Jurnal Teknologi Dan Sistem Informasi Bisnis Vol. 6 No. 2  April 2024 Hal 286-290 http://jurnal.unidha.ac.id/index.php/jteksis

## Peningkatan Ikatan Adhesi terhadap Pengurangan Retak Lapisan PVA pada Ti-6Al-4V ELI untuk Aplikasi Biomedis
Sanny Ardhy a , Islahuddin b , Meiki Eru Putra c , Reodhy Hamzah d , Zulfikar e
a Prodi Teknik Mesin, Fakultas Farmasi, Sains dan Teknologi, Universitas Dharma Andalas, sannyardhy@gmail.com
b Prodi Teknik Mesin, Fakultas Farmasi, Sains dan Teknologi, Universitas Dharma Andalas, islahuddin@unidha.ac.id
c Prodi Teknik Mesin, Fakultas Farmasi, Sains dan Teknologi, Universitas Dharma Andalas, meikieruputra@gmail.com
d Prodi Teknik Mesin, Fakultas Farmasi, Sains dan Teknologi, Universitas Dharma Andalas, reodhy@gmail.com
e Prodi Teknik Mesin, Fakultas Farmasi, Sains dan Teknologi, Universitas Dharma Andalas, zulfikar@unidha.ac.id
Submitted: 20-01-2024, Reviewed: 13-02-2024, Accepted 29-03-2024 https://doi.org/10.47233/jteksis.v6i2.1267

## Abstract
The lack of adhesion bonding of the hydroxyapatite (HA) coating layer on the surface of implant material can cause the coating layer to peel off during implantation and will increase the risk of metallic ion release to human body and may also to increase inflammatory effect and slow down the osseointegration process. In order to increase the adhesion of HA coated Ti-6Al-4V  ELI  by adding Zirconium  Oxide  (ZrO 2 )  into the  coating  layer.The  coating  process  of  the  HA  suspension  with addition ZrO 2 into Ti-6Al-4V ELI sample surfaces was conducted by using dip-coating method. The samples were then heated at 800, 900, and 950 °C. The improvement of adhesion coating was correlated by calculating the removed area. The low value of removed coating area indicated the adhesion coating is good. The test specimen with the addition of  ZrO 2 , has a removed area fewer than the test specimen without the addition of PVA- ZrO 2 has. This shows that the test specimen with the addition of ZrO 2 has good coating adhesion.The addition of PVA- ZrO 2 to the HA suspension increases adhesion bonding of the coating layer, as indicated by the low removed area as compared to that of without PVA- ZrO 2 coating. Keywords: Ti-6Al-4V ELI, cross cut, PVA-Zirconium Oxide, adhesion

## Abstrak
Salah satu kegagalan implan disebabkan kurang kuatnya daya rekat lapisan hidroksiapatit (HA) pada permukaan material implan. Ini menyebabkan proses penyatuan implan dengan tulang (osseointegrasi) tidak berfungsi sempurna di dalam tubuh manusia. Oleh sebab itu, dibutuhkan upaya untuk meningkatkan daya rekat lapisan HA pada permukaan material implan Ti- 6Al-4V  ELI.  Penelitian  menggunakan  metode  dip  coating  untuk  pelapisan.  Untuk  penguatan  daya  rekat  lapisan, ditambahkan  PVA- Zirconium  Oxide (ZrO 2 )  dalam  suspensi  hidroksiapatit  komersil  ukuran  nano.  Untuk  memadatkan lapisan,  sampel  uji kemudian dipanaskan  pada  temperatur  800,  900  dan 950 0 C.  Untuk  mengetahui  kekuatan daya  rekat lapisan, digunakan  metode cross-cut  tape  test .  Penambahan  PVA-ZrO 2 dapat  meningkatkan  kekuatan  lapisan  adhesi.  Ini dibuktikan dengan angka area removed yang kecil.  Hasil optimal untuk daya rekat lapisan didapat pada T sintering 900 0 C, removed area : 2 %. Secara umum, daya rekat lapisan yang didapat pada penelitian ini, sudah cukup bagus. Nilai removed area paling tinggi, hanya 5,50 %. Keywords: Ti-6Al-4V ELI, cross cut , PVA- Zirconium Oxide , adhesi
This work is licensed under Creative Commons Attribution License 4.0 CC-BY International license

## PENDAHULUAN
Salah  satu  jenis  titanium  paduan  yang  banyak digunakan untuk material implan, khususnya untuk implan gigi dan ortopedi, yakni Ti-6Al-4V ELI [1]. Titanium  beta  ini memiliki  sifat  fisik  dan mekanik yang  lebih  baik  dibanding  material  logam  lainnya, seperti  stainless  steel  dan  titanium  murni.  Namun, titanium  ini  memiliki  kekurangan,  yakni  kurang bioaktif untuk mendukung proses osseointegrasi di daerah  sekitar  implan.  Karena  itu,  permukaan material  implan  Ti-6Al-4V  ELI  perlu  dilapisi dengan  hidroksiapatit.  Namun  demikian,  masih muncul  lagi  persoalan  baru,  yakni  lapisan permukaan  hidroksiapatit  cenderung  mengalami
retak karena kurang kuatnya daya rekat lapisan. Hal ini nantinya akan memicu kegagalan implan [2].
Penelitian  Mohseni  et  al  [3]  menjelaskan,  Ti- 6Al-4V  ELI  tidak  bersifat  bioaktif  sehingga  tidak mampu membentuk osseointegrasi (pertautan tulang dengan material implan) di dalam tubuh. Pelapisan hidroksiapatit  dengan  metode dip  coating pada penelitian  ini  bertujuan  untuk  menghindari  kontak material  secara  langsung  dengan  jaringan  tulang dalam  tubuh.  Hasil  penelitian  didapat  daya  rekat lapisan  hidrosiapatit  kurang  kuat  menempel  pada permukaan implan material pada T sintering 900 0 C
.  Lapisan  permukaan    material  implan  banyak
Jurnal Teknologi Dan Sistem Informasi Bisnis Vol. 6 No. 2  April 2024 Hal 286-290 http://jurnal.unidha.ac.id/index.php/jteksis
mengalami  retak.  Ini  akan  memicu  kegagalan osseointegrasi nantinya.
Hasil  penelitian  di  atas  juga  serupa  dengan penelitian  Gunawarman  et  al  [4].  Lapisan permukaan sampel uji Ti-6Al-4V ELI yang dilapisi hidroksiapatit komersil nano dengan metode Electro Phoretic  Deposition  (EPD),  ditemukan  banyak aglomerasi dan retak. Kondisi ini terjadi pada proses pemadatan  lapisan  T  sintering  900 0 C.  Retak  ini disebabkan  daya  rekat  lapisan  yang  kurang  baik. Daya  rekat  lapisan  yang  baik  didapat  pada  sampel uji dengan besaran tegangan 8 volt selama 5 menit, dengan area removed 2,25 % pada T sintering 800
0 C.  Pada  kondisi  ini,  didapat  lapisan  permukaan yang merata dengan cakupan permukaan 82,1%, dan ketebalan lapisan rata-rata adalah 73,3 μm.
Hasil serupa juga didapat dari penelitian Drevet et  al  [5].  Lapisan  hidroksiapatit  yang  didapatkan mudah  rapuh  dan  banyak  retak  pada  permukaan pada  T  sintering  900 0 C.  Hasil  morfologi  lapisan terbaik pada penelitian ini, didapat pada tegangan 8 volt dan waktu 8 menit pada sampel uji Ti-6Al-4V yang  dilapisi  hidroksiapatit  partikel  mikro  dengan metode  EPD  pada  T  sintering  800 0 C.  Adhesi kekuatan lapisan hidroksiapatit diuji dengan metode cross-cut tape test. Pada penelitian ini, disimpulkan daya  rekat  lapisan  tidak  kuat  ketika  sampel  uji dipanaskan  di  atas  T  sintering  800 0 C.  Retak  pada lapisan  hidroksiapatit  ini  juga  disebabkan  sifat keramik  tak  mempunyai  ketangguhan  retak  yang baik saat T sintering yang tinggi.
Penelitian  Wei  Xia  et  al  [6]  juga  menjelaskan semakin  besar  ukuran  partikel  pelapis,  akan mengurangi  daya  rekat  lapisan  yang  memicu keretakan  pada  lapisan  tersebut  ketika  proses sintering.  Meskipun  T  sintering  tinggi  dapat meningkatkan  pemadatan  lapisan  (densifikasi)  dan mengurangi  porositas,  namun  pada  suhu  tinggi tersebut, menginisiasi terjadinya retak yang diawali dengan  pengelupasan  lapisan  tertentu.  Karena  itu, dibutuhkan  daya  rekat  lapisan  yang  kuat  untuk menghindai retak pada permukaan lapisan.
Selanjutnya,  penelitian  Guraksin  et  al  [7] melapisi  material  implan  Ti-6Al-4V  dengan  HA komersil ditambah pelarut additif KH 2 PO 4 , Na 2 CO 3 dan P2O 5 . Hasilnya, retak tak ditemukan saat suhu sintering 800 0 C. Namun saat dipanaskan pada suhu sintering 900 0 C, ditemukan retak pada permukaan lapisan.  Saat  sintering,  gas  terjebak  di  dalam material. Gas yang terjebak tersebut belum sempat keluar,  namun  liquid  bridge  atau  necking  partikel telah  terjadi,  sehingga  jalur  porositasnya  telah tertutup rapat. Gas yang terjebak ini akan mendesak ke  segala  arah  sehingga  terjadi  pengembangan, sehingga tekanan di porositas lebih tinggi dibanding tekanan  di  luar.  Bila  kualitas  ikatan  permukaan partikel  pada  bahan  komposit  rendah,  maka  ikatan
tersebut  tidak  akan  mampu  menahan  tekanan  yang lebih besar sehingga menyebabkan retak.
Berdasarkan state  of  the  art di  atas,  dapat diidentifikasi  apa  yang  sudah  dilakukan  dan  apa yang belum dilakukan (gap) terkait penelitian untuk mendapatkan daya rekat lapisan hidroksiapatit yang kuat pada temperatur pemanasan yang tinggi, di atas T  sintering  800 0 C.  Hal  ini  menjadi  dasar  untuk menciptakan  novelti  penelitian.  Ada  dua  hipotesis novelti  dalam  penelitian  ini. Pertama,  penambahan PVA-ZrO 2 mampu meningkatkan daya rekat lapisan hidroksiapatit, sehingga lapisan tersebut tak mudah retak ketika dipanaskan pada suhu sintering di atas 800 0 C  [8].  PVA-Zirconia  memiliki  daya  tahan fraktur  karena  memiliki  sifat  menyerap  energi selama transformasi dari susunan atom tetragonal ke susunan  atom  monoklinik  [9].  Kedua,  hasil permukaan lapisan yang tidak mudah retak ini, akan memicu osseointegrasi yang baik dalam tubuh, saat pemasangan implan [10].
Dalam penelitian ini, penulis akan menambahkan  PVA-ZrO 2 ke  dalam  hidroksiapatit pada  pelapisan  sampel  uji  Ti-6Al-4V  ELI  dengan menggunakan metode Dip Coating. Tujuannya, agar didapatkan  daya  rekat  yang  kuat  agar  permukaan lapisan  material  implan  tidak  mudah  retak  saat proses sintering nantinya. Adapun rumusan masalah dalam  penelitian  ini,  yakni  bagaimana  pengaruh penambahan  PVA-ZrO 2 untuk  meningkatkan  daya rekat lapisan hidroksiapatit pada sampel uji material implan Ti-6Al-4V ELI. Penelitian ini nantinya akan bermanfaat  pada  aplikasi  pemasangan  material implan di dalam tubuh. Pasien nantinya tidak perlu lagi  menjalani  dua  kali  operasi  untuk  pemasangan dan  pelepasan  material  implan  di  dalam  tubuh, karena proses osseointegrasi material implan dengan tulang sudah berjalan dengan baik di dalam tubuh .

## METODE PENELITIAN
Penelitian ini menggunakan 9 sampel spesimen uji Ti-6Al-4V ELI (bentuk plat persegi), dimensi 10 mm x 10 mm x 4 mm. Setelah spesimen dipotong, dilakukan  pengamplasan  dengan  menggunakan lembaran  amplas  silicon  carbida  dengan  ukuran mesh 800-1500, kemudian dipoles dengan menggunakan bubuk alumina. Setelah itu, spesimen dibersihkan menggunakan larutan aseton, etanol 70 %,  asam  nitrat  25  %  dengan  kondisi  pH  7,3  dan dicuci  dengan  air  murni  dengan  waktu  30  menit [11].  Kemudian  spesimen  direndam  dalam  larutan NaOH  1  mol  selama  1  jam  [12].  Pembersihan dilakukan  menggunakan  bak  ultrasonik  multi frekuensi dan dikeringkan dengan stirring hot plate selama 5 menit pada temperatur 50 0 C [11].
Dalam  penelitian  ini,  digunakan  pelapis hidroksiapatit  komersil  (Sigma  Aldrich,  USA), ukuran  200  nm  (nano).  Suspensi  dibuat  dengan  4
Jurnal Teknologi Dan Sistem Informasi Bisnis Vol. 6 No. 2  April 2024 Hal 286-290 http://jurnal.unidha.ac.id/index.php/jteksis
gram  serbuk  hidroksiapatit  ditambah  16.67  %  dan 20  %  massa  PVA-ZrO 2 yang  dicampurkan  dalam 100 ml larutan etanol dengan pH 4.0 menggunakan penambahan  larutan  HNO 3 [12].  Setelah  itu, dilakukan  homogenisasi  larutan  dengan  magnetic stirrer  selama  1  jam,  dilanjutkan  dengan  sonikasi dalam  bak  ultrasonik  selama  2  jam.  Hidroksiapatit yang  sudah  menempel  pada  permukaan  spesimen uji,  di-kering  angin-kan  selama  24  jam  pada temperatur  ruangan.  ZrO 2 yang  digunakan,  yakni merek XFNANO, nomor model XFI01-3, purity 95 %.
Pelapisan  hidroksiapatit  dalam  penelitian  ini, menggunakan  metode dip  coating .  Metode  ini dipilih karena mudah dilakukan dan biayanya tidak mahal [13]. Metode Dip Coating ini menggunakan kecepatan  penarikan  4  mm/s.  Ini  mengacu  hasil permukaan lapisan hidroksiapatit yang merata pada spesimen  uji  Ti-6Al-4V  dan  SS  316  L  pada penelitian  sebelumnya  [14-17].  Selanjutnya,  hasil lapisan  akan  dipadatkan  dengan  proses  sintering dengan  variasi  temperatur  800,  900  dan  950 0 C, heating  rate  5 0 C  /menit.  Setelah  dipanaskan, dilakukan  holding  selama  2  jam  agar  terjadi pemerataan  temperatur  pada  sampel,  diteruskan pendinginan di dalam tungku (annealing) selama 24 jam.  Sintering  ini  menggunakan  Vacuum  Tube Furnace GSL-1100 [16].
Untuk mengetahui daya rekat lapisan, digunakan metode cross-cut tape test . Pengujian ini menggunakan alat Cross Cutter Adhesion test , merk ETOPOO,  dengan  menggunakan transparent  tape : merk Scotch. Garis potongan cross cut test ini sesuai standar ASTM D3359 [18]. Standar ini menetapkan jumlah goresan (cut lines) dan jarak spasi antar garis berdasarkan  ketebalan  lapisan  (film  thickness):  6 garis;  spasi  1  mm  untuk  thickness  50-125  µm. Pengujian dilakukan dengan membuat goresan pada lapisan  hidroksiapatit  yang  menempel  pada permukaan  sampel  uji.  Setelah  itu,  dilanjutkan pemasangan  selotip  pada  seluruh  permukaan  yang telah digores. Selotip kemudian ditarik dengan sudut 180 derajat. Tingkat kerekatan akan diuji dari skala 0-5. (Skala  0  berarti  lebih  dari  65%  area  terangkat dan skala 5 adalah area yang terangkat sebesar 0 %).
Terakhir, pemeriksaan struktur mikro menggunakan  Scanning  Electron  Microscope (SEM) merek Hitachi, nomor S-3400 N, seri EMAX X-Act,  dan  mikroskop  optik  Stereo  Olympus  LG- PS2 yang digunakan untuk mengamati karakteristik morfologi hasil pelapisan [19].

## HASIL DAN PEMBAHASAN
Secara umum, daya rekat lapisan yang didapat pada  penelitian  ini,  sudah  cukup  bagus.  Pada Gambar 1 dapat dilihat nilai daerah yang terkelupas (removed  area)  paling  tinggi,  hanya  5,50  %.  Ini
didapat  pada  sampel  uji  pelapisan  dengan penambahan  16,67  %  PVA-ZrO 2 yang  dipanaskan pada T sintering 950 0 C. Sementara itu, hasil optimal untuk daya rekat lapisan, didapat pada pada sampel uji pelapisan dengan penambahan 20 % PVA-ZrO 2 yang dipanaskan pada T sintering 900 0 C , removed area :  2  %.  Selanjutnya,  sampel  uji  tanpa penambahan  PVA-ZrO 2 didapat removed  area sebesar 7,25 % pada T sintering 950 0 C.
Gambar 1. Prosentase removed area spesimen uji Ti-6Al-4V ELI terhadap % penambahan massa PVA-ZrO 2 .
Penambahan  PVA-ZrO 2 dapat  meningkatkan kekuatan lapisan adhesi spesimen uji Ti-6Al-4V ELI yang  dilapisi  hidroksiapatit.  Ini  dibuktikan  dengan prosentase  removed  area  yang  kecil  dibanding spesimen  uji  tanpa  dilapisi  ZrO 2 .  Hasil  optimal untuk daya rekat lapisan didapat pada penambahan 20 % ZrO 2 dengan T sintering 900 0 C. Removed area yang  didapat  sebesar  2  %.  Sementara  daya  rekat pelapisan  spesimen  uji  tanpa  penambahan  PVA- ZrO 2 didapat nilai removed area sebesar 7,25 %. Nilai removed  area yang  didapat  pada penelitian ini sedikit lebih baik dibanding penelitian Ficky  et  al  [4]  yang  menggunakan  metode  EPD. Dalam  penelitian  tersebut,  removed  area  yang didapat  sebesar  2,25  %  pada  tegangan  5V  dengan waktu deposisi selama 5 menit.
Jumlah  penambahan  massa  PVA-ZrO 2 pada suspensi  pelapisan  hidroksiapatit  juga  berpengaruh terhadap  kekuatan  daya  rekat.  Hasil  yang  didapat pada  penelitian  ini  menunjukkan  semakin  banyak penambahan  massa  PVA-ZrO 2 ,  daya  rekat  lapisan akan  semakin  kuat.  Ini  dibuktikan  nilai  removed area pada pada penambahan 20 % PVA-ZrO 2 lebih kecil  dibanding  nilai  removed  area  pada  pada penambahan 16,67 % PVA-ZrO 2 . Nilai  optimal removed  area sebesar  2  %  yang didapat pada penelitian ini, menunjukkan kekuatan adhesi  antara  lapisan  dan  material,  cukup  tinggi. PVA-ZrO 2 memiliki  daya  tahan  fraktur  karena memiliki sifat menyerap energi selama transformasi dari  susunan  atom  tetragonal  ke  susunan  atom monoklinik.  Ini  yang  menyebabkan  penyatuan
Jurnal Teknologi Dan Sistem Informasi Bisnis Vol. 6 No. 2  April 2024 Hal 286-290 http://jurnal.unidha.ac.id/index.php/jteksis
tulang dengan material implan (osseointegrasi) yang baik di dalam tubuh. Penambahan PVA-ZrO 2 yang tepat  akan  meningkatkan nilai  kekerasan pelapisan HA sehingga perlekatan Ti-6Al-4V dengan pelapis (substrat)  semakin  kuat,  dan  meminimalkan  retak [20].
Kekuatan adhesi lapisan hidroksiapatit terhadap permukaan  material  juga  dipengaruhi  temperatur sintering. Hasil penelitian menunjukkan daya rekat lapisan pada T sintering 900 0 C lebih baik dibanding T  sintering  800 0 C.  Ini  ditunjukkan  nilai  removed area  yang  kecil  pada  T  sintering  900 0 C.  Sintering pada  suhu  tinggi  meningkatkan  kekuatan  adhesi karena  peningkatan  difusi  partikel  di  bagian antarmuka  dan  memicu  difusi  ikatan  antara  unsur fosfor dan bahan. Selain itu, daya rekat lapisan juga dapat  dipengaruhi  oleh  persiapan  bahan  sebelum pelapisan  ( pre-treatment ).  Perendaman  bahan dengan  larutan  NaOH  tanpa  pemanasan  sebelum pelapisan  dapat  meningkatkan  daya  rekat  lapisan dan  mengurangi  delaminasi  terkait  peningkatan osseointegrasi [21-23].
Lapisan hidroksiapatit tampak menutupi hampir seluruh permukaan spesimen uji. Pada Gambar 2 [a-
d]  spesimen  uji  yang  dipanaskan  pada  T  sintering 800  dan  900 0 C,  tidak  terlihat  adanya  retakan.
Peningkatan  suhu  sintering  dapat  menghasilkan lapisan  hidroksiapatit  yang  lebih  padat.  Namun kelemahannya, suhu sintering yang tinggi juga bisa menyebabkan  permukaan  hidroksiapatit  retak, karena  titanium  paduan  mengalami  suhu  transisi  a ke  ß.  Retak  ini  dapat  dilihat  pada  Gambar  2  [e,f], adanya  lapisan  yang  kosong  (void)  dan  lepasnya ikatan pada bidang antarmuka (debonding) menyebabkan lapisan memiliki retakan mikro [24].
Gambar 2. Struktur mikro spesimen pada T sintering 800, 900 dan 950 0 C.
Seperti  diketahui,  sintering  diperlukan  untuk mendapatkan  peningkatan  kekuatan  adhesi  antar lapisan  pada  permukaan  material.  Meskipun  T sintering  tinggi  dapat  meningkatkan  pemadatan lapisan  (densifikasi)  dan  mengurangi  porositas, namun  pada  suhu  tinggi  tersebut,  menginisiasi terjadinya retak yang diawali dengan pengelupasan lapisan  tertentu.  Di  samping  itu,  retak  juga disebabkan  perbedaan  koefisien  ekspansi  termal. Saat sintering, koefisien ekspansi termal hidroksiapatit  (15,2  ×  10-6/  °C)  lebih  rendah dibanding koefisien ekspansi termal Ti-6Al-4V ELI (8,6  ×  10-6/  °C).  Karena  hidroksiapatit  memiliki koefisien  ekspansi  termal  yang  rendah  dibanding logam, makanya hidroksiapatit tak dapat menghantar kalor yang baik kepada Ti-6Al-4V ELI.
Hal  ini  mempengaruhi  perbedaan  muai  dan  susut antara  lapisan  dan  material  saat  pemanasan  dan pendinginan (proses sintering) sehingga
menghasilkan  tegangan  termal  dan  tegangan  tarik sisa yang akan mendorong terjadinya retak [25].

## SIMPULAN
Penambahan  PVA-ZrO 2 pada  suspensi lapisan hidroksiapatit dapat meningkatkan kekuatan daya rekat lapisan adhesi. Ini dibuktikan dengan angka removed area yang kecil dibanding spesimen uji tanpa dilapisi PVA-ZrO 2 . Prosentase penambahan  massa  PVA-ZrO 2 dan  peningkatan suhu  sintering  juga  berpengaruh  terhadap kekuatan  daya  rekat  lapisan  adhesi.  Semakin
Jurnal Teknologi Dan Sistem Informasi Bisnis Vol. 6 No. 2  April 2024 Hal 286-290 http://jurnal.unidha.ac.id/index.php/jteksis
besar  penambahan  massa  PVA-ZrO 2 dan  suhu sintering,  daya  rekat  lapisan  semakin  baik. Lapisan  hidroksiapatit  yang memiliki  daya  rekat kuat ini, dapat menyebabkan proses osseointegrasi dan biokompatibilitas yang baik di dalam  tubuh  manusia  untuk  kebutuhan  implan biomedis.

## UCAPAN TERIMAKASIH
Penelitian  ini  merupakan  Hibah  Penelitian Dosen  Pemula.  Terima  kasih  kami  ucapkan kepada  LPPM  Unidha  serta  rekan  dosen  dan mahasiswa yang terlibat dalam penelitian ini.

## DAFTAR PUSTAKA
[1]  Saleh  MM,  Saleh  MM,  Touny  AH,  Al-Omair  MA.
Biodegradable/biocompatible  coated  metal  implants  for orthopedic applications. Biomed Mater Eng 2016;27:87–99. https://doi.org/10.3233/BME-161568.
[2]  Albayrak  O,  El-Atwani  O,  Altintas  S.  Hydroxyapatite coating  on  titanium  substrate  by  electrophoretic  deposition method: Effects of titanium dioxide inner layer on adhesion strength  and  hydroxyapatite  decomposition.  Surf  Coatings Technol
2008;202:2482–7.
https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2007.09.031.
[3]  Mohseni  E,  Zalnezhad  E,  Bushroa  AR.  Comparative investigation  on  the  adhesion  of  hydroxyapatite  coating  on Ti-6Al-4V  implant:  A  review  paper.  Int  J  Adhes  Adhes 2014;48:238–57. https://doi.org/10.1016/j.ijadhadh.2013.09.030.
[4]  Gunawarman,  Affi  J,  Sutanto  A,  Putri  DM,  Juliadmi  D, Nuswantoro NF, et al. Adhesion Strength of Hydroxyapatite Coating on Titanium Alloy (Ti-6Al-4V ELI) for Biomedical Application.  IOP  Conf.  Ser.  Mater.  Sci.  Eng.,  vol.  1062, 2021. https://doi.org/10.1088/1757-899X/1062/1/012031.
[5]  Drevet R, Ben Jaber N, Fauré J, Tara A, Ben Cheikh Larbi A, Benhayoune  H.  Electrophoretic  deposition  (EPD)  of  nano- hydroxyapatite coatings with improved mechanical properties  on  prosthetic  Ti6Al4V  substrates.  Surf  Coatings Technol 2016;301:94–9.
https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2015.12.058.
[6]  Xia  W,  Fu  L,  Engqvist  H.  Critical  cracking  thickness  of calcium  phosphates  biomimetic  coating:  Verification  via  a Singh-Tirumkudulu  model.  Ceram  Int  2017;43:15729–34. https://doi.org/10.1016/j.ceramint.2017.08.134.
[7]  Guraksin  GE,  Bicer  EC,  Evcin  A.  Characterization  of Hydroxyapatite Coating on Ti6Al4V by Sol-gel Method. vol. 4. 2018. https://doi.org/10.22399/IJCESEN.379088.
[8]  Peron  M,  Torgersen  J,  Berto  F.  Effect  of  Zirconia  ALD coating  on  stress  corrosion  cracking  of  AZ31  alloy  in simulated  body  fluid.  Procedia  Struct.  Integr.,  vol.  18,
Elsevier B.V.; 2019, p. 538–48.
https://doi.org/10.1016/j.prostr.2019.08.198.
[9]  Jemat A, Ghazali MJ, Razali M, Otsuka Y, Rajabi A. Effects of  TiO2  on  microstructural,  mechanical  properties  and  in- vitro bioactivity of plasma sprayed yttria stabilised zirconia coatings for dental application. Ceram Int 2018;44:4271–81. https://doi.org/10.1016/j.ceramint.2017.12.008.
[10] Domínguez-Trujillo C, Ternero F, Rodríguez-Ortiz JA, Heise S,  Boccaccini  AR,  Lebrato  J,  et  al.  Bioactive  coatings  on porous  titanium  for  biomedical  applications.  Surf  Coatings Technol
2018;349:584–92. https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2018.06.037.
[11] Bai Y, Park IS, Lee SJ, Bae TS, Duncan W, Swain M, et al. One-step  approach  for  hydroxyapatite-incorporated  TiO  2 coating  on  titanium  via  a combined technique of  micro-arc oxidation  and  electrophoretic  deposition.  Appl  Surf  Sci
2011;257:7010–8. https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2011.03.058.
[12] Eraković S, Veljović D, Diouf PN, Stevanović T, Mitrić M,
Janaćković D, et al. The effect of lignin on the structure and characteristics  of  composite  coatings  electrodeposited  on titanium. Prog Org Coatings 2012;75:275–83.
https://doi.org/10.1016/j.porgcoat.2012.07.005.
[13] Beig  B,  Liaqat  U,  Niazi  MFK,  Douna  I,  Zahoor  M,  Niazi MBK.  Current  challenges  and  innovative  developments  in hydroxyapatite-based coatings on metallic materials for bone implantation: A review. Coatings 2020;10:1–29. https://doi.org/10.3390/coatings10121249.
[14] Binawidya  K,  Hr  JL,  Km  S.  Pengaruh  Penambahan Hidroksiapatit  dan  Waktu  Pencelupan  Terhadap  Pelapisan Logam  Stainless  Steel  dengan  Metode  Dip  Coating.  Jom FTEKNIK 2016;3:1–7.
[15] Hidayah  P  Husni.  Pelapisan  Hidroksiapatit  pada  Stainless Steel  316  L  Menggunakan  Metode  Dip  Coating  dengan Variasi  Rasio  Binder  Pati  Sagu  dan  Waktu  Pengadukan. 2016;50:3–10.
[16] Asri RIM, Harun WSW, Hassan MA, Ghani SAC, Buyong Z. A review of hydroxyapatite-based coating techniques: Sol- gel and electrochemical depositions on biocompatible metals. J Mech Behav Biomed Mater 2016;57:95–108. https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2015.11.031. [17] Pascasarjana S. Ti-6Al-4V TERLAPIS HIDROKSIAPATIT-GELATIN
MENGGUNAKAN METODE  DIP-COATING  TERMODIFIKASI  SEBAGAI IMPLAN TULANG SILVIA MONICA. 2017.
[18] Li  Q,  Ye  W,  Gao  H,  Gao  L.  Improving  the  corrosion resistance of ZEK100 magnesium alloy by combining high- pressure  torsion  technology  with  hydroxyapatite  coating. Mater Des
2019;181:107933. https://doi.org/10.1016/j.matdes.2019.107933.
[19] Soon G, Pingguan-Murphy B, Lai KW, Akbar SA. Review of  zirconia-based  bioceramic:  Surface  modification  and cellular response. Ceram Int 2016;42:12543–55. https://doi.org/10.1016/j.ceramint.2016.05.077.
[20] Schünemann FH, Galárraga-Vinueza ME, Magini R, Fredel M, Silva F, Souza JCM, et al. Zirconia surface modifications for  implant  dentistry.  Mater  Sci  Eng  C  2019;98:1294–305. https://doi.org/10.1016/j.msec.2019.01.062.
[21] Harun  WSW,  Asri RIM,  Sulong  AB,  Ghani  SAC,  Ghazalli Z.  Hydroxyapatite-Based  Coating  on  Biomedical  Implant. Hydroxyapatite - Adv. Compos. Nanomater. Biomed. Appl.
Its Technol. Facet., 2018.
https://doi.org/10.5772/intechopen.71063.
[22] Biokeramik  SB.  The  Preparation  of  Hydroxyapatite  – Zirconia  Composites  as  Bioceramic  Materials  2018;27:40– 50.  Sulistyo  S.  Dampak  Proses  Sintering Material  Keramik pada  Sifat  Mekanik  dan  Dimensi  Suatu  Produk.  Rotasi 2019;20:244. https://doi.org/10.14710/rotasi.20.4.244-248.
[23] Juliadmi  D,  Harlendri,  Hon  Tjong  D,  Manjas  M, Gunawarman.  The  Effect  of  Sintering  Temperature  on Bilayers  Hydroxyapatite  Coating  of  Titanium  (Ti-6Al-4V) ELI  by  Electrophoretic  Deposition  for  Improving Osseointegration. IOP Conf. Ser. Mater. Sci. Eng., vol. 547, 2019. https://doi.org/10.1088/1757-899X/547/1/012005.
[24] Juliadmi D, Oktaviana D, Hon D, Manjas M. Hydroxyapatite Bilayers  Coating  on  Screw  Implant  Ti6Al4V  ELI  with Electrophoretic Deposition Method for Improving Osseointegration 2018;51:14–8.
[25] Gnanavel  S,  Ponnusamy  S,  Mohan  L.  Biocompatible response of hydroxyapatite coated on near-β titanium alloys by  E-beam  evaporation  method.  Biocatal  Agric  Biotechnol 2018;15:364–9. https://doi.org/10.1016/j.bcab.2018.07.014.