http://jurnal.umsb.ac.id/index.php/RANGTEKNIKJOURNAL

## PENGARUH PENAMBAHAN PVA TERHADAP PENGURANGAN RETAK LAPISAN HIDROKSIAPATIT PADA Ti-6Al-4V ELI UNTUK APLIKASI BIOMEDIS
SANNY ARDHY 1 , ISLAHUDDIN 2
Prodi Teknik Mesin, Universitas Dharma Andalas 1,2
Email: sannyardhy@gmail.com 1 , email: islahuddin@unidha.ac.id 2
DOI: http://dx.doi.org/10.31869/rtj.v7i1.4664
Abstract : Ti-6Al-4V Extra Low Interstitial (ELI), one of the types of titanium alloys most widely used for orthopedic implants. However, the downside is that titanium is less bioactive. Therefore, Ti-6Al- 4V  ELI  needs  to be  coated  with  hydroxyapatite  to  obtain good osseointegration  in  the  human body. However, the results of several studies show that there are still many cracks found in the surface layer of hydroxyapatite. This research aims to reduce cracks in the Ti-6Al-4V ELI layer. The trick is to add PVA  to  strengthen  the  hydroxyapatite  layer.  This  study  uses  the  Dip  Coating  coating  method.  The hydroxyapatite  used  is  commercial  hydroxyapatite,  nano-sized.  This  hydroxyapatite  will  later  be mixed  with Polyvinyl Alcohol (PVA, 17% and 20% by weight). After the specimens  were  coated, the sintering process was continued at temperatures of 800 0 C, 900 0 C and 950 0 C. Then, microstructure examination was carried out using an optical microscope and Scanning Electron Microscope (SEM). The  research  results  obtained,  the  addition  of  PVA  can  reduce  cracks  in  the  coating  of  the  test specimen.  Optimal  results  were  obtained  by  adding  PVA  (20%  weight),  at  900 0 C  T  sintering.  The surface of the implant material is evenly coated and no cracks are found.
Keywords: Ti-6Al-4V ELI; hydroxyapatite; PVA; dip coating; crack.
Abstrak: Ti-6Al-4V Extra Low Intertitial (ELI), salah satu jenis titanium paduan yang paling banyak digunakan untuk implant ortopedi. Namun kekurangannya, titanium ini memiliki sifat kurang bioaktif. Karena  itu,  Ti-6Al-4V  ELI  perlu  dilapisi  hidroksiapatit  agar  didapat  osseointegrasi  yang  baik  di dalam tubuh manusia. Sungguhpun demikian, hasil beberapa penelitian menyebutkan, masih banyak ditemukan retak pada lapisan permukaan hidroksiapatit. Penelitian ini bertujuan untuk mengurangi retak  pada  lapisan  Ti-6Al-4V  ELI.  Caranya  yakni  dengan  menambahkan  PVA  untuk  penguatan lapisan  hidroksiapatit.  Penelitian  ini  menggunakan  metode  pelapisan  Dip  Coating.  Hidroksiapatit yang  digunakan  yakni  hidroksiapatit  komersil,  berukuran  nano.  Hidroksiapatit  ini  nantinya  akan dicampur  dengan  Polyvinyl  Alcohol  (PVA,  17  %  dan  20  %  weight).  Setelah  specimen  dilapisi, dilanjutkan  proses  sintering  pada  temperatur  800 0 C,  900 0 C  dan  950 0 C.  Kemudian,  dilakukan pemeriksaan  struktur  mikro  menggunakan  mikroskop  optik  dan  Scanning  Electron  Microscope (SEM).  Hasil  penelitian  didapat,  penambahan  PVA  dapat  mengurangi  retak  pada  lapisan  specimen uji.  Hasil  optimal  didapat  pada  penambahan  PVA  (20  %  weight),  pada  T  sintering  900 0 C. Permukaan material implan terlapisi secara merata dan tidak ditemukan retak.
Kata kunci: Ti-6Al-4V ELI; hidroksiapatit; PVA; dip coating; retak.

