. However, Mg has a relatively  fast  rate  of  degradation  which  can  decrease  its  mechanical  properties  in  physiological environments  and  lack  bioactivity.  On  the  other  hand,  bioceramics  which  are  often  used  as  bone  and dental  implant  materials  are  bioactive  and  bioinert.  The  combination  of  Mg  and  ceramic  can  be  a composite material for biomedical applications with improved mechanical properties and biocompatibility as well as a balanced degradation rate. In this study, comprehensively discussed the progress of research on Mg-based composite materials with Mg metal alloys as a matrix, various ceramic materials commonly used as reinforcement, strengthening phases in composites, manufacturing processes and heat treatment of magnesium-based composites. Mg-based composites are promising  materials for biomedical applications due to the combination of good mechanical properties, low specific gravity, and the possibility to achieve slower corrosion rates and improved healing in the presence of bioactive materials.
Keywords : magnesium; Mg; implant; composite; ceramic; biomaterial

## 1. Pendahuluan
Semakin tingginya pertumbuhan populasi usia tua
dan  tingginya  kasus  kecelakaan,  kebutuhan  akan biomaterial  dalam  aplikasinya  sebagai  implan  ortopedi semakin  meningkat  dan  terus  berkembang  pesat.  Ketika tulang  mengalami  patah,  dibutuhkan  pembedahan  untuk menanamkan  material  implan  ke  dalam  atau  di  dekat
------------------------------------------------------------------
*) Penulis Korespondensi.
E-mail: anawati@sci.ui.ac.id
doi: 10.14710/teknik.v43i3.46575               Copyright © 2022, TEKNIK, p-ISSN: 0852-1697, e-ISSN: 240-9919
patah  tulang  untuk  memfasilitasi  penyembuhan  atau untuk  mengkompensasi  kekurangan  atau  hilangnya jaringan tulang hingga tulang sembuh (Munir dkk., 2020). Umumnya, implan konvensional yang digunakan saat ini terbuat  dari  bahan  yang inert sehingga  setelah  tulang sembuh  diperlukan  re-operasi  untuk  mengangkat  implan tersebut. Selain itu, timbul masalah stress shielding akibat kekuatan yang terlalu jauh antara material implan dengan tulang  asli (Brar dkk., 2009).  Oleh sebab itu, dibutuhkan pengembangan  material  implan  yang  bersifat  sementara atau biodegradable . Magnesium (Mg) adalah material yang menjanjikan  sebagai  implan  ortopedi  yang  bersifat sementara  di  dalam  tubuh.  Hal  ini  karena  ia  memiliki karakteristik  nilai  kepadatan  dan  kekuatan  mendekati tulang  (Staiger  dkk.,  2006)  serta  merupakan  logam  yang biodegradable dan biocompatible . Namun, Mg murni dan paduan  memiliki  laju  degradasi  yang  relatif  cepat  di dalam tubuh  (Atrens  dkk.,  2020).  Hal  ini  berakibat  pada tingginya  pelepasan  gas  hidrogen  dan  berkurangnya integritas  mekanik  dari  implan  sebelum  tulang  sembuh (Sezer  dkk.,  2018).  Reaksi  korosi  Mg  selalu  disertai pelepasan gas hidrogen (Esmaily dkk., 2017).
Biokeramik telah digunakan sebagai bahan implan generasi kedua. Keramik memiliki stabilitas kimia dalam lingkungan  fisiologis  serta  bioaktivitas  yang  baik. Beberapa  keramik  terdiri  dari  ion-ion  yang  biasa ditemukan  di  lingkungan  fisiologis  dan  ion-ion  tersebut tidak  menunjukkan  toksisitas  pada  jaringan  tubuh  (Mala &  Celsia,  2018).  Namun,  karena  sifat  kerapuhannya, keramik memiliki risiko kegagalan patah katastropik yang tidak  terduga  dalam  aplikasi  implan  (Hamadouche  & Sedel, 2000).
Untuk  memanfaatkan  sifat  unggul  dari  material Mg,  dimungkinkan  untuk  menggabungkan  Mg  dengan keramik  yang biocompatible menjadi  material  komposit. Penggabungan kedua jenis material tersebut menguntungkan  dalam  meningkatkan  sifat  mekanik  dan bioinert logam serta menurunkan sifat rapuh dari keramik. Sifat material yang diharapkan sebagai prasyarat material implan yaitu (1) biocompatible dan memiliki viabilitas sel yang maksimal untuk menghindari inflamasi, infeksi atau reaksi  lainnya  yang  membahayakan  tubuh  (Huzum  dkk., 2021);  (2)  tidak  meracuni  tubuh,  dan  tidak  melepaskan elemen  toksik  selama  degradasi  di  dalam  tubuh  serta memiliki sifat yang dapat membantu proses penyembuhan dan  osseointegrasi  tulang  (Kamrani  &  Fleck,  2019);  (3) memiliki ketahanan korosi yang imbang untuk menjamin integritas  secara  mekanik  hingga  jaringan  sembuh (Amukarimi  &  Mozafari,  2022);  (4)  memiliki  sifat mekanik  yang  sesuai  seperti  ketangguhan,  keuletan, kekerasan,  kekuatan  fatik,  modulus  elastisitas  yang
sebanding  dengan  tulang  (Ali,  Hussein,  &  Al-Aqeeli, 2019).
Tulang  adalah  komposit  alami  dalam  jaringan hidup, yang mengandung sekitar 30% berat matriks, 60% berat mineral, dan 10% berat air (Bommala, Krishna, and Rao 2019). Pengembangan material komposit merupakan sebuah pendekatan yang efektif karena adanya kemungkinan untuk memanfaatkan efek keramik bioinert dan  bioaktif    yang  membantu  penyembuhan  atau meningkatkan  ikatan  antara  jaringan  dan  implan. Komposit  bersama  dengan  logam  sebagai  matriks  dapat meningkatkan  sifat  mekanik,  keuletan  dan  penyerapan energi yang baik. Selain itu, teknik pemrosesan yang tepat juga  dapat  meningkatkan  ketahanan  korosi  material komposit, sehingga dapat menurunkan laju degradasi.

## 2. Mg sebagai Material Biodegradabel
Diantara  beberapa  logam  yang  potensial  menjadi material  implan  biodegradabel  seperti  Fe  dan  Zn,  logam Mg memiliki biokompatibilitas yang lebih tinggi. Hal ini ditunjukkan  dengan  tingginya  nilai daily  intake Mg  (310 mg) yang dapat ditoleransi oleh tubuh dibandingkan Fe (8 mg) dan Zn (11 mg) (Edori, Harcourt, & Marcus, 2017). Mg  memiliki  kemampuan  degradasi  secara  spontan  di dalam  lingkungan  fisiologis.  Mg  juga  penting  bagi manusia  dalam  proses  metabolisme  karena  sebagai kofaktor untuk banyak enzim (Song, Shan, & Han, 2008; Hänzi  dkk.,  2010).  Ion  Mg  (Mg 2+ )  juga  memfasilitasi penyembuhan jaringan (Jacobs dkk., 2003). Selain itu ion Mg 2+ tidak  menyebabkan  toksisitas  dalam  tubuh  dan umumnya  dikeluarkan  bersama  dengan  urin  (Huff- Lonergan, 2010). Sifat logam material yang biodegradabel dan tulang alami tercantum pada Tabel 1.
Secara umum, implan material Mg memiliki beberapa keuntungan,  diantaranya:  (1)  biokompatibilitas  dan osteogenesis baik (Witte, 2010); (2) bersifat biodegradabel  sehingga  dapat  menghindari  re-operasi (Hänzi  dkk.,  2010),  serta  (3)  secara  mekanik    mendekati tulang  asli  (Staiger  dkk.,  2006).  Agar  berfungsi  sebagai biomaterial,  Mg  dan  paduannya  harus  memiliki  sifat mekanik  yang  sesuai,  ketahanan  korosi  yang  berimbang dengan pertumbuhan jaringan tulang serta biokompatibilitas  yang  baik.  Persyaratan  sifat  mekanik, korosi  dan  biokompatibilitas  biomaterial  paduan  Mg untuk  beberapa  aplikasi  klinis  spesifik  dirangkum  dalam Tabel 2.

## 3.  Tantangan  dan  Hambatan  Paduan  Mg  untuk Aplikasi Biomedis
Meskipun  sifatnya  sangat  menguntungkan,  Mg dan paduannya belum banyak digunakan sebagai implan yang  dapat  terdegradasi.  Masalah  terbesar  yang menghambat penggunaan Mg sebagai material biomedis adalah  karena  laju  korosi  yang  sangat  cepat  di  dalam cairan  tubuh.  Karakteristik  korosi  Mg  dapat  dikaitkan
doi: 10.14710/teknik.v43i3.46575               Copyright © 2022, TEKNIK, p-ISSN: 0852-1697, e-ISSN: 240-9919
Tabel  1 .  Perbandingan  sifat  c ortical dan  c ancelous  bone dengan  material  implan  biodegradabel  (Kuśnierczyk  & Basista, 2017; Cheng dkk., 2013)
Sifat Cortical Bone Cancelous Bone Fe Murni Zn Murni Mg Murni Densitas (g/cm 3 ) 1.8–2.1 1.0–1.4 7,87 7,14 1,74 E (GPa) 5–23 0.01–1.57 211 105 45 YS (MPa) - - 120-150 - 80 UTS (MPa) 35–283 1.5–38 180-210 110-200 152 Tingkat Toksisitas - - 1 - L929 dan ECV304 4 - L929 dan 1 - ECV304 0 - 1 to L929 dan ECV304 V corr (V) - - -0,748 -1,049 -1,886 I corr (I) 8,96 5,47 86,06 CR (mm/yr) 0,105 0,325 1,94 Aplikasi Bone screws, plates, pins, stents, nails
Tabel 2 . Persyaratan sifat mekanik, korosi dan biokompatibilitas paduan Mg untuk aplikasi klinis implan ortopedi dan sten t cardiovaskular (Shahin dkk., 2019)
Aplikasi σ y (Mpa) ϵ (%) CR (mm/y) Aktivitas selular (%) Waktu Penyembuhan (bulan) Implan Ortopedi >200 >10 <0.5 >80 3-6 Stent Cardiovaskular >200 >20 <0.5 >80 6-12
σ y : Tensile Yield Strength ; ϵ: tensile strain; CR: Corrosion Rate
Gambar  1 .  Perbandingan  tingkat  degradasi  material Mg  murni,  paduan  dan  pelapisan  permukaan, komposit, serta implan ideal yang diharapkan dengan penyembuhan jaringan tulang yang retak
dengan  tiga  faktor  utama,  yaitu  rendahnya  potensial reduksi Mg (-2,37 V ) (Shaw 2003); produk korosi yang terbentuk  tidak  protektif  (Atrens,  Liu,  &  Abidin,  2011; Guang,  Song,  &  Atrens,  2000);  dan  adanya  interaksi mikro-galvanik antara fasa konstituen yang menyebabkan  korosi  paduan  Mg    (Atrens  dkk.,  2011; Atrens  dkk.,  2015).  Gambar  1  menunjukkan  skematik grafik  ideal  proses  penyembuhan.  Kekakuan/kekuatan mekanis  implan  biodegradabel  perlahan-lahan  menurun seiring berjalannya proses penyembuhan dan terdegradasi  sempurna  ketika  tulang  induk  juga  telah sembuh sempurna. Namun, karena degradasi yang cepat dari paduan Mg mempengaruhi integritas mekanik yaitu menurunnya  sifat  mekanik  setelah  implantasi,  berakibat pada  kegagalan  prematur  implan  sebelum  proses penyembuhan  jaringan  tulang  selesai  (Kannan  & Raman, 2008).
Jenis korosi  yang paling banyak terjadi pada Mg dan  paduannya,  yaitu  korosi  galvanik.  Korosi  galvanik terjadi karena Mg berperilaku anodik jika kontak dengan logam  lain  (Zeng  dkk.,  n.d.).  Potensial  reduksi  standar Mg  ke  bentuk  Mg 2+ adalah  E°=  -2,37  V SHE (Cain  dkk., 2014). Presipitasi  terbentuk  ketika  konsentrasi  elemen paduan  melebihi  batas  kelarutan  maksimum.  Tingkat efek  galvanik  tergantung  pada  beberapa  faktor,  seperti orientasi  kristal  dari  matriks  Mg,  jenis  fasa  sekunder, partikel  pengotor,  ukuran  butir  dan  media  larutan (Ivanova dkk., 2016).
Secara  termodinamika,  Mg  merupakan  logam yang paling aktif dari semua logam yang ada. Perubahan energi  bebas  Gibbs  (Δ G 0 )  standar  untuk  reaksi  oksidasi
Mg terlihat pada Persamaan 1 (Song 2011).
Mg + O 2 + H 2 → Mg(OH) 2 Δ G 0 = -833 kJ/mol Mg + ½ O 2 → MgO
Δ G 0 = -569 kJ/mol
Mg + 2H 2 O → Mg(OH) 2 + H 2 Δ G 0 = -454 kJ/mol (1)
Lapisan  MgO  memiliki  nilai Pilling-Bedworth Ratio (PBR) diatas 2 yang artinya lapisan oksida bersifat non  protektif  dan  pecah-pecah  (Jiang  dkk.,  2021). Perbedaan  koefisien  ekspansi  mekanik  logam  dan lapisan  oksida  yang  tinggi  menyebabkan  lapisan  oksida terbelah-belah. Nilai PBR untuk lapisan oksida protektif
Tabel 3 . Pengaruh elemen paduan terhadap paduan Mg biodegradabel (Radha & Sreekanth, 2017)
Elemen Sifat Mekanik Efek  Patopsikologi Efek Toksikologi Ca  Meningkatkan ketahanan korosi dan penghalus butir  Tersimpan di tulang dan gigi
 Kadar serum darah 0,919–0,993 mg/L  Gangguan metabolisme Zn  Meningkatkan yield stress , mengurangi  evolusi  gas  hidrogen selama bio-korosi  Kadar serum darah 12,4-17,4 mol/L  Penting untuk enzim dan sistem kekebalan tubuh  Dapat  meracuni  syaraf  dan menghalangi perkembangan tulang Mn  Meningkatkan ketahanan korosi  Tingkat serum darah <0,8 g/L  Mempengaruhi  fungsi  sistem  kekebalan tubuh dan pertumbuhan tulang  Gangguan neurologis Sr  Meningkatkan massa tulang  Meningkatkan ketahanan korosi,
penyempurnaan butir  140  mg  dalam  tubuh  manusia  dan  99% terletak di tulang  Gangguan neurologis Sn  Meningkatkan kuat tekan dan ketahanan korosi  9-140 g/L, kandungan lebih tinggi terdapat pada hati  karsinogenik Ag  Meningkatkan  kekuatan  tarik  dan ketahanan korosi  Efek antibakteri  kadar serum darah 11–26 g/L  Belum  diketahui  dengan pasti
berada  di  rentang  1<PBR<2.  Dalam  lingkungan  basah, MgO  cenderung  mengalami  hidrasi  menjadi  Mg(OH) 2 . Diagram Pourbaix menunjukkan bahwa Mg(OH) 2 hanya stabil pada pH diatas 13 (Kappes, Iannuzzi, & Carranza, 2013). Lapisan hidroksida pada kondisi lingkungan basa sekalipun,  (Mg(OH) 2 )  tidak  stabil  jika  terdapat  ion klorida.  Cairan  tubuh  memiliki  kandungan  ion  klorida cukup tinggi sekitar 0.9 wt% (Sun, 2004). Kehadiran ion klorida  dengan  cepat  mengubah  lapisan  hidroksida menjadi  Mg  klorida  yang  sangat  larut,  seperti  terlihat pada Persamaan 2 (Song dkk., 1997).
Mg ( OH ) 2 ( s ) + 2 Cl  (aq ) → MgCl 2 + 2 OH  (aq) Δ G 0 = -454,8 kJ/mol (2)
Selain  itu,  implantasi  material  berbasis  Mg  dapat menimbulkan evolusi gas hidrogen (H 2 ) yang berlebihan dalam  waktu  singkat.  Gas  H 2 yang  berlebih  pada jaringan  tulang  menyebabkan  kelarutan  dan  difusi  gas H 2 terhambat  pada  jaringan  biologis  lokal,  sehingga terjadi  akumulasi  gas  H 2 yang mengakibatkan pembengkakan di rongga jaringan (Song, 2007a; Atrens dkk.,  2011).  Gas  ini  dianggap  dapat  mempengaruhi penyembuhan tulang dengan menciptakan tekanan lokal di  lingkungan  tulang  induk  sehingga  menghambat penyembuhan dan pembentukan tulang baru (Zeng dkk., 2008).  Studi  in-vitro  melaporkan  tingkat  toleransi  kritis dari  H 2 yaitu  <0,01  mL/cm 2 /hari,  dan  ini  telah  banyak digunakan sebagai salah satu prasyarat untuk pemakaian paduan  Mg  sebagai  implan  sementara  (Song  2007b). Namun,  beberapa  studi  in-vivo  (Kraus  dkk.,  2012) melaporkan kantong gas pembentuk H 2 yang berevolusi hanya  dalam  minggu  pertama  pasca  operasi,  kemudian secara  bertahap  menghilang  selama  2-3  minggu  pasca operasi.  Jadi,  memungkinkan  bahwa  evolusi  H 2 tidak
secara  signifikan  mengganggu  proses  penyembuhan selama  tingkat  korosi  dari  implan  Mg  dikontrol  dengan tepat pada beberapa minggu di awal.
Beberapa  strategi  dilakukan  untuk  meningkatkan ketahanan  korosi  dari  Mg  baik  secara  intrinsik  maupun ekstrinsik. Secara intrinsik diantaranya dengan purifikasi,  pemaduan,  penghalusan  butir  dan  perlakuan panas  (Chen,  Dai,  &  Zhang  2015).  Secara  garis  besar, strategi  intrinisik  ini  bertujuan  untuk  memperbaiki ukuran  butir  Mg  paduan  dan  membentuk  fasa  kedua, yang  mengelilingi  matriks  Mg  secara  kontinyu.  Selain itu,  mampu  untuk  mengurangi  pengendapan  fasa  kedua pada  batas  butir,  menyeimbangkan  perbedaan  potensial antara matriks Mg dan fasa kedua sehingga menurunkan korosi  mikrogalvanik.  Secara  ekstrinsik,  modifikasi permukaan  pada  Mg  dan  paduannya  menggunakan pendekatan rekayasa permukaan untuk memberi proteksi dan  pencegahan  korosi.  Beberapa  teknologi  modifikasi permukaan/pelapisan  untuk  meningkatkan  ketahanan korosi logam Mg diantaranya adalah proses elektrokimia ( plating, conversion coating, hydriding , dan anodizing ), deposisi  fasa  gas  ( thermal  spray,  chemical  vapor deposition  (CVD),  physical  vapor  deposition  (PVD), diamond-like  coating,  pelapis  difusi,  implantasi  ion), pelapis  polimer  organik  dan  modifikasi  permukaan dengan laser (Singh & Harimkar, 2012) .
Penggunaan material maju komposit berbasis Mg masih  belum  banyak  dilirik  oleh  periset.  Padahal, komposit  dapat  menjadi  salah  satu  jawaban  untuk mengatasi masalah utama laju degradasi Mg yang tinggi. Sintesis metal  matrix  composites (MMC)  berbasis  Mg adalah  pendekatan  yang  sangat  menjanjikan  karena merupakan  penggabungan  sifat-sifat  unggul  dari masing-masing material penyusun.
doi: 10.14710/teknik.v43i3.46575               Copyright © 2022, TEKNIK, p-ISSN: 0852-1697, e-ISSN: 240-9919
Gambar 2. Pengaruh distribusi fasa sekunder pada perilaku korosi paduan Mg
Gambar 3. Efek fraksi volume fasa sekunder dan ukuran butir pada laju korosi paduan Mg

## 4. Komposit Matriks Mg yang Biodegradabel
Komposit  memiliki  setidaknya  dua  konstituen, yaitu  konstituen  utama  (>50%)  disebut  sebagai  matriks dan  konstituen  minor  (<50%)  disebut  sebagai  penguat. Untuk  matriks  Mg,  komposit  dikenal  sebagai  komposit matriks  Mg  (komposit  Mg)  (Kumar,  Das,  &  Prasad 2021).  Terdapat  tiga  unsur  penentu  dari  sifat biokompatibilitas,  mekanik  dan  perilaku  korosi  dari komposit  Mg,  yaitu  komposisi  material,  distribusi  fasa kedua dan ukuran butir (Ivanova dkk., 2016). Distribusi fasa  kedua  dan  ukuran  butir  dapat  dikontrol  dengan teknik  fabrikasi  dan  pemrosesan  (Ivanova  dkk.,  2016). Adanya  kombinasi  sifat-sifat  unggul  logam  Mg  dan penguat  keramik,  material  komposit  ini  menarik  untuk dikembangkan  sehingga  pemilihan  material,  jenis paduan, konsentrasi penguat dan proses yang digunakan dapat  mengoptimalkan  sifat  komposit  yang  dihasilkan. Komposit  matriks  logam  berbasis  Mg  sebagian  besar digunakan  untuk  meningkatkan  sifat  ketahanan  korosi, sifat mekanik serta biokompatibilitasnya.
4.1  Mg  dan  Paduan  Mg  sebagai  Matriks  pada Komposit Mg
Matriks  berfungsi  sebagai  media  transfer  beban ke  penguat,  menahan  penyebaran  retak  dan  melindungi penguat  dari  efek  lingkungan  serta  kerusakan  akibat benturan.  Mg  murni  memiliki  ketahanan  korosi  dan tingkat  degradasi  yang  baik,  namun  memiliki  sifat mekanik  yang  sangat  rendah  sehingga  sangat  terbatas dalam  aplikasi  serta  pemakaianya  sebagai  material implan  medis.  Oleh  sebab  itu,  paduan  berbasis  Mg sebagai matriks dikembangkan untuk meningkatkan sifat mekanik komposit. Pemilihan elemen paduan memainkan  peran  penting  dalam  degadrasi  Mg,  tidak hanya  untuk  meningkatkan  sifat  mekanik  dan  korosi tetapi  juga  menunjukkan  biokompatibilitas  dalam lingkungan  biologis.  Penambahan  dari  elemen  paduan dalam  Mg  murni  dapat  meningkatkan  perbaikan  butir dan  memperkuat  dengan  cara  larutan  padat  ( solid solution ). Tabel 3  memperlihatkan elemen paduan  yang sering  digunakan  pada  paduan  Mg  dan  pengaruhnya terhadap mikrostruktur,  sifat  mekanik  serta  ketahanan korosi.
Umumnya,  elemen  paduan  dapat  meningkatkan kekuatan  Mg  dengan  mekanisme  penguatan  larutan padat ( solid-solution strengthening), pengerasan presipitasi (precipitation  hardening), dan  penghalusan butir  ( grain-refinement )  (Radha  &  Sreekanth  2017). Penguatan  matriks  didapatkan  dengan  penambahan elemen  paduan  yang  memiliki  batas  kelarutan  lebih tinggi.
Struktur  mikro  seperti  ukuran  butir,  fraksi volume, dan distribusi fasa sekunder, sangat memainkan peran  penting  dalam  perilaku  korosi  paduan  Mg.  Telah disepakati  secara  luas  bahwa  ukuran  butir  yang  halus bermanfaat  untuk  ketahanan  korosi  paduan  Mg  dalam suasana  netral  dan  basa  serta  elektrolit  korosif  natrium klorida  (NaCl)  (Op’t  Hoog,  Birbilis,  &  Estrin  2008; Ben-Hamu  dkk.,  2007).  Song  dkk.  melaporkan  bahwa pengaruh fasa sekunder pada perilaku korosi paduan Mg tergantung  pada  jumlah  dan  distribusinya  (Song  & Atrens  1999;  Zhao  dkk.,  2008).  Fasa  sekunder  (fasa  β) ketika  terkena  lingkungan  korosif  setelah  larut  dalam matriks  Mg  dapat  bertindak  sebagai  katoda  galvanik yang  dapat  mempercepat  laju  korosi,  atau  sebagai penghalang  yang  dapat  meningkatkan  ketahanan  korosi elektrolit  korosif  (dibandingkan  dengan  matriks  Mg) dengan bentuk kontinyu di sepanjang batas butir, seperti yang ditunjukkan pada Gambar 2.
Lu  dkk.  (2015)  telah  mempelajari  pengaruh gabungan  dari  fasa  sekunder  dan  ukuran  butir  pada korosi  hasil  cor  dan  perlakuan  panas  pada  paduan Mg3Zn0,3Ca  (dalam  %  berat).  Hasilnya  menunjukkan bahwa  fraksi  volume  fasa  sekunder  dan  ukuran  butir penting untuk mengendalikan penjalaran korosi paduan, dan  korelasinya  diilustrasikan  seperti  pada  Gambar  3. Dari  ilustrasi  pada  Gambar  3  juga  ditunjukkan  ketika pengaruh  ukuran  butir  mendominasi  proses  korosi  pada
paduan,  ukuran  butir  yang  besar  akan  menyebabkan peningkatan  laju  korosi.  Sebaliknya,  ketika  fraksi volume fasa sekunder tinggi, maka akan mengesampingkan  keuntungan  dari  ukuran  butir  yang halus.

## Sistem Paduan Mg Biner
Penelitian tentang paduan Mg biner dilakukan untuk  mengidentifikasi  komposisi  yang  paling  sesuai dalam mengembangkan paduan dan komposit berbasis Mg  dengan kinerja yang unggul untuk aplikasi implan ortopedi.  Kirkland,  dkk  (2011)  melakukan  penelitian paduan  biner  MgCa  melalui  metode casting dengan variasi  Ca  (1%,  2%,  dan  3%  berat).  Meningkatnya kandungan  paduan  menyebabkan  peningkatan  volume fasa  kedua  dan  meningkatnya yield  strength .  Lestari, dkk  (2015)  membuat  paduan  biner  MgCa  secara metalurgi  serbuk  dan  menyimpulkan  bahwa  dengan penambahan  unsur  Ca  sebagai  paduan  menyebabkan terbentuknya  formasi  fasa  Mg 2 Ca  yang  lebih  katodik sehingga  secara  sistematik  meningkatkan  laju  korosi dan menurunkan potensial korosi paduan Mg-Ca. Laju korosi  ( corrosion  rate )  memiliki  pola  peningkatan seiring  dengan  bertambahnya  Ca.  Sementara  itu potensial  korosi  (E corr )  menurun  atau  menjadi  lebih negatif  seiring  dengan  semakin  tingginya  komposisi Ca  dalam  paduan  berbasis  Mg.  Hal  ini  merupakan akibat  dari  aktivitas  elektrokimia  fasa  Mg 2 Ca  yang memiliki  reaktivitas  tinggi  secara  kimia  dan  struktur kristal.  Mg  tidak  dapat  membentuk  permukaan  oksida yang  stabil, karena  memiliki  PBR <1  (Kirkland  dkk., 2010). Hal ini diakibatkan oleh volume lapisan oksida yang dihasilkan Mg lebih rendah dibandingkan volume logam yang terkikis, sehingga mengindikasikan bahwa lapisan  oksida  tersebut  tidak  dapat  melindungi. Besarnya  pengaruh  partikel  intermetalik  terhadap  arus anodik  atau  katodik  tergantung  pada  komposisi  kimia dan  volume  fraksi,  sehingga  semakin  besar  volume fraksi  partikel  intermetalik  dalam  paduan,  semakin besar dampaknya pada peningkatan laju korosi paduan (Birbilis & Buchheit, 2005; Kirkland dkk., 2010).
Tie dkk (2014) meneliti tentang penambahan  Ag pada logam Mg. Kekerasan meningkat pada paduan Mg- xAg  hasil  cor  dengan  penambahan  Ag  (x  =  2,  4,  6  % berat)  karena  adanya  pembentukkan  fasa  Mg 4 Ag  dan menurun  dengan  adanya  perlakuan  panas  T4  ( solution heat  treatment , quenching ,  dan aging pada  temperatur tinggi).  Kekerasan  paduan  Mg-xAg  akan  meningkat dengan perlakuan panas T6 (didinginkan dari temperatur tinggi, quenching ,  dan aging pada  temperatur  tinggi) karena  terjadinya  re-presipitasi  fasa  β.  Penambahan unsur  Ag,  dapat  meningkatkan  kekuatan  tarik  dan keuletan  tertinggi  .  Ketahanan  korosi  juga  meningkat secara signifikan dengan perlakuan T4 yang disebabkan melarutnya  sebagian  besar  dendrit  yang  kaya  Ag  dan fasa β.
Seng  (Zn)  adalah  elemen  paduan  kedua  yang paling  umum  ditambahkan  untuk  paduan  Mg  komersial (Xia  dkk.,  2015).  Penambahan  Zn  dapat  meningkatkan nilai  potensial  korosi  menjadi  lebih  tinggi  dari  paduan Mg-Zn dibandingkan dengan Mg murni, sehingga dapat mengurangi laju korosi dan meningkatkan sifat mekanik melalui mekanisme penguatan solid solution (Haferkamp  dkk.,  2004).  Zn  adalah  salah  satu  elemen penting  untuk  banyak  fungsi  biologis,  seperti  sistem kekebalan  tubuh  serta  indera  penciuman  dan  perasa. Kelarutan Zn dalam Mg yaitu 6,2% pada 325°C (Zhang, Wang,  and  Geng  2011),  namun  dengan  penurunan temperatur,  sekitar  1,6  %  berat  Zn  tetap  larut  dalam matriks Mg dan berkontribusi terhadap solid strengthening (Zhang  dkk.,  2011).  Elemen  Zn  yang berlebih  akan  membentuk  fasa  intermetalik  dan  lima fasa  intermetalik  dalam  sistem  Mg-Zn,  yaitu  Mg 51 Zn 20 (Ohno  and  Schmid-Fetzer  2006),  MgZn,  Mg 2 Zn 3 (Tsai, Murakami,  and  Niikura  2000),  MgZn 2 ,  dan  Mg 2 Zn 11 . Intermetalik  Mg x Zn  dapat  memberikan  efek  pengerasan (C á ceres  &  Blake  2002),  tetapi  dapat  merusak ketahanan  korosi  paduan  karena  mempercepat  laju reaksi (Song dkk., 2012). Kombinasi sifat mekanik yang baik dan ketahanan korosi pada paduan Mg-Zn menurut Zhang dkk (Zhang dkk., 2011) yaitu dengan kandungan Zn  hingga  4  %  berat.  Pengaruh  laju  korosi  diantaranya komposisi  elektrolit,  struktur  mikro  paduan  (ukuran butir  dan  distribusi  fasa  sekunder)  serta  elemen pengotor.  Umumnya,  lebih  banyak  fasa  sekunder  dan pengotor akan menyebabkan korosi paduan lebih cepat.
Gu dkk (2009) menyatakan bahwa paduan biner hasil  cor  Mg-1x  (x=  Al,  Ag,  In,  Mn,  Si,  Sn,  Y,  Zn  dan Zr)  dan  pembentukan  fasa  Mg 2 Si  pada  paduan  Mg-1Si karena tidak adanya kelarutan Si dalam Mg dan sisa fasa α-Mg pada paduan biner Mg. Peningkatan yield strength dan ultimate  tensile  strength secara  signifikan  terjadi dengan adanya penambahan elemen tunggal  Al,  Ag, In, Si, Sn, Zn atau Zr. Sedangkan, penurunan kekuatan dan elongasi  terjadi  pada  paduan  Mg-1Mn  dan  Mg-1Y. Presipitasi  dari  fasa  α  eutektik  pada  Mg-1Al  hasil roll dapat  mempercepat  laju  korosi.  Paduan  Mg-1Al,  Mg- 1Sn dan Mg-1Zn menunjukkan tidak adanya  penurunan viabilitas  sel  secara  signifikan  terhadap  fibroblas  dan paduan  Mg-1Al,  Mg-1Si,  Mg-1Sn,  Mg-1Y,  Mg-1Zn tidak terdapat  indikasi toksisitas terhadap osteoblas.

## Sistem Paduan Mg Terner
Kombinasi  unggul  antara  ketahanan  korosi  dan sifat  mekanik  berbasis  paduan  Mg  dapat  ditingkatkan dengan  penambahan  elemen  logam  paduan  ketiga  atau modifikasi  mikrostruktur  melalui  perlakuan  panas  dan proses  mekanis.    Karena  biokompatibilitasnya  yang baik,  paduan  Mg-Zn-Ca  telah  banyak  diteliti  untuk aplikasi  biomedis.  Annur  dkk,  melaporkan  bahwa  fasa intermetalik  fasa  Mg 2 Zn 11, Ca 2 Mg 6 Zn 3 dan  Ca 2 Mg 5 Zn 13
doi: 10.14710/teknik.v43i3.46575               Copyright © 2022, TEKNIK, p-ISSN: 0852-1697, e-ISSN: 240-9919
Gambar 4. Struktur LPSO dalam paduan Mg
memiliki  efek  penguatan.  Penghalusan  butir  dan presipitasi  akan  berkontribusi  pada  peningkatan  sifat mekanis paduan Mg-Zn-Ca (Annur dkk., 2018). Namun demikian,  Yin  dkk  berpendapat  dengan  meningkatnya kandungan Ca, fasa Mg 2 Ca dan Ca 2 Mg 6 Zn 3 berpresipitasi  di  sepanjang  batas  butir,  yang  dapat menurunkan  sifat  tarik  paduan,  karena  Mg 2 Ca  adalah fasa  yang  getas  dan  dapat  menjadi  sumber  retak  (Yin dkk., 2013).
Sebagai  salah  satu  jenis  paduan  yang  juga penting, yaitu Mg-RE ( rare earth )-Zn dengan rasio berat RE/Zn > 1, RE = Y, Gd, Tb, Dy, Ho, Er, Tm) dan cukup menarik  karena  adanya  pembentukkan  fasa  berstruktur long-period-stacking-ordered (LPSO)  berbetuk  garis- garis  atau lamellar dalam  paduan  Mg,  seperti  pada Gambar  4.  LPSO  merupakan  fasa  dengan  struktur  yang teratur  dengan  komponen  utama  atom  RE  dan  Zn  yang secara  berkala  berada  pada  bidang  basal  Mg  (Zhu, Morton,  &  Nie,  2010;  Nie,  Zhu,  &  Morton,  2014). Dengan  demikian,  LPSO  menjadi  fase  penguatan  yang penting  dalam  paduan  Mg  yang  dapat  meningkatkan sifat  mekanik,  ketahanan  korosi  serta  kapasitas  redam paduan Mg (Xu dkk., 2015; Wu, Chen, & Ke, 2014; Du dkk., 2016; Hagihara dkk., 2013). Penguatan batas butir terjadi  karena  adanya  struktur  LPSO  yang  berbentuk seperti serat dan berfungsi sebagai penguat di dalam fasa matriks  Mg  yang  halus  yang  secara  dominan berkontribusi  pada  penguatan  paduan  Mg  pada  suhu kamar (Hagihara dkk., 2013).
Zhang dkk. (2008) melakukan penelitian dengan menambahkan elemen logam RE sebagai paduan ketiga, yaitu  Y  dalam  paduan  Mg-Zn.  Kelarutan  Zn  dalam matriks  Mg  sangat  menurun  ketika  Y  ditambahkan sebagai  paduan.  Penurunan  ini  diyakini  sebagai  hasil interaksi  antara  Zn  dan  Y.  Umumnya,  penambahan unsur  tanah  jarang  atau rare  earth (RE)  adalah  untuk meningkatkan  kekuatan  mekanik  pada  paduan  Mg  dan merupakan  salah  satu  elemen  yang  efektif  sebagai
penghalus  butir  (Dinodi  &  Shetty,  2013).  Komposisi fasa  yang  terbentuk  dalam  paduan  Mg-Zn-Y  paduan sangat  bergantung  pada  rasio  berat  Zn  terhadap  Y (Rosalbino  dkk.,  2010;  Lee  dkk.,  2005),  yaitu  ketika rasio  berat  Zn/Y  <  1,5  maka  fasa  Mg 12 ZnY berpresipitasi  (fasa  X  atau  fasa  LPSO  - long  period stacking ordered phase ). Ketika rasio berat Zn/Y adalah 1,5  –  2  maka  fasa  Mg 3 Zn 3 Y 2 (fasa  W,  fasa  dendritik) terbentuk  di  area  interdendritik.  Ketika  rasio  Zn/Y meningkat menjadi 2 – 2,5 maka fasa Mg 3 Zn 6 Y (fasa I, fasa  quasicrystal  ikosahedral)  mulai  terbentuk  dan berdampingan dengan fasa-W. Ketika rasio Zn/Y adalah 5-7, hanya  fasa I  yang terbentuk dalam paduan Mg-Zn- Y.  Namun,  dengan  peningkatan  rasio  Zn/Y  lebih  lanjut (~10),  komposisinya  mendekati  komposisi  sistem  biner Mg-Zn,  dengan  demikian  fasa  biner  MgZn  terbentuk (Lee dkk., 2005;  Nam dkk., 2013).
Fasa-fasa sekunder  itu  secara elektrokimia lebih nobel dari matriks α-Mg sehingga dapat menjadi katoda yang efektif ketika paduan berada di lingkungan korosif. Dengan  ukuran  dan  fraksi  volume  partikel  intermetalik yang  serupa,  paduan  MgZnY  dengan  fasa  sekunder tunggal  (misalnya,  Mg 3 Zn 6 Y  I-fasa)  menunjukkan ketahanan  korosi  yang  lebih  baik  dibandingkan  dengan dua fasa sekunder misalnya, fasa-W Mg 3 Zn 3 Y 2 dan fasa- I Mg 3 Zn 6 Y) (Asgharzadeh dkk., 2014).
Li  dkk.  telah  mempelajari  pengaruh  fraksi volume  fasa  LPSO  pada  ketahanan  korosi  paduan Mg 0.9 Zn 1.6 Y,  Mg 2.1 Zn 5.2 Y,  dan  Mg 3.1 Zn 7.6 Y  (%  berat) dalam  0,1  M  larutan  NaCl.  Perbedaan  potensial  volta pada fasa LPSO / antarmuka α-Mg bisa sampai 250 mV. Kemudian,  korosi  berlangsung  di  sepanjang  batas  fasa LPSO.
Mangan  (Mn)  efektif  dalam  mengikat  beberapa pengotor  logam  berat,  sehingga  mengurangi  korosi galvanik  antara  pengotor  dan  matriks  Mg  (Avedesian and  Review-  1999).  Selain  itu,  Mn  dalam  bentuk solid solution dapat  menstabilkan  lapisan  produk  korosi dengan  mengubah  mangan  menjadi  oksida  ke  dalam lapisan  Mg(OH) 2 (Rosalbino  dkk.,  2013).  Rosalbino dkk.  (2010)  telah  menemukan  bahwa  Mg-2Zn-0,2Mn menunjukkan ketahanan korosi paling baik dibandingkan  dengan  paduan  Mg-2Zn-0,2Ca,  Mg-2Zn- 0,2Si (% berat) dan AZ91, bahkan meningkat empat kali lipat  dalam  ketahanan  polarisasi  dibandingkan  paduan AZ91 setelah terendam dalam larutan ringer selama 168 jam pada temperature 37°C. Selain itu, telah dilaporkan oleh  Abidin  dkk  (2011)  bahwa  laju  korosi  paduan  Mg- 2Zn-0,2Mn  (%  berat)  diuji  dalam  larutan  Hank’s  pada 37  °C  jauh  lebih  rendah  dibandingkan  Mg  dengan kemurnian  tinggi.  Selain  fasa  MgZn 2 ,  penambahan silikon  sebesar  0,2  (%  berat)  ke  dalam  paduan  Mg-Zn- Mn  dapat  menginduksi  pembentukan  fasa  Mg 2 Si  dan Mn 5 Si 3 ,  tetapi  hanya  fasa  Mg 2 Si  yang  mempengaruhi ketahanan  korosi  paduan  secara  signifikan  (Ben-Hamu,
Eliezer,  &  Shin,  2008). Peran  fasa  terhadap  sifat  korosi paduan  tergantung  pada  morfologi  dan  fraksi  volume dalam struktur mikro.
4.2 Keramik sebagai Penguat pada Komposit Mg
Keramik  yang  digunakan  untuk  aplikasi  bio disebut  biokeramik.  Penggunaan  biokeramik  sebagai penguat  pada  komposit  bertujuan  untuk  mencapai  dua sifat  penting,  diantaranya  bioaktivitas  dan  kekuatan mekanik.   Material  penguat  yang  umum  digunakan dapat  diklasifikasikan  menjadi  biokeramik  kalsium- fosfat,  biokeramik  yang  mengandung  silikon,  Mg oksida, dan bahan karbon.

## Hidroksiapatit (HAP)
Material Hidroksiapatit (Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ), memiliki komposisi seperti tulang alami serta biokompatibilitas  dan  osteokonduktivitas  yang  baik. Selain  itu,  sebagai  rekayasa  jaringan  tulang  pengganti tulang  memiliki  ketersediaannya  yang  banyak  dengan biaya  yang  rendah.  Meskipun  HA  menunjukkan kelarutan  yang  rendah  dalam  tubuh  manusia  (Kwon dkk.,  2003;  Fulmer  dkk.,  2002),  namun  HA  dapat membantu  membentuk  ikatan  kimia  dengan  jaringan. Lebih  penting  lagi,  dapat  menginduksi  deposisi  seperti tulang  apatit  dalam  lingkungan  fisiologis  (Shuai  dkk., 2017).
Cui dkk. (2019) menyelidiki  efek  nano-HA pada sifat  mekanik,  degradasi,  dan  biokompatibilitas  dari komposit  Mg-Zn/HA  dengan  teknologi spark  plasma sintering (SPS). Hasilnya menunjukkan bahwa komposit Mg–5,5Zn-10HA  (%berat)  menghasilkan  kekuatan luluh, kuat tekuk, dan ketahanan korosi yang meningkat dibandingkan  dengan  paduan  Mg-5,5Zn.  Menurut diagram  biner  Mg-Zn,  kelarutan  Zn  dalam  matriks  Mg adalah  sekitar  6%  berat  pada  753K.  Ketika  temperatur sintering  pada  SPS  mencapai  temperatur  leleh  Zn (693K),  dengan  bantuan  arus  plasma  dan  tekanan, memunculkan  adanya joule  heating antara  partikel serbuk  dan  partikel  Zn  menjadi  cair  sehingga mempercepat difusi Zn menjadi Mg. Inilah yang disebut metode  sintering  fasa solid-liquid .  Keuntungan  dari hilangnya  fasa  Zn  dan  MgZn  dapat  mengurangi  korosi galvanik  dan  menghambat  korosi  Mg  secara  efektif. Dengan  meningkatnya  kandungan  HA,  potensi  korosi komposit  meningkat.  Kecenderungan  ini  sependapat dengan Koltygin dkk. (2019) yang menunjukkan bahwa ketahanan  korosi  Mg  bisa  ditingkatkan  dengan menambahkan  kuantitas  optimal  nano-HA  dengan distribusi  seragam  pada  permukaan  partikel  Mg.  Dutta dkk.  (2019)  juga  menunjukkan  bahwa  distribusi  HA dalam  matriks  Mg  berpengaruh  terhadap  laju  korosi. Penambahan  HA  lebih  lanjut  akan  menurunkan ketahanan  korosi.  Ini  mungkin  dikaitkan  dengan aglomerasi HA jika kandungannya lebih tinggi, sehingga bertindak  sebagai  fasa  sekunder  dan  mempercepat korosi Mg.
Shuai  dkk.  (2017)  membuat  komposit  dengan komposisi  Mg–3Zn/xHA  (x  =  0;  2,5;  5;  7  %  berat) melalui  metode selective  laser  melting (SLM).  SLM adalah  metode  potensial  untuk  menyiapkan  komposit yang  homogen  karena  proses  pelelehan  dan  pemadatan yang cepat, sehingga mampu membatasi pergerakan fasa yang tidak meleleh di dalam lelehan logam (Mroz dkk., 2015).  Hasil  penelitian  menunjukkan  bahwa  HA  dapat menginduksi  pembentukan  apatit  mirip  tulang  dalam larutan SBF (Shuai dkk., 2017). Proses pada tahap awal, muatan negatif dari permukaan HA berinteraksi  dengan ion  positif  unsur  kalsium  dalam  larutan  SBF  untuk membentuk  kalsium  fosfat  amorf (amorphus  calcium phosphate/ACP) yang  kaya  Ca.  Setelah  itu,  ACP  kaya Ca  berinteraksi  dengan  PO 4 3- dalam  larutan  SBF, sehingga  membentuk  ACP  miskin  Ca.  Proses  tahap akhir,  ACP  yang  miskin  Ca  dapat  mengkristal  menjadi apatit  seperti  tulang.  Apatit  seperti  tulang  terbentuk  di permukaan matriks dan dapat secara efektif menghambat proses korosi. β-Trikalsium Fospat (TCP) β-TCP  (β-Ca 3 (PO 4 ) 2 )  atau  β-trikalsium  fospat memiliki  biokompatibilitas,  osteokonduktivitas,  dan bioaktivitas  yang  sangat  baik,  sehingga  banyak digunakan  dalam  aplikasi  ortopedi  dan  gigi  (Ryu  dkk., 2004). Yu dkk. ( 2012) mensintesis Mg–Zn/xβ-TCP (x = 0; 5; 10; 15 % berat) komposit dengan metalurgi serbuk. Partikel  β-TCP  beraglomerasi  ketika  kandungannya mencapai 15% berat. Komposit Mg–Zn/10% berat TCP memiliki  ketahanan  korosi  terbaik  setelah  uji  imersi dalam  larutan  SBF.  Penambahan  β-TCP  ke  matriks secara signifikan  mempengaruhi perilaku degradasi dari komposit.  Produk  korosi  yang  terbentuk  selama  uji imersi  dapat  secara  efektif  menghambat  proses  korosi dan  meningkatkan  biokompatibilitas  komposit.  Selain itu,  tes  implantasi  in  vivo  pada  kelinci  menunjukkan bahwa komposit Mg-Zn/β-TCP memiliki biokompatibilitas  yang  sangat  baik  dengan  keadaan organ  penting  seperti  jantung,  ginjal,  dan  hati  juga sangat baik.
Modifikasi permukaan dari material penguat juga salah  satu  cara  untuk  meningkatkan  dispersi  penguat. Zheng  dkk.  (2017)  membuat  komposit  Mg–Zn–Zr/1% berat dengan modifikasi β-TCP (m-β-TCP) menggunakan  teknologi high-shear  mixing .  Hasil menunjukkan  bahwa  lapisan  MgO  berhasil  diperoleh pada  permukaan  partikel  m-β-TCP  dan  bahwa  partikel m-β-TCP  lebih  merata  dalam  matriks,  yang  dikaitkan dengan  keterbasahan  yang  besar  antara paduan cair dan MgO.  Menurut  hasil  pengukuran  elektrokimia  dan eksperimen kultur sel, komposit Mg–Zn–Zr/1% berat m- β-TCP  menunjukkan  ketahanan  korosi  yang  lebih  baik dan sitokompatibilitas dibandingkan dengan paduan Mg- Zn-Zr.

## Kalsium Polifosfat (CPP)
Kalsium  polifosfat  (CPP),  sebagai  biomaterial polimer  anorganik,  memiliki  biokompatibilitas  dan osteokonduktivitas  yang  baik  serta  biodegradabilitas dalam lingkungan fisiologis (Qiu dkk., 2006). Selain itu, secara  in  vitro  CPP  telah  terbukti  unggul  dalam proliferasi  dan  diferensiasi  osteoblas  sehingga  memiliki osteokonduktivitas  yang baik  (Latour dkk., 2001). Feng dan Han (2011) mensintesis ZK60A/xCPP (x = 0; 2,5; 5; 7,5  dan  10  %  berat)  dengan  metode  metalurgi  serbuk. Untuk ZK60A/2,5% berat CPP dan komposit ZK60A/5%  berat  CPP,  dispersi  CPP  partikel  dalam matriks  seragam.  Ketika  kandungan  CPP  7,5  dan  10  % berat, beberapa partikel CPP beraglomerasi dan  muncul rongga.  Partikel  CPP  yang  beraglomerasi  menghasilkan ikatan  yang  lemah  antara  CPP  dan  matriks  paduan, sehingga  melemahkan  sifat  mekanik  dari  komposit. Selain  itu,  nilai  pH  menurun  secara  signifikan  dengan penambahan  partikel  CPP  ke  dalam  paduan  ZK60A melalui uji imersi. Penurunan nilai pH dikaitkan dengan produk korosi asam dan efek penghambatan korosi oleh CPP.  Selain  itu,  nilai  pH  di  sekitar  implan  juga  terkait dengan  proliferasi  sel  dan  diferensiasi  (Pietak  dkk., 2008).

## Magnesium Oksida (MgO)
Magnesium  oksida  (MgO)  dapat  terurai  secara hayati  dengan  produk  degradasi  Mg(OH) 2 (Lei  dkk.,
2010).  MgO  memiliki  sifat  antibakteri,  termal  serta mekanik  yang  sangat  baik  (Pereira  dkk.,  2004). Konstanta  dielektrik  MgO  adalah  9,65  yang  membuat korosi galvanik sulit terjadi (Fontanella, 1974). Goh dkk. (2007)  mensintesis  komposit  Mg/MgO  melalui  teknik DMD  ( direct  metal  deposition ) . Hasil  uji  mekanis menunjukkan  bahwa  kekerasan  mikro,  kekuatan  tarik (tensile strength ),  dan  kekuatan  tarik  maksimum ( ultimate tensile strength ) komposit Mg/MgO meningkat dengan  penambahan  1  vol%  MgO  berukuran  nano. Peningkatan  sifat  mekanik  dapat  dikaitkan  dengan karakteristik  intrinsik  nanopartikel  MgO  dan  ikatan antarmuka Mg/MgO yang baik.
Lin  dkk.  (2018)  membuat  komposit  Mg–3Zn– 0,2Ca/xMgO  (x  =  0;  0,1;  0,2;  0,3  dan  0,5  %  berat) melalui  metode high  shear  melt  condition .  Karena distribusi  MgO  yang  seragam  dan  nukleat  nanopartikel MgO  yang  heterogen,  komposit as-cast menunjukkan hasil  butir  yang  lebih  halus  dibandingkan  paduan matriks.  Selain  itu,  ikatan  antarmuka  antara  α-Mg  dan MgO sangat baik, dan tidak ada cacat. Hasil uji immersi in  vitro  dan  pengukuran  elektrokimia  menunjukkan bahwa  komposit  Mg–3Zn–0,2Ca/0,2%  berat  MgO memiliki  ketahanan  korosinya  paling  tinggi.  Hal  ini dapat  dikaitkan  dengan  meningkatnya  fenomena nukleasi  untuk  Mg(OH) 2 yang  memiliki  efek  protektif pada  matriks.  Penambahan  MgO  lebih  tinggi  dari  0,5%
berat  menyebabkan  aglomerasi  MgO  sehingga  efek perlindungan dari lapisan pasif menurun.
Zirkonia (ZrO 2 )
Zirkonia  adalah  biomaterial  yang  memiliki kekuatan  mekanik  yang  tinggi  dan  ketangguhan  yang baik.  Penambahan  partikel  ZrO 2 dalam  matriks  Mg berkontribusi  pada  sifat  mekanik  dan  biokompatibilitas material. Navazani dan Dehghani (2016), menambahkan partikel ZrO 2 ke pelat AZ31 Mg melalui metode friction stir
processing (FSP) sehingga membantu menyempurnakan butir dan meningkatkan sifat mekanik komposit.  Vignesh  dkk.  (2019)  membuat  komposit permukaan  AZ91D-ZrO 2 dengan  FSP.  Dilaporkan bahwa  kombinasi  FSP  dan  ZrO 2 mengurangi  ukuran butir,  dan  memecahkan  serta  mendispersikan  partikel fasa  sekunder  sehingga  meningkatkan  korosi  ketahanan komposit.  Namun,  pada  penelitian  sebelumnya  hanya cukup  mengkarakterisasi  dan  mengevaluasi  struktur mikro  dan  kinerja  matriks  ZrO 2 /Mg  komposit, mekanisme pengaruh struktur mikro pada sifat  mekanik dan korosi resistensi belum dilakukan secara menyeluruh dan komprehensif dianalisis dan didiskusikan.  Qiao  dkk.  (2021)  membuat  nanokomposit AZ31/ZrO 2 menggunakan  FSP  dengan  menganalisa struktur  mikro,  sifat  mekanis  dan  ketahanan  korosinya. Kombinasi  rekristalisasi  dinamis  dan  partikel  ZrO 2 mengarah  pada  penyempurnaan  butir  paduan  Mg,  dan ukuran  butir  rata-rata  komposit  AZ31/  ZrO 2 adalah  3,2 µm.  Kekuatan  tarik  maksimum  (UTS)  dan  kekuatan luluh  (YS)    AZ31/  ZrO 2 adalah  427  dan  217  MPa, meningkat hampir dua kali dari paduan matriksnya serta ketahan korosi juga mengalami peningkatan. Penghalusan  butir  dan  penguatan  orowan  adalah mekanisme penguatan yang utama. Selain itu, ketahanan korosi  dalam  cairan  tubuh  yang  disimulasikan  paduan Mg  ditingkatkan  dengan  penyempurnaan  butir  dan  efek penghalang ZrO 2 . Bioglass
Dutta  dkk.  (2019),  melaporkan  penambahan bioglass (campuran  dari  57,4%SiO 2 ,  10,3%Na 2 O, 21,6%CaO,  6%P 2 O 5 ,  1,3%TiO 2 ,  dan  3,4%B 2 O 3 pada matriks  Mg  murni  serta  pengaruh  temperatur  dan tekanan  SPS  ditemukan  BG  di  sepanjang  batas  partikel Mg.  Penambahan  BG  meningkatkan  kekerasan  dan modulus  elastisitas,  serta  penambahan  10%  BG menunjukkan ketahanan korosi tertinggi dan sitokompatibilitas yang baik.

## 5. Metode Fabrikasi Komposit Mg
Sifat  material  berbasis  Mg  juga  tergantung  pada teknik  pemrosesan.  Secara  umum,  ada  dua  metode utama  untuk  membuat  MMC,  yaitu  pemrosesan  dalam keadaan  cair  ( liquid-state  processing )  dan  pemrosesan dalam  keadaan  padat  ( solid-state  processing ). Liquid-
Tabel 4. Jenis liquid-state processing beserta kelebihan dan kekurangannya (Achparaki dkk., 2012)
Metode Karakteristik Kelebihan Kekurangan Stir  Casting (Alhaji Ibrahim  dkk.,  2019) (Ali 2020) Logam cair (matriks) dicampur penguat menggunakan rotating impeller lalu ber solidifikasi pada suhu ruang  mudah, dan cocok untuk produksi masal
 interfasa  baik  antara  matriks dan penguat
 Distribusi dan ukuran butir tidak seragam
 Porositas tinggi
 Reaksi antara matriks dan penguat
 Keterbasahan    buruk  pada  suhu tinggi Squeeze Casting (Alhaji  Ibrahim  dkk., 2019) kombinasi  proses  cor  dan penempaan  dengan  adanya tekanan  pada  logam  semi padat.  Porositas rendah
 Permukaan baik
 Kekuatan tinggi
 Tidak ada limbah
 Mahal
 Peralatan spesifk  Membutuhkan control yang akurat Infilteration (Sree Manu dkk., 2016) Proses infiltrasi dengan tekanan untuk mengatur masuknya logam cair ke dalam cetakan berpori  Tepat untuk volume fraksi penguat yang tinggi   dengan bentuk partikel, fiber,
whisker, dll
 Memerlukan persiapan cetakan
 Prosesnya lama
 Ukuran material tertentu
state  processing merupakan  rute  yang  melibatkan pengecoran/peleburan  dengan  melibatkan  penyisipan fasa  keras  yaitu reinforce dalam  matriks  logam. Sementara  rute solid-state  processing ,  komposit mencapai  konsolidasi  padat  tanpa  melelehkan  bahan. Dalam  hal  ini,  konsolidasi  partikel  harus  disebabkan oleh difusi temperatur tinggi dan/atau deformasi plastis.
5.1 Liquid State Processing
Dalam liquid-state  processing atau  yang  umum dikenal  dengan  proses  pengecoran/peleburan,  fabrikasi dapat  dilakukan  dengan  memompa  lelehan  logam bertekanan  tinggi  pada  cetakan  yang  mengandung penguat  terdispersi  atau  sebagai  cetakan.  Atau  partikel penguat  dalam  bentuk  serbuk  digabungkan  ke  dalam matriks logam cair dengan cara pengadukan mekanis.
Khanra  dkk.  (2010)  menggunakan stir  casting untuk  membuat  komposit  Mg-HA  dan  ZM61-HA dengan kandungan HA yang berbeda (0, 5, 10 dan 15 % berat),  kemudian  dilakukan  ekstrusi  panas  pada temperatur  320°C  pada billet .  Penambahan  HA  berefek pada penghalusan butir. Komposit ZM61-HA menghasilkan  sifat  mekanik  yang  lebih  tinggi  (225,5 MPa)  dibandingkan  Mg-HA  (136,7  MPa).  Namun, metode stir casting ini menghasilkan distribusi fasa yang tidak  seragam.  Berikut  proses  yang  termasuk  ke  dalam liquid-state processing dapat dilihat pada Tabel 4.
Peleburan  dan  ekstrusi  panas  juga  diterapkan untuk  mensintesis  matriks  Mg-Zn-Zr  komposit  dengan 0; 0,5; 1 dan 1,5 % berat HA sebagai penguat (Sun dkk., 2014).  Dilaporkan  peningkatan  sifat  mekanik  dengan penambahan  HA,  dan  penurunan  laju  korosi  untuk komposit dengan kandungan 1 % berat HA. Kumar dkk. (Kumar  dkk.,  2020)  mensintesis  komposit  HA-MgO menggunakan 0; 0,25; 0,5; 1 dan 2 %berat MgO dengan peleburan  infiltrasi.  Kehilangan  massa,  setelah  21  hari dalam  larutan  SBF,  dari  HA  murni  adalah  0,43  ±  0,08 mg,  yang  secara  signifikan  lebih  tinggi  dari  komposit
HA-1,0  MgO  (0,21  ±  0,03  mg).  Dengan  meningkatnya jumlah  MgO,  terjadi  peningkatan  dalam  sifat  mekanik komposit.
5.2 Solid State Processing
Proses  pembuatan  komposit  secara solid  state adalah  metode  fabrikasi  dimana  matriks  dan  penguat berada  dalam  keadaan  padat.  Salah  satu  manfaat pembuatan  komposit  secara solid  state dibandingkan liquid  state adalah  dapat  mencegah  reaksi  antarmuka antara  matriks  dan  penguat.  Berikut  klasifikasi  umum yang  termasuk  ke  dalam  solid-state  processing  dapat dilihat  pada  Tabel  5  beserta  kekurangan  dan kelebihannya.
Serbuk  hasil  pemrosesan  kemudian  dipadatkan dengan  metode sintering. Sintering  konvensional sangat bergantung pada proses difusi, dan umumnya berlangsung  pada  waktu  yang  lama  dan  temperatur tinggi,  dan  ini  dapat  menyebabkan  pertumbuhan  butir yang  signifikan  selama  proses.  Terdapat  metode  yang lebih baru yaitu spark plasma sintering (SPS). SPS juga dikenal  sebagai field-assisted  proses  sintering (FAST). Proses  fabrikasi  ini  melibatkan  arus  searah,  tegangan rendah  juga  dibantu  tekanan  dalam  proses  sinternya. SPS  berguna  untuk  membuat  komposit  berdensitas tinggi  yang  menghasilkan  pertumbuhan  butir  serta ukuran butir yang baik. Prinsip pemanasan Joule dengan memberikan tingkat pemanasan yang tinggi memungkinkan  untuk  menghasilkan  MMC  berdensitas tinggi dengan pemanasan yang seragam pada temperatur yang sangat rendah dan waktu pemrosesan yang singkat (Pakdel  dkk.,  2017).  Dalam  proses  SPS  ini, green compact (dalam  bentuk  serbuk)  diletakkan  di  dalam cetakan  dan  dipadatkan  secara  simultan  terjadi pelepasan  muatan  plasma  yang  dihasilkan  oleh gelombang  listrik  dan  tekanan  eksternal.  Secara mikroskopik, akibat muatan listrik ini terjadi difusi yang cepat  pada  material  (Ghasali,  Alizadeh,  &  Ebadzadeh  ,
Tabel 5. Jenis solid-state processing beserta kelebihan dan kekurangannya (Achparaki dkk., 2012)
Metode Karakteristik Kelebihan Kekurangan Physical Vapor Deposi-tion (Pahade, Chavan,  and  Baisane 2016) (Umm-e-Farwa dkk. 2018) Fase gas tekanan rendah sehingga menghasil-kan lapisan tipis sebagai coating  Aman terhadap lingkungan
 Menghasilkan  daya  rekat  dan ketahanan baik
 kontrol  komposisi  dan  ketebalan lapisan yang baik
 dapat diterapkan pada semua jenis bahan anorganik  peralatan kompleks  Mahal
 Proses lambat
 Geometri substrat terbatas
Powder  Blending  and consolida-tion (Munir, Biesiekierski, dkk., 2020; Ye & Liu 2004) Serbuk dicampur dengan penguat agar homogen lalu dipadatkan di bawah suhu terkontrol  Dimensi akhir akurat dan presisi
 Meminimalisir limbah material
 Memungkinkan berbagai paduan
 Kualitas permukaan baik
 Porositas terkontrol  Menghasilkan bentuk yang kompleks  Mahal
 Sifat mekanik kurang baik
 Kepadatan material bisa berbeda karena penekanan yang tidak merata Diffusion Bonding (Gietzelt, Toth, & Huell,  2016;  Mukhin, Perevezentsev & Palashov, 2014) Proses penyambung-an dua material dengan pemanasan dan penekanan,  yang  terjadi karena  adanya difusi  atom antar material  Sifat fisik dan mekanik baik
 Porositas rendah
 dapat  menggabung-kan  material yang berbeda
 presisi
 prosesnya murah
 meminimalisir deformasi plastis  tidak ada batasan ketebalan benda
 proses lama
 preparasi sulit
 ukuran terbatas
 tidak untuk produksi masal
 tergantungparameter (suhu, tekanan, dan material)
 mahal dan produktivi-tas rendah Spark Plasma Sintering (SPS) (Saheb dkk. 2012; Tib & Nbo, 2010) Proses arus searah, tegangan  rendah  dan  ada penekanan  dalam  proses sinternya.  prosesnya cepat dengan laju pemanasan tinggi
 menghasilkan butir yang seragam
 tidak memerlukan binder/pengikat
 proses mudah  efisiensi tinggi  hanya bisa bentuk yang simple
 sulit mengukur temperaturspesifik pada sampel
 mahal
2018).  Laju  pemanasan  dan  tekanan  luar  dijaga  pada 100–1000°C/menit  dan  20–3000  N/m 2 .    Dalam  metode ini, porositas dapat diatur untuk mendapatkan sifat yang diinginkan  melalui  pengaturan  tekanan,  sehingga densifikasi  komposit  sangat  tinggi  dengan  permukaan yang  relatif  halus  dibandingkan  dengan  densifikasi konvensional.  Beberapa  kelebihan  dan  kekurangan  dari proses ini dirangkum dalam Tabel 6.
Dutta  dkk.  (2019),  melaporkan  penambahan bioglass (campuran  dari  57,4%SiO 2 ,  10,3%Na 2 O, 21,6%CaO,  6%P 2 O 5 ,  1,3%TiO 2 ,  dan  3,4%B 2 O 3 pada matriks  Mg  murni  serta  pengaruh  temperatur  dan tekanan  SPS  ditemukan  BG  di  sepanjang  batas  partikel Mg  Penambahan  BG  meningkatkan  kekerasan  dan modulus  elastisitas,  serta  penambahan  10%  BG menunjukkan ketahanan korosi tertinggi dan sitokompatibilitas yang baik.
Kumar  dkk.  (2020)  membuat  komposit  dengan matriks  Mg-Zn-Mn  dan  Mg-Zn-Mn-Si  dengan  penguat hidroksiapatit  (HA)  serta  pengaturan  temperatur  dan tekanan  SPS.    Diamati  bahwa  SPS  memecah  sebagian HA  menjadi  Ca  dan  P  sebagai  fase  sekunder,  sehingga meningkatkan  bioaktivitas  sampel.  Dengan  tekanan  30,
40 dan 50 MPa serta temperatur sinter 300, 350 dan 400 K  dihasilkan  modulus  elastisitas  (29–45  GPa)  dan kekerasan  (86-200HV)  yang  mendekati  tulang  asli. Selain  itu,  terbentuk  fase  intermetalik  biokompatibel seperti  CaMg,  Mg-Zn,  Mn-CaO,  Mn-P,  Ca-Mn-O  dan ZnO 2 yang  bermanfaat  untuk  meningkatkan  sifat korosi dan bioaktivitas komposit.
5.3 Proses Heat Treatment Pasca Fabrikasi Proses perlakuan panas dilakukan untuk melarutkan  beberapa  fase  dan  menghasilkan  beberapa fase baru. Perbedaan proses perlakuan panas dan metode yang  dilakukan  dapat  dilihat  pada  Tabel  6.  Proses perlakuan  panas  meningkatkan  ketahanan  korosi  dan kekuatan komposit. Proses heat
teatment diklasifikasikan menjadi solution treatment , homogenization dan aging .  Dalam  perlakuan  panas pengendapan (solution  treatment) ,  paduan/komposit diproses  hingga  temperatur  dan  waktu  tertentu  untuk mengembangkan  konstituen  yang  diinginkan  dalam matriks.  Sampel  kemudian  di quench /celup  secara  tiba- tiba  untuk  mempertahankan  fase  yang  berkembang. Perlakuan panas homogenisasi (homogenization) dilakukan  untuk  meningkatkan  kemampuan  kerja
doi: 10.14710/teknik.v43i3.46575               Copyright © 2022, TEKNIK, p-ISSN: 0852-1697, e-ISSN: 240-9919
Gambar  5 .  representasi  skematis  struktur  mikro selama solution treatment dan aging
Tabel 6 . Daftar istilah jenis perlakuan panas dan kondisinya (Siadkowska & Czyż, 2019)
Istilah Kondisi Heat Treatment T1 Didinginkan dari temperatur tinggi dan aging pada temperatur kamar (naturally aging)
T2 Didinginkan  dari  temperatur  tinggi,  pengerjaan  dingin,  dan aging pada  temperatur  kamar (naturally aging)
T3 Didinginkan dari temperatur tinggi, quenching , pengerjaan dingin, dan aging pada temperatur kamar (naturally aging)
T4 Solution heat treatment , quenching , aging pada temperatur tinggi (artificially aged)
T5 Pendinginan cepat dan aging pada temperatur tinggi (artificially aged) T6 Didinginkan dari temperatur tinggi, quenching , dan aging pada temperatur tinggi (artificially aging)
T7 Solution heat treatment , quenching , aging dalam waktu yang lama T8 Didinginkan dari temperatur tinggi, pengerjaan dingin, dan aging pada temperatur tinggi (artificially aging)
T9 Solution heat treatment, artificially aged cold worked
T10 Didinginkan dari temperatur tinggi (temperatur rekristalisasi), pengerjaan dingin, dan artif i cial aging
material.  Homogenisasi  dilakukan  pada  temperatur rekristalisasi.  Penuaan (aging) disebut  sebagai  proses perlakuan  panas  dimana  presipitat  berkembang. Aging menyebabkan peningkatan kekuatan luluh dan kekerasan paduan/komposit.
Reyes dkk . (2017) melakukan penelitian terhadap material  komposit  Mg-AZ91E/TiC.  dengan  teknik infiltrasi pada 950 °C di bawah atmosfer argon. Setelah dilakukan solution heat treatment pada 413°C selama 24 jam  dan aging pada  168  °C  selama  12  jam,  modulus elastisitas  dan  kekerasan  meningkat.  Waktu aging juga sangat  menentukan  modulus  elastisitas  dan  kekerasan komposit Mg (Reyes dkk., 2017), karena kombinasi dari elemen-elemen matriks, kemungkinan beberapa presipitat  terbentuk  dalam  matriks  setelah heat treatment, seperti  pada  Gambar  5.  Dan  menurut  studi termodinamika kemungkinan pembentukan spinel MgAl 2 O 4 .
Menurut hasil yang diperoleh Zheng dkk. (2003) untuk  komposit  SiC/AZ91  dengan  fabrikasi squeeze
casting ,  kemudian  dilakukan solution  treatment (pada 415 °C selama 24 jam), lalu komposit yang diperlakukan aging pada  150°,  175°,  200°,  dan  250°C  untuk  periode yang  berbeda  hingga  150  jam.  Komposit  mencapai kekerasan  puncak  setelah  40  jam  pada  175  °C. Sementara  itu,  Xiuqing  dkk.  (2006)  mempelajari pengaruh  waktu aging terhadap  kekerasan  komposit TiC/AZ91  pada  temperatur  175  dan  200  °C.  Komposit mencapai kekerasan puncak setelah aging selama 30 jam pada 175°C, dan dalam 12 jam pada 200°C.
Gupta  dkk.  (2013)  melaporkan, struktur  mikro dan  mekanik  sifat  komposit  Mg-(5.6Ti+3Al)  yang dikembangkan melalui metode deposisi lelehan disintegrasi ( disintegrated melt deposition /DMD) diikuti  dengan  ekstrusi  panas  sangat  dipengaruhi  oleh proses  perlakuan  panas  yang  dilakukan.  Peningkatan keuletan  signifikan  terjadi  akibat  adanya  relaksasi tegangan  antar  matriks  dan  penguat  ataupun  fasa sekunder  yang  terbentuk.  Relaksasi  tegangan  ini berakibat  pada  tertundanya  nukleasi  dan  terjadinya pertumbuhan  butir,  sehingga  meningkatkan  keuletan komposit.

## 6. Kesimpulan
Kajian  komprehensif  pada  komposit  Mg  dan keramik untuk aplikasi implan ortopedi sudah dilakukan. Meskipun  riset  terkait  Mg  paduan  telah  banyak dilakukan,  riset  komposit  berbasis  paduan  Mg  belum banyak  dilaporkan.  Secara  umum,  penghalusan  butir, pengendapan  fasa  sekunder  dan  distribusinya  dalam matriks  Mg  sangat  berperan  dalam  meningkatkan  sifat mekanik  dan  korosi  dari  Mg.  Penguat  yang  telah digunakan  dalam  pembuatan  komposit  Mg  diantaranya adalah  hidroksiapatit  (HA),  bioglass,  dan  senyawa oksida  (MgO).  Konsentrasi  HA  dan  bioglass  yang menghasilkan  densitas  komposit  tertinggi  diperoleh  di kisaran  konsentrasi  10  wt%  sedangkan  untuk  penguat senyawa oksida diperoleh pada rentang konsentrasi 0.5-
1.0  vol%.  Metode  fabrikasi  komposit  yang  belum banyak  diteliti  adalah  metode spark  plasma  sintering (SPS)  khususnya  yang  menghasilkan  struktur  mikro long  period  stacking  order (LPSO).  Perilaku  mekanis dan  degradasi  komposit  Mg  tergantung  pada  elemen paduan,  jenis  keramik  penguat,  teknik  fabrikasi  serta proses  lanjutan  pasca  fabrikasi  seperti  proses  perlakuan panas.  Komposit  berbasis  Mg  menjadi  material  yang menjanjikan  untuk  aplikasi  biomedis  karena  kombinasi sifat  mekanik  yang  baik,  berat  jenis  yang  rendah,  dan kemungkinan  untuk  mencapai  laju  korosi  yang  lebih lambat  serta  meningkatkan  penyembuhan dengan adanya material bioaktif.

## Daftar Pustaka
Achparaki,  Maria,  Elisavet  Thessalonikeos,  Heleni
Tsoukali, Orthodoxia Mastrogianni, Eleni Zaggelidou, Fotios Chatzinikolaou, Nikolaos Vasilliades, Nikolaos Raikos, Moses Isabirye, D. V. ..  Raju, M.  Kitutu,  V.  Yemeline,  J.  Deckers, and J. Poesen  Additional.  (2012).  Magnesium  Metal Matrix  Composites  and  Their  Applications. Intech 13.
Alhaji  Ibrahim,  Musa,  Yusuf  Sahin,  Auwalu  Yusuf Gidado, and MT Said. (2019) Mechanical Properties of Aluminium Matrix Composite Including SiC/Al 2 O  3  by  Powder  Metallurgy-A  Review. Global Scientific Journal 7(3):23–38.
Ali,  M.  (2020).  Review  of  stir  casting  technique  and technical  challenges  for  ceramic  reinforcement particulate  and  aluminium  matrix  composites. Epitoanyag-Journal  of  Silicate  Based  &  Composite Materials, 72(6)..
Ali,  M.,  Hussein,  M.  A.,  &  Al-Aqeeli,  N.  (2019). Magnesium-based  composites  and  alloys  for medical  applications:  A  review  of  mechanical  and corrosion  properties.  Journal  of  Alloys  and Compounds, 792, 1162-1190..
Amukarimi,  S.,  &  Mozafari,  M.  (2022).  Biodegradable Magnesium  Biomaterials—Road  to  the  Clinic. Bioengineering, 9(3), 107.
Annur,  D.,  Erryani,  A.,  Amal,  M.  I.,  Sitorus,  L.  S.,  & Kartika,  I.  (2016,  April).  The  synthesis  and characterization  of  Mg-Zn-Ca  alloy  by  powder metallurgy process. In AIP Conference Proceedings. Vol. 1725, No. 1, p. 020032). AIP Publishing LLC. Fontanella,  J.,  Andeen,  C.,  &  Schuele,  D.  (1974). Low‐frequency  dielectric  constants  of  α‐quartz, sapphire,  MgF2,  and  MgO.  Journal  of  Applied Physics, 45(7), 2852-2854.
Asgharzadeh,  H.,  Yoon,  E.  Y.,  Chae,  H.  J.,  Kim,  T.  S., Lee, J. W., & Kim, H. S. (2014). Microstructure and mechanical  properties  of  a  Mg–Zn–Y  alloy produced  by  a  powder  metallurgy  route.  Journal  of
alloys and compounds, 586, S95-S100.
Atrens, A., Liu, M., & Abidin, N. I. Z. (2011). Corrosion mechanism applicable to biodegradable magnesium implants.  Materials  Science  and  Engineering:  B, 176(20), 1609-1636..
Atrens, A., Shi, Z., Mehreen, S. U., Johnston, S., Song, G. L., Chen, X., & Pan, F. (2020). Review of Mg alloy corrosion  rates.  Journal  of  Magnesium  and  Alloys, 8(4), 989-998.
Atrens,  A.,  Song,  G.  L.,  Liu,  M.,  Shi,  Z.,  Cao,  F.,  & Dargusch,  M.  S.  (2015).  Review  of  recent developments  in  the  field  of  magnesium  corrosion. Advanced Engineering Materials, 17(4), 400-453.
Avedesian,  M.  M.,  &  Baker,  H.  (Eds.).  (1999).  ASM specialty  handbook:  magnesium  and  magnesium alloys. ASM international.
Ben-Hamu, G., Eliezer, D., & Shin, K. S. (2008). The role of Mg2Si on the corrosion behavior of wrought Mg– Zn–Mn alloy. Intermetallics, 16(7), 860-867.
Ben-Hamu,  G.,  Eliezer,  D.,  Shin,  K.  S.,  &  Cohen,  S. (2007).  The  relation  between  microstructure  and corrosion behavior of Mg–Y–RE–Zr alloys. Journal of Alloys and Compounds, 431(1-2), 269-276.
Birbilis,  N.,  &  Buchheit,  R.  G.  (2005).  Electrochemical characteristics  of  intermetallic  phases  in  aluminum alloys:  an  experimental  survey  and  discussion. Journal  of  the  Electrochemical  Society,  152(4), B140.
Kannan,  M.  B.,  &  Raman,  R.  S.  (2008).  Evaluating  the stress  corrosion  cracking  susceptibility  of  Mg–Al– Zn  alloy  in  modified-simulated  body  fluid  for orthopaedic  implant  application.  Scripta  Materialia, 59(2), 175-178.
Bommala,  V.  K.,  Krishna,  M.  G.,  &  Rao,  C.  T.  (2019). Magnesium  matrix  composites  for  biomedical applications:  A  review.  Journal  of  Magnesium  and Alloys, 7(1), 72-79.
Brar, H. S., Platt, M. O., Sarntinoranont, M., Martin, P. I., &  Manuel,  M.  V.  (2009).  Magnesium  as  a biodegradable  and  bioabsorbable  material  for medical implants. Jom, 61(9), 31-34.
Cain, T., Bland, L. G., Birbilis, N., & Scully, J. R. (2014). A compilation of corrosion potentials for magnesium alloys. Corrosion, 70(10), 1043-1051.
Chen,  K.,  Dai,  J.,  &  Zhang,  X.  (2015).  Improvement  of corrosion  resistance  of  magnesium  alloys  for biomedical  applications.  Corrosion  Reviews,  33(3- 4), 101-117.
Cheng,  J.,  Liu,  B.,  Wu,  Y.  H.,  &  Zheng,  Y.  F.  (2013). Comparative in vitro study on pure metals (Fe, Mn, Mg, Zn and W) as biodegradable metals. Journal of Materials Science & Technology, 29(7), 619-627.
Cui, Z., Li, W., Cheng, L., Gong, D., Cheng, W., & Wang, W.  (2019).  Effect  of  nano-HA  content  on  the mechanical properties, degradation and
biocompatible  behavior  of  Mg-Zn/HA  composite prepared  by  spark  plasma  sintering.  Materials Characterization, 151, 620-631.
Cáceres,  C.  H.,  &  Blake,  A.  (2002).  The  strength  of concentrated  Mg–Zn  solid  solutions.  physica  status solidi (a), 194(1), 147-158.
Dinodi,  N.,  &  Shetty,  A.  N.  (2013).  Electrochemical investigations  on  the  corrosion  behaviour  of magnesium  alloy  ZE41  in  a  combined  medium  of chloride  and  sulphate.  Journal  of  Magnesium  and Alloys, 1(3), 201-209..
Du, Y., Wu, Y., Peng, L., Chen, J., Zeng, X., & Ding, W. (2016).  Formation  of  lamellar phase  with  18R-type LPSO  structure  in  an  as-cast  Mg96Gd3Zn1  (at%) alloy. Materials Letters, 169, 168-171.
Dutta, S., Devi, K. B., Gupta, S., Kundu, B., Balla, V. K., &  Roy,  M.  (2019).  Mechanical  and  in  vitro degradation  behavior  of  magnesium‐bioactive  glass composites  prepared  by  SPS  for  biomedical applications.  Journal  of  Biomedical  Materials Research Part B: Applied Biomaterials, 107(2), 352- 365.
Dutta, S., Devi, K. B., Mandal, S., Mahato, A., Gupta, S., Kundu, B., ... & Roy, M. (2019). In vitro corrosion and  cytocompatibility  studies  of  hot  press  sintered magnesium-bioactive glass composite. Materialia, 5, 100245..
Edori,  O.  S.,  &  Marcus,  A.  C.  (2017).  Phytochemical screening  and  physiologic  functions  of  metals  in seed  and  peel  of  Citrullus  lanatus  (Watermelon). International  Journal  of  Green  and  Herbal Chemistry, B, 6(1), 35-46..
Esmaily,  M.,  Svensson,  J.  E.,  Fajardo,  S.,  Birbilis,  N., Frankel,  G.  S.,  Virtanen,  S.,  ...  &  Johansson,  L.  G. (2017).  Fundamentals  and  advances  in  magnesium alloy  corrosion.  Progress  in  Materials  Science,  89, 92-193..
Feng,  A.,  &  Han,  Y.  (2011).  Mechanical  and  in  vitro degradation behavior of ultrafine calcium polyphosphate reinforced magnesium-alloy composites. Materials & Design, 32(5), 2813-2820. Franciska  P.  Lestari;  Ardi  Tri;  Dhyah  Annur;  I  Nyoman Gede  P.;  Syaiful  Anwar;  Ika  Kartika.  2015.  “Studi Penambahan Unsur Ca Pada Paduan Binner Mg-Ca Terhadap  Pembentukkan  Fasa  Dan  Korosi  In-Vitro Untuk  Aplikasi  Implan  Mampu  Luruh.” Majalah Metalurgi 2:63–70.
Fulmer, M. T., Ison, I. C., Hankermayer, C. R., Constantz, B.  R.,  &  Ross,  J.  (2002).  Measurements  of  the solubilities  and  dissolution  rates  of  several hydroxyapatites. Biomaterials, 23(3), 751-755.
Ghasali, E., Alizadeh, M., & Ebadzadeh, T. (2018). TiO2 ceramic  particles-reinforced  aluminum  matrix composite  prepared  by  conventional,  microwave, and  spark  plasma  sintering.  Journal  of  Composite
Materials, 52(19), 2609-2619.
Gietzelt,  T.,  Toth,  V.,  &  Huell,  A.  (2016).  Diffusion bonding:  influence  of  process  parameters  and material  microstructure. Joining Technologies, 195- 216.
Goh,  C.  S.,  Gupta,  M.,  Wei,  J.,  &  Lee,  L.  C.  (2007). Characterization  of  high  performance  Mg/MgO nanocomposites.  Journal  of  composite  materials, 41(19), 2325-2335.
Gu, X., Zheng, Y., Cheng, Y., Zhong, S., & Xi, T. (2009). In  vitro  corrosion  and  biocompatibility  of  binary magnesium alloys. Biomaterials, 30(4), 484-498.
Guang,  By,  Ling  Song,  and  Andrej  Atrens.  (2000). Corrosion  Mechanisms  of  Magnesium  Alloys. (1):11–33.
Gupta,  Manoj.  (2013).  Enhancing  the  Ductility  of  Mg- (5.6Ti+3Al)  Composite  Using  Nano-B4C  Addition and  Heat  Treatment. SOJ  Materials  Science  &
Engineering 1(1):3–8. doi: 10.15226/sojmse.2013.00103.
Haferkamp,  H.,  Bach,  F.  W.,  Kaese,  V.,  Möhwald,  K., Niemeyer,  M.,  Schreckenberger,  H.,  &  Tai,  P.  T. (2003). Magnesium Corrosion–Processes, Protection of  Anode  and  Cathode.  Magnesium–Alloys  and Technology, 226-241.
Hagihara, K., Kinoshita, A., Fukusumi, Y., Yamasaki, M., &  Kawamura,  Y.  (2013).  High-temperature compressive  deformation  behavior  of  Mg97Zn1Y2 extruded  alloy  containing  a  long-period  stacking ordered  (LPSO)  phase.  Materials  Science  and Engineering: A, 560, 71-79.
Hamadouche,  M.,  &  Sedel,  L.  (2000).  Ceramics  in orthopaedics.  The  Journal  of  Bone  and  Joint Surgery. British volume, 82(8), 1095-1099.
Hänzi, A. C., Gerber, I., Schinhammer, M., Löffler, J. F., &  Uggowitzer,  P.  J.  (2010).  On  the  in  vitro  and  in vivo  degradation  performance  and  biological response  of  new  biodegradable  Mg–Y–Zn  alloys. Acta biomaterialia, 6(5), 1824-1833.
Huff-Lonergan, E. (2010). Chemistry and biochemistry of meat.  Handbook  of  meat  processing,  24:3–24.  doi: 10.1002/9780813820897.ch1.
Huzum,  B.,  Puha,  B.,  Necoara,  R.  M.,  Gheorghevici,  S., Puha,  G.,  Filip,  A.,  ...  &  Alexa,  O.  (2021). Biocompatibility assessment of biomaterials used in orthopedic devices: An overview. Experimental and Therapeutic Medicine, 22(5), 1-9.
Ivanova,  Nadezhda,  Viliana  Gugleva,  Mirena  Dobreva, Ivaylo  Pehlivanov,  Stefan  Stefanov,  and  Velichka Andonova.  2016.  “Mg-Based  Composites  for Biomedical Applications.” Intech i(tourism):13. Jacobs, J. J., Hallab, N. J., Skipor, A. K., & Urban, R. M. (2003).  Metal  degradation  products:  a  cause  for concern in metal-metal bearings?. Clinical Orthopaedics  and  Related  Research  (1976-2007),
417, 139-147.
Jiang, Q., Lu, D., Liu, C., Liu, N., & Hou, B. (2021). The Pilling-Bedworth  ratio  of  oxides  formed  from  the precipitated  phases  in  magnesium  alloys.  Frontiers in Materials, 457..
Kamrani,  S.,  &  Fleck,  C.  (2019).  Biodegradable magnesium  alloys  as  temporary  orthopaedic implants: a review. Biometals, 32(2), 185-193.
Kappes,  M.,  Iannuzzi,  M.,  &  Carranza,  R.  M.  (2013). Hydrogen  embrittlement  of  magnesium  and magnesium  alloys:  a  review.  Journal  of  The Electrochemical Society, 160(4), C168.
Khanra,  A.  K.,  Jung,  H.  C.,  Hong,  K.  S.,  &  Shin,  K.  S. (2010).  Comparative  property  study  on  extruded Mg–HAP  and  ZM61–HAP  composites.  Materials Science and Engineering: A, 527(23), 6283-6288.
Kirkland,  N.  T.,  Birbilis,  N.,  Walker,  J.,  Woodfield,  T.,
Dias,  G.  J.,  &  Staiger,  M.  P.  (2010).  In‐vitro dissolution  of  magnesium–calcium  binary  alloys: Clarifying  the  unique  role  of  calcium  additions  in bioresorbable magnesium implant alloys. Journal of Biomedical  Materials  Research  Part  B:  Applied Biomaterials, 95(1), 91-100.
Kirkland, N. T., Staiger, M. P., Nisbet, D., Davies, C. H., & Birbilis, N. (2011). Performance-driven design of Biocompatible Mg alloys. Jom, 63(6), 28-34.
Koltygin,  A.  V.,  Bazhenov,  V.  E.,  Khasenova,  R.  S., Komissarov,  A.  A.,  Bazlov,  A.  I.,  &  Bautin,  V.  A. (2019).  Effects  of  small  additions  of  Zn  on  the microstructure, mechanical properties and corrosion resistance  of  WE43B  Mg  alloys.  International Journal  of  Minerals,  Metallurgy,  and  Materials, 26(7), 858-868..
Kraus, T., Fischerauer, S. F., Hänzi, A. C., Uggowitzer, P. J.,  Löffler,  J.  F.,  &  Weinberg,  A.  M.  (2012). Magnesium  alloys  for  temporary  implants  in osteosynthesis:  in  vivo  studies  of  their  degradation and  interaction  with  bone.  Acta  biomaterialia, 8(3), 1230-1238.
Kumar,  D.  (2020).  Bio-mechanical  characterization  of Mg-composite  implant  developed  by  spark  plasma sintering  technique.  Materials  Today:  Proceedings. Materials  Today:  Proceedings (xxxx):2–7.  doi: 10.1016/j.matpr.2020.06.387.
Kumar,  K.,  Das,  A.,  &  Prasad,  S.  B.  (2021).  Recent developments  in  biodegradable  magnesium  matrix composites  for  orthopaedic  applications:  A  review based on biodegradability, mechanical and biocompatibility  perspective.  Materials  Today: Proceedings, 44, 2038-2042.
Kumar,  S.,  Gautam,  C.,  Chauhan,  B.  S.,  Srikrishna,  S., Yadav,  R.  S.,  &  Rai,  S.  B.  (2020).  Enhanced mechanical  properties  and  hydrophilic  behavior  of magnesium oxide added hydroxyapatite nanocomposite:  A  bone  substitute  material  for  load
bearing applications. Ceramics International, 46(10), 16235-16248..
Kuśnierczyk,  K.,  &  Basista,  M.  (2017).  Recent  advances in  research  on  magnesium  alloys  and  magnesium– calcium  phosphate  composites  as  biodegradable implant materials. Journal of biomaterials applications, 31(6), 878-900.
Kwon,  S.  H.,  Jun,  Y.  K.,  Hong,  S.  H.,  &  Kim,  H.  E. (2003). Synthesis and dissolution behavior of β-TCP and  HA/β-TCP  composite  powders.  Journal  of  the European Ceramic Society, 23(7), 1039-1045.
Latour, Robert A., Sharon D. Trembley, Yuan Tian, Gary C.  Lickfield,  and  A.  P.  Wheeler.  2001.  “Tissue- Engineered  Growth  of  Bone  by  Marrow  Cell
Transplantation Using Porous Calcium
Metaphosphate  Matrices.” Journal  of  Biomedical Materials Research 54(2):216–23.
Lee, J. Y., Kim, D. H., Lim, H. K., & Kim, D. H. (2005). Effects  of  Zn/Y  ratio  on  microstructure  and mechanical properties of Mg-Zn-Y alloys. Materials Letters, 59(29-30), 3801-3805.
Lei,  T.,  Ouyang,  C.,  Tang,  W.,  Li,  L.  F.,  &  Zhou,  L.  S. (2010).  Enhanced  corrosion  protection  of  MgO coatings on magnesium alloy deposited by an anodic electrodeposition process. Corrosion science, 52(10), 3504-3508.
Lin, G., Liu, D., Chen, M., You, C., Li, Z., Wang, Y., & Li,  W.  (2018).  Preparation  and  characterization  of biodegradable  Mg-Zn-Ca/MgO  nanocomposites  for biomedical applications. Materials Characterization, 144, 120-130.
Lu,  Y.,  Bradshaw,  A.  R.,  Chiu,  Y.  L.,  &  Jones,  I.  P. (2015). Effects of secondary phase and grain size on the  corrosion  of  biodegradable  Mg–Zn–Ca  alloys. Materials Science and Engineering: C, 48, 480-486.
Mala,  R.,  &  Ruby  Celsia,  A.  S.  (2018).  Bioceramics  in orthopaedics:  A  review.  Fundamental  Biomaterials: Ceramics, 195-221.
Mróz,  W.,  Budner,  B.,  Syroka,  R.,  Niedzielski,  K., Golański,  G.,  Slósarczyk,  A.,  ...  &  Douglas,  T.  E. (2015).  In  vivo  implantation  of  porous  titanium alloy  implants  coated  with  magnesium‐doped octacalcium  phosphate  and  hydroxyapatite  thin films  using  pulsed  laser  depostion.  Journal  of Biomedical  Materials  Research  Part  B:  Applied Biomaterials, 103(1), 151-158.
Mukhin,  I.,  Perevezentsev,  E.,  &  Palashov,  O.  (2014). Fabrication  of  composite  laser  elements  by  a  new thermal diffusion bonding method. Optical Materials Express, 4(2), 266-271.
Munir,  K.,  Biesiekierski,  A.,  Wen,  C.,  &  Li,  Y.  (2020). Powder  metallurgy  in  manufacturing  of  medical devices.  In  Metallic  Biomaterials  Processing  and Medical  Device  Manufacturing  (pp.  159-190). Woodhead Publishing.

## TEKNIK, 43 (3), 2022, 251
Munir, K., Lin, J., Wen, C., Wright, P. F., & Li, Y. (2020). Mechanical, corrosion, and biocompatibility properties  of  Mg-Zr-Sr-Sc  alloys  for  biodegradable implant  applications.  Acta  biomaterialia,  102,  493- 507.
Nam, S. W., Kim, W. T., Kim, D. H., & Kim, T. S. (2013). Microstructure  and  corrosion  behavior  of  rapidly solidified  Mg-Zn-Y  alloys.  Metals  and  Materials International, 19(2), 205-209.
Navazani, M., & Dehghani, K. (2016). Fabrication of Mg- ZrO2  surface  layer  composites  by  friction  stir processing.  Journal  of  Materials  Processing Technology, 229, 439-449.
Nie,  J.  F.,  Zhu,  Y.  M.,  &  Morton,  A.  J.  (2014).  On  the structure,  transformation  and  deformation  of  long- period  stacking  ordered  phases  in  Mg-Y-Zn  alloys. Metallurgical  and  Materials  Transactions  A,  45(8), 3338-3348.
Ohno,  M.,  &  Schmid-Fetzer,  R.  (2006).  Mg-rich  phase equilibria  of  Mg–Mn–Zn  alloys  analyzed  by computational thermochemistry. International journal of materials research, 97(5), 526-532. op't Hoog, C., Birbilis, N., & Estrin, Y. (2008). Corrosion of  pure  Mg  as  a  function  of  grain  size  and processing  route.  Advanced  Engineering  Materials, 10(6), 579-582.
Pahade, V. S., Chavan, P. S., & Baisane, V. P. (2016). A review  paper  on  vapour  deposition  coating. International  Journal  of  Engineering  and  Applied Sciences, 3(6), 257640.
Pakdel,  A.,  Witecka,  A.,  Rydzek,  G.,  &  Shri,  D.  N.  A. (2017). A comprehensive microstructural analysis of Al–WC  micro-and  nano-composites  prepared  by spark  plasma  sintering.  Materials  &  Design,  119, 225-234.
Pereira,  D.,  Cachinho,  S.,  Ferro, M.  C.,  &  Fernandes,  M. H.  V.  (2004).  Surface  behaviour  of  high  MgO- containing  glasses  of  the  Si–Ca–P–Mg  system  in  a synthetic  physiological  fluid.  Journal  of  the European Ceramic Society, 24(15-16), 3693-3701. Pietak,  A.,  Mahoney,  P.,  Dias,  G.  J.,  &  Staiger,  M.  P. (2008).  Bone-like  matrix  formation  on  magnesium and magnesium alloys. Journal of materials science: materials in medicine, 19(1), 407-415.
Qiao, K., Zhang, T., Wang, K., Yuan, S., Zhang, S., Wang, L.,  ...  &  Wang,  W.  (2021).  Mg/ZrO2  metal  matrix nanocomposites fabricated by friction stir processing:  microstructure,  mechanical  properties, and corrosion behavior. Frontiers in Bioengineering and Biotechnology, 9, 605171.
Qiu, K., Wan, C. X., Zhao, C. S., Chen, X., Tang, C. W., &  Chen,  Y.  W.  (2006).  Fabrication  and characterization  of  porous  calcium  polyphosphate scaffolds. Journal of materials science, 41(8), 2429- 2434.
Radha, R., & Sreekanth, D. (2017). Insight of magnesium alloys  and  composites  for  orthopedic  implant applications–a  review.  Journal  of  magnesium  and alloys, 5(3), 286-312.
Reyes, A., Bedolla, E., Perez, R., & Contreras, A. (2017). Effect  of  heat  treatment  on  the  mechanical  and microstructural  characterization  of  Mg-AZ91E/TiC composites. Composite Interfaces, 24(6), 593-609. Rosalbino, F., De Negri, S., Saccone, A., Angelini, E., & Delfino, S. (2010). Bio-corrosion characterization of Mg–Zn–X  (X=  Ca,  Mn,  Si)  alloys  for  biomedical applications. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 21(4), 1091-1098.
Rosalbino,  F.,  De  Negri,  S.,  Scavino,  G.,  &  Saccone,  A. (2013).  Microstructure  and  in  vitro  degradation performance  of  Mg–Zn–Mn  alloys  for  biomedical application. Journal of biomedical materials research Part A, 101(3), 704-711.
Ryu, H. S., Hong, K. S., Lee, J. K., Kim, D. J., Lee, J. H., Chang, B. S., ... & Chung, S. S. (2004). Magnesia- doped  HA/β-TCP  ceramics  and  evaluation  of  their biocompatibility. Biomaterials, 25(3), 393-401.
Saheb, N., Iqbal, Z., Khalil, A., Hakeem, A. S., Al Aqeeli, N.,  Laoui,  T.,  ...  &  Kirchner,  R.  (2012).  Spark plasma  sintering  of  metals  and  metal  matrix nanocomposites: a review. Journal of Nanomaterials, 2012.
Sezer,  N.,  Evis,  Z.,  Kayhan,  S.  M.,  Tahmasebifar,  A.,  & Koç,  M.  (2018).  Review  of  magnesium-based biomaterials  and  their  applications.  Journal  of magnesium and alloys, 6(1), 23-43.
Shahin,  M.,  Munir,  K.,  Wen,  C.,  &  Li,  Y.  (2019). Magnesium  matrix  nanocomposites  for  orthopedic applications:  a  review  from  mechanical,  corrosion, and  biological  perspectives.  Acta  biomaterialia,  96, 1-19.
Shaw,  B.  A.  (2003).  Corrosion  resistance  of  magnesium alloys. ASM handbook, 13, 692-696.
Shuai, C., Zhou, Y., Yang, Y., Feng, P., Liu, L., He, C., ... &  Wu,  P.  (2017).  Biodegradation  resistance  and bioactivity  of  hydroxyapatite  enhanced  Mg-Zn composites  via  selective  laser  melting.  Materials, 10(3), 307.
Siadkowska,  K.,  &  Czyż,  Z.  (2019).  Selecting  a  material for  an  aircraft  diesel  engine  block.  Combustion Engines, 58.
Singh,  A.,  &  Harimkar,  S.  P.  (2012).  Laser  surface engineering  of  magnesium  alloys:  a  review.  Jom, 64(6), 716-733.
Song,  G.,  Atrens,  A.,  St  John,  D.,  Wu,  X.,  &  Nairn,  J. (1997).  The  anodic  dissolution  of  magnesium  in chloride  and  sulphate  solutions.  Corrosion  science, 39(10-11), 1981-2004.
Song,  G.  L.  (2011).  Corrosion  electrochemistry  of magnesium  (Mg)  and  its  alloys.  In  Corrosion  of
Magnesium alloys (pp. 3-65). Woodhead Publishing.
Song, G. L., & Atrens, A. (1999). Corrosion mechanisms of  magnesium  alloys.  Advanced  engineering materials, 1(1), 11-33.
Song,  G.  (2007).  Control  of  biodegradation  of biocompatable magnesium alloys. Corrosion science, 49(4), 1696-1701.
Song,  G.  (2007).  Control  of  biodegradation  of biocompatable magnesium alloys. Corrosion science, 49(4), 1696-1701.
Song,  Y.  W.,  Shan,  D.  Y.,  &  Han,  E.  H.  (2008).
Electrodeposition  of  hydroxyapatite  coating  on AZ91D magnesium alloy for biomaterial application. Materials letters, 62(17-18), 3276-3279.
Song, Y., Han, E. H., Shan, D., Yim, C. D., & You, B. S. (2012).  The  effect  of  Zn  concentration  on  the corrosion  behavior  of  Mg–xZn  alloys.  Corrosion science, 65, 322-330.
Sree Manu, K. M., Ajay Raag, L., Rajan, T. P. D., Gupta, M.,  &  Pai,  B.  C.  (2016).  Liquid  metal  infiltration processing of metallic composites: a critical review. Metallurgical  and  Materials  Transactions  B,  47(5), 2799-2819.
Staiger,  M.  P.,  Pietak,  A.  M.,  Huadmai,  J.,  &  Dias,  G. (2006).  Magnesium  and  its  alloys  as  orthopedic biomaterials:  a  review.  Biomaterials,  27(9),  1728- 1734.
Sun,  D.  (2004).  On  the  corrosion  behavior  and biocompatibility  of  palladium-based  dental  alloys. The Ohio State University.
Sun,  J. E.,  Chen,  M.,  Cao,  G.,  Bi,  Y.,  Liu,  D.,  &  Wei, J. (2014).  The  effect  of  nano-hydroxyapatite  on  the microstructure  and  properties  of  Mg–3Zn–0.5  Zr alloy.  Journal  of  Composite  Materials,  48(7),  825- 834.
Tib,  Ti,  and  Na  K.  Nbo.  2010. Spark  Plasma  Sintering Enhancing  Grain  Sliding  ,  Deformation  and  Grain Size Control Doctoral Thesis 2010 .
Tie, D., Feyerabend, F., Hort, N., Hoeche, D., Kainer, K. U., Willumeit, R., & Mueller, W. D. (2014). In vitro mechanical and corrosion properties of biodegradable  Mg–Ag  alloys.  Materials  and corrosion, 65(6), 569-576.
Tsai, A. P., Murakami, Y., & Niikura, A. (2000). The Zn- Mg-Y  phase  diagram  involving  quasicrystals. Philosophical Magazine A, 80(5), 1043-1054.
Umm-e-Farwa,  Khuram  Shahzad  Ahmad,  Zakir  Hussain, and  Sara  Majid.  2018.  “Synthesis,  Characterization and  PVD  Assisted  Thin  Film  Fabrication  of  the Nano-Structured
Bimetallic Ni3S2/MnS2
Composite.” Surfaces  and  Interfaces 12:190–95. doi: 10.1016/j.surfin.2018.06.003.
Vaira  Vignesh,  R.,  Padmanaban,  R.,  Govindaraju,  M.,  & Suganya,  P.  G.  (2019).  Investigations  on  the
corrosion  behaviour  and  biocompatibility  of magnesium  alloy  surface  composites  AZ91D-ZrO2 fabricated by friction stir processing. Transactions of the IMF, 97(5), 261-270.
Witte, F. (2010). The history of biodegradable magnesium implants:  a  review.  Acta  biomaterialia,  6(5),  1680- 1692.
Wu, D., Chen, R. S., & Ke, W. (2014). Microstructure and mechanical  properties  of  a  sand-cast  Mg–Nd–Zn alloy. Materials & Design, 58, 324-331.
Xia,  X.  J.,  Davies,  C.  H.  J.,  Nie,  J.  F.,  &  Birbilis,  N. (2015). Influence of composition and processing on the corrosion of magnesium alloys containing binary and  ternary  additions  of  zinc  and  strontium. Corrosion, 71(1), 38-49.
Xiuqing,  Z.,  Lihua,  L.,  Naiheng,  M.,  &  Haowei,  W. (2006).  Effect  of  aging  hardening  on  in  situ synthesis  magnesium  matrix  composites.  Materials chemistry and physics, 96(1), 9-15.
Xu, C., Zhang, J., Liu, S., Jing, Y., Jiao, Y., Xu, L., ... & Wu,  R.  (2015).  Microstructure,  mechanical  and damping  properties  of  Mg–Er–Gd–Zn  alloy reinforced with stacking faults. Materials & Design, 79, 53-59.
Ye, H. Z., & Liu, X. Y. (2004). Review of recent studies in magnesium  matrix composites. Journal of materials science, 39(20), 6153-6171.
Yin, P., Li, N. F., Lei, T., Liu, L., & Ouyang, C. (2013). Effects  of  Ca  on  microstructure,  mechanical  and corrosion  properties  and  biocompatibility  of  Mg– Zn–Ca  alloys.  Journal  of  Materials  Science: Materials in Medicine, 24(6), 1365-1373.
Yu, K., Chen,  L., Zhao, J., Li, S., Dai, Y., Huang, Q., & Yu,  Z.  (2012).  In  vitro  corrosion  behavior  and  in vivo  biodegradation  of  biomedical  β-Ca3  (PO4) 2/Mg–Zn  composites.  Acta  biomaterialia,  8(7), 2845-2855.
Abidin,  N.  I.  Z.,  Atrens,  A.  D.,  Martin,  D.,  &  Atrens,  A. (2011).  Corrosion  of  high  purity  Mg,  Mg2Zn0. 2Mn,  ZE41  and  AZ91  in  Hank’s  solution  at  37  C. Corrosion Science, 53(11), 3542-3556..
Zeng, R. C., Yin, Z. Z., Chen, X. B., & Xu, D. K. (2018). Corrosion  types  of  magnesium  alloys.  Magnesium Alloys-Selected Issue, 29-53.
Zeng,  R.,  Dietzel, W.,  Witte,  F.,  Hort,  N.,  &  Blawert,  C. (2008).  Progress  and  challenge  for  magnesium alloys  as  biomaterials.  Advanced  engineering materials, 10(8), B3-B14.
Zhang, B. P., Wang, Y., & Geng, L. (2011). Research on Mg-Zn-Ca alloy as degradable biomaterial. Biomaterials-Physics and Chemistry. InTech, Croatia.
Zhang,  E.,  He,  W.,  Du,  H.,  &  Yang,  K.  (2008). Microstructure, mechanical properties and corrosion properties of Mg–Zn–Y alloys with low Zn content.

## TEKNIK, 43 (3), 2022, 253
Materials  Science  and  Engineering:  A,  488(1-2), 102-111.
Zhao,  M.  C.,  Liu,  M.,  Song,  G.,  &  Atrens,  A.  (2008).
Influence  of  the  β-phase  morphology  on  the corrosion of the Mg alloy AZ91. Corrosion Science, 50(7), 1939-1953.
Zheng, H. R., Li, Z., You, C., Liu, D. B., & Chen, M. F. (2017). Effects of MgO modified β-TCP nanoparticles on the microstructure and properties of β-TCP/Mg-Zn-Zr  composites.  Bioactive  materials, 2(1), 1-9.
Zheng, M. Y., Wu, K., Kamado, S., & Kojima, Y. (2003). Aging  behavior  of  squeeze  cast  SiCw/AZ91 magnesium  matrix  composite.  Materials  Science and Engineering: A, 348(1-2), 67-75.
Zhu, Y. M., Morton, A. J., & Nie, J. F. (2010). The 18R and  14H  long-period  stacking  ordered  structures  in Mg–Y–Zn  alloys.  Acta  Materialia,  58(8),  2936- 2947.