## A. Pendahuluan
Ti-6Al-4V Extra  Low  Intertitial (ELI),  salah  satu  jenis  titanium  paduan  yang  paling  banyak digunakan  untuk  implan  ortopedi.  Titanium  ini  memiliki  sifat  mekanik  yang  lebih  baik  dibanding titanium  murni  (CpTi)  dan  Ti-6Al-4V  [1].  Titanium  ini  juga  memiliki  modulus  elastisitas  yang rendah,  hampir  mendekati  modulus  elastisitas  tulang  manusia.  Namun  kekurangannya,  titanium  ini memiliki sifat kurang bioaktif [2]. Karena itu, Ti-6Al-4V ELI perlu dilapisi hidroksiapatit (HA) agar didapat proses penyatuan implan dengan tulang (osseointegrasi) yang baik di dalam tubuh [3].
Sungguhpun  demikian,  hasil  beberapa  penelitian  menyebutkan,  masih  banyak  ditemukan  retak pada  lapisan  permukaan  HA  [4-12].  Retak  ini  dikhawatirkan  akan  memicu  kegagalan  proses implantansi. Hal ini yang menjadi urgensi penelitian. Yakni, perlu dilakukan upaya untuk mengurangi retak  pada  pelapisan  material  implan  tersebut  [13].  Salah  satunya,  dengan  melakukan  penambahan
http://jurnal.umsb.ac.id/index.php/RANGTEKNIKJOURNAL
Polyvinyl  Alcohol (PVA)  pada  suspensi  HA  [14-17].  Urgensi  penelitian  ini  juga  bermanfaat  bagi aplikasi  biomedis,  khususnya  mendapatkan  ikatan  adhesi  lapisan  material  implan  yang  kuat,  yang diharapkan  nantinya  mampu  meningkatkan  osseointegrasi  dan  mengurangi  efek  inflamasi  dari implantasi [18].
Penelitian ini bertujuan untuk mendapatkan formulasi produk lapisan HA yang tipis dan merata di seluruh  permukaan  Ti-6Al-4V  ELI  melalui  metode  pelapisan  celup  cepat  ( Dip  Coating ),  serta mendapatkan daya rekat ( adhesi ) lapisan HA yang baik, sehingga lapisan HA tidak mudah retak saat proses pemadatan lapisan (sintering) [19].
Retak  pada  pelapisan  HA  disebabkan  kurang  kuatnya  daya  rekat  lapisan  HA  pada  permukaan material  implan  [4].  Seperti  diketahui,  HA  merupakan  biokeramik  yang  bersifat  rapuh  ketika dipanaskan  (sintering)  untuk  pemadatan  lapisan.  Saat  pemanasan,  logam  memiliki  regangan  yang besar,  sementara  HA  memiliki  regangan  yang  kecil.  Kondisi  inilah  yang  mengakibatkan  tegangan termal yang mendorong terjadinya retakan [20].
Sejumlah  penelitian  menyebutkan,  awalnya  retak  disebabkan  lapisan  HA  yang  tebal  dan  tidak merata  terlapisi  di  daerah  permukaan  [20].  Kondisi  ini  menyebabkan  retak  pada  permukaan  lapisan saat  proses  sintering.  Semakin  banyak  terjadi  penumpukan  (aglomerasi)  HA,  semakin  banyak  pula ditemukan keretakan pada lapisan [4].
Hal  inilah  yang  menjadi  rumusan  permasalahan  yang  akan  diteliti.  Yakni  untuk  melihat bagaimana pengaruh penambahan PVA pada suspensi HA untuk menghasilkan lapisan yang tipis dan merata  di  seluruh  permukaan  lapisan  material  implan.  Selanjutnya,  juga  untuk  melihat  bagaimana pengaruh penambahan PVA terhadap peningkatan daya rekat lapisan saat proses sintering nantinya.
Pendekatan pemecahan masalah dilakukan dengan studi literatur penelitian lima tahun terakhir [4- 12].  Yakni  melihat  referensi  penelitian  serupa  yang  membandingkan  metode  pelapisan Electro Phoretic  Deposition (EPD)  dan Dip  Coating .  Material  yang  digunakan  yakni  Ti-6Al-4V,  Ti-6Al-4V ELI, titanium TNTZ dan stainless steel . Suspensi yang digunakan yakni HA komersil dan HA tulang sapi [2, 11,12].
Berdasarkan state of the art di atas, dapat diambil gap penelitian, bahwa lapisan HA pada material implan cenderung mengalami retak ketika dipanaskan pada temperatur tinggi, di atas 800 °C [20]. Ini disebabkan  daya  rekat  lapisan  HA  yang  kurang  kuat  pada  temperatur  sintering  yang  tinggi.  Hal  ini menjadi entry  point untuk  menciptakan  kebaruan  ( novelty )  dalam  penelitian  ini.  Yakni  penambahan PVA  untuk  meningkatkan  daya  rekat  dan  mengurangi  retak  lapisan,  terutama  pada  suhu  sintering tinggi di atas 800 °C [14].
Ada dua hipotesis kenapa perlu ditambahkan PVA dalam penelitian ini. Pertama, PVA memiliki sifat  tahan  retak  dan  kekuatan  lentur  ( flexural  strength )  yang  baik  karena  dapat  menyerap  energi selama  transformasi  dari  struktur  tetragonal  menjadi  monoklinik  saat  temperatur  pemanasan  di  atas 800 °C [15].
Kedua, PVA dapat menghantar kalor yang baik kepada Ti-6Al-4V ELI karena koefisien ekspansi termal PVA hampir mendekati koefisien ekspansi termal Ti-6Al-4V ELI [16]. Ikatan fasa PVA pada lapisan HA menjadi penghalang difusi, untuk melindungi retak pada lapisan.
PVA adalah polimer  sintetis yang memiliki sifat biokompatibel dan adhesi  yang baik [17]. PVA ini  nantinya  akan  menjadi  penghalang  difusi,  untuk  melindungi  retak  pada  lapisan.  Dalam  hal  ini, PVA berfungsi sebagai penahan agar ikatan adhesi pada material dan suspensi HA tidak tertarik saat terjadinya  proses  pemanasan.  Dengan  adanya  permukaan  lapisan  yang  tidak  mudah  retak  ini,  sangat diharapkan untuk meningkatkan osseointegrasi dan mengurangi efek inflamasi dari implan.

## B. Metodologi Penelitian
Metode  penelitian  ini  berupa  penelitian  eksperimental  (pengujian)  dengan  menggunakan  metode kualitatif dan kuantitatif. Metode pelapisan yang digunakan yakni metode celup cepat ( Dip Coating ) [19].  Variabel  penelitian  meliputi  variasi  prosentase weight (wt%)  PVA  dan  HA,  serta  variasi temperatur  sintering.  Secara  umum,  penelitian  ini  dibagi  dalam  enam  langkah  tahapan  pengerjaan.
http://jurnal.umsb.ac.id/index.php/RANGTEKNIKJOURNAL
Yakni  persiapan  spesimen  uji,  persiapan  suspensi,  proses  pelapisan,  proses  sintering,  pengukuran ketebalan, pengamatan karakteristik morfologi dan pemeriksaan struktur mikro.
Pertama, tahapan metode penelitian dimulai persiapan spesimen uji. Penelitian ini menggunakan 9 buah  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  [21]. Selanjutnya,  spesimen  dibersihkan  dengan  larutan  aseton,  etanol  70  %,  asam  nitrat  25  %  dengan kondisi  pH  7,3  dan  dicuci  dengan  air  murni  (Aquades)  selama  30  menit  [21].  Kemudian  spesimen direndam  selama  1  jam  dalam  larutan  NaOH  1  mol  [12].  Pembersihan  terakhir  menggunakan  bak ultrasonik multi frekuensi dan dikeringkan dengan stirring hot plate selama 5 menit pada temperatur 50 0 C [21]. Indikator capaian pada tahap pertama ini; memastikan permukaan spesimen uji yang rata, bersih dan bersifat kesat sehingga mudah untuk dilapisi HA.
Kedua,  setelah  tahap  persiapan  spesimen  uji,  dilanjutkan  tahap  persiapan  suspensi.  Untuk suspensi lapisan, digunakan hidroksiapatit komersil (Sigma Aldrich, USA) ukuran nano (200 nm) dan PVA  ukuran  nano, purity 95  %.    Dipilihnya  ukuran  nano  dalam  suspensi  ini,  untuk  menghasilkan lapisan HA yang bersifat tipis. Suspensi dibuat dengan 4 gram serbuk hidroksiapatit ditambah 17 wt% dan  20  wt%  PVA  yang  dicampurkan  dalam  100  ml  larutan  etanol  pada  pH  4.0  menggunakan penambahan larutan HNO 3 [22]. Setelah itu, dilakukan homogenisasi larutan dengan magnetic stirrer selama  1  jam,  dan  dilanjutkan  dengan  sonikasi  dalam  bak  ultrasonik  selama  2  jam.  Hidroksiapatit yang  sudah  menempel  pada  permukaan  spesimen  uji,  dikeringkan  selama  24  jam  pada  temperatur ruangan.  Indikator  capaian  pada  tahap  kedua  ini;  didapatkan  suspensi  yang  homogen  dan  tidak menggumpal sehingga nantinya bisa didapatkan lapisan yang tipis dan merata.
Ketiga,  setelah  dilakukan  persiapan  spesimen  uji  dan  suspensi,  kemudian  dilanjutkan  proses pelapisan.  Untuk  pelapisan  ini,  digunakan  metode dip  coating .  Metode  ini  dipilih  karena  mudah dilakukan dan biayanya tidak mahal [19]. Pencelupan dilakukan dengan kecepatan penarikan 4 mm/s, mengacu hasil lapisan hidroksiapatit yang merata pada penelitian sebelumnya [19]. Indikator capaian pada  tahap  ketiga  ini;  didapatkan  hasil  pelapisan  yang  tipis  dan  homogen  sehingga  nantinya  bisa meminimalisir retakan saat proses pemadatan lapisan (sintering).
Selanjutnya, tahap keempat; hasil lapisan akan dipadatkan dengan proses sintering dengan variasi temperatur  800 0 C,  900 0 C,  dan  950 0 C,  dengan  laju  pemanasan    ( heating  rate )  5 0 C  /menit  [20]. Setelah  dipanaskan,  dilakukan holding selama  2  jam  agar  terjadi  pemerataan  temperatur  pada spesimen uji, dilanjutkan annealing selama 24 jam. Sintering ini menggunakan Vacuum Tube Furnace GSL-1100. Indikator capaian pada tahap keempat ini; didapatkan hasil pelapisan yang padat dan tidak mudah retak.
Kemudian, tahap kelima; dilakukan pengukuran ketebalan menggunakan alat uji Sanfix Thickness Gauge (µm),  Seri  GM  280,  dilanjutkan  pengukuran  cakupan  permukaan  ( surface  coverage )  lapisan dengan  menggunakan software  ImageJ [20].  Indikator  capaian  pada  tahap  kelima  ini;  untuk mendapatkan data ketebalan dan surface coverage lapisan.
Berikutnya,  tahap  keenam;  dilakukan  pengamatan  karakteristik  morfologi  hasil  lapisan  dengan menggunakan mikroskop optik  Stereo Olympus LG-PS2, seterusnya dilakukan pemeriksaan  struktur mikro dengan menggunakan Scanning Electrone Microscope (SEM) merek Hitachi (Japan), nomor S- 3400 N dan seri EMAX X-Act [23]. Indikator capaian pada tahap keenam ini; untuk melihat adanya retakan  atau  tidak  pada  pelapisan.  Untuk  melihat  prosentase  retak  lapisan,  dilanjutkan  penggunaan software  ImageJ [20].  Nantinya,  akan  dibandingkan  prosentase  pengurangan  retak  lapisan  spesimen uji tanpa penambahan PVA dengan penambahan PVA pada masing-masing temperatur sintering 800 0 C, 900 0 C, dan 950 0 C.
http://jurnal.umsb.ac.id/index.php/RANGTEKNIKJOURNAL

## C. Pembahasan dan Analisa
1. Morfologi hasil lapisan Dari hasil penelitian, secara umum dapat dilihat bahwa spesimen uji sudah terlapisi hidroksiapatit secara merata hampir di seluruh permukaan. Ini dapat dilihat dari gambar struktur mikro spesimen uji yang  diamati  dengan  menggunakan  mikroskop  optik  dan  SEM.  Penumpukan  hidroksiapatit  pada permukaan (aglomerasi) juga tidak banyak ditemukan.
Dari perhitungan software ImageJ , juga didapat cakupan permukaan ( surface coverage )  material implan  terlapisi  hidroksiapatit  sebesar  88.30  ±  1.99  %  hingga  89.58  ±  2.00  %  (lihat  Tabel  1). Selanjutnya,  lapisan  yang  didapat  yakni  lapisan  tipis  dengan  ketebalan  lapisan  87,57  ±  2,06  μm hingga  90,80  ±  4,12  μm.  Ini  sesuai  dengan  hasil  beberapa  penelitian  sebelumnya,  yakni  standar ketebalan lapisan hidroksiapatit untuk material implan sebesar 50-200 μm, Adapun parameter optimal yang  didapat  dalam  penelitian  ini,  penambahan  PVA    sebesar  20  %,  prosentase surface  coverage 89.58 ± 2.00 %, dengan ketebalan lapisan 90,80 ± 4,12 μm (lihat tabel 1). Hasil pengukuran ketebalan dan surface coverage spesimen uji ini juga dapat dilihat pada Gambar 1. Tabel 1. Ketebalan dan Surface Coverage Spesimen Uji PVA (wt %) Thickness (μm) Surface Coverage (%) 0 89,80 ± 1,98 88,30 ± 1,99 17 87,57 ± 2,06 88,97 ± 0,07 20 90,80 ± 4,12 89,58 ± 2,00
Lapisan  spesimen  uji  yang  disinter  pada  suhu  tinggi  900 0 C  ini,  tidak  ditemukan  retak.  Secara keseluruhan,  hasil  permukaan  lapisan  yang  merata  ini,  tentu  baik  untuk  proses  pemadatan (densifikasi) khususnya untuk meminimalisir retak saat proses sintering nantinya.
Gambar 1. Hasil pengukuran ketebalan lapisan dan surface coverage Ti-6Al-4V ELI terhadap % wt PVA.
2.  Pemeriksaan Retak Lapisan Setelah  melakukan  pengukuran  ketebalan  dan surface  coverage lapisan,  kemudian  dilakukan pemeriksaan  retak  lapisan  melalui  pengamatan  karakteristik  morfologi  spesimen  uji  seperti  yang ditunjukkan pada Gambar 2.
T sintering ( 0 C) 800 900 950
http://jurnal.umsb.ac.id/index.php/RANGTEKNIKJOURNAL
EISSN 2599-2090 92
0 % PVA
17 % PVA 20 % PVA
Gambar 2. Morfologi lapisan spesimen uji saat suhu sintering 800 0 C, 900 0 C, dan 950 0 C. Pada Gambar 2 dapat dilihat, pada temperatur sintering 800 0 C, retak lapisan tak ditemukan pada seluruh  spesimen  uji,  baik  yang  ditambah  PVA  ataupun  tidak.  Selain  disebabkan  lapisan  yang  tipis dan  merata,  tak  adanya  retak  ini  juga  disebabkan  temperatur  sintering  800 0 C  adalah  suhu  optimum yang mempengaruhi sifat kimia pelapis HA menjadi stabil (HA tidak mengalami perubahan struktur) karena memiliki daya rekat yang baik pada permukaan material. Pada temperatur sintering 800 0 C ini, tidak ada degradasi Ti-6Al-4V ELI dan juga tidak ada dekomposisi HA yang diinduksi oleh logam.
Sebaliknya,  pada  T  sintering  900 0 C,  retak  baru  ditemukan  pada  spesimen  uji  yang  dilapisi  HA tanpa penambahan PVA. Retak diinisiasi  sejumlah pengelupasan lapisan, yang menimbulkan lapisan kosong ( void ) dan lepasnya ikatan pada bidang antar muka ( debonding ), selanjutnya lapisan memiliki retakan mikro [10].
Seperti  diketahui,  sintering  diperlukan  untuk  pemadatan  lapisan,  Namun  kelemahannya,  suhu sintering  yang  tinggi  juga  bisa  menyebabkan  permukaan  HA  menjadi  retak,  karena  sifat  HA  yang rapuh ditambah terjadinya perbedaan koefisien ekspansi termal antara HA dan material selama proses sintering, yang menghasilkan tegangan termal mendorong terjadinya retak.
Di  samping  itu,  retak  juga  disebabkan  perbedaan  koefisien  ekspansi  termal  [11,  12].  Saat sintering, koefisien ekspansi termal HA (15,2 × 10-6/ °C) lebih rendah dibanding koefisien ekspansi termal  Ti-6Al-4V ELI (8,6 × 10-6/ °C). Karena HA memiliki koefisien ekspansi termal yang rendah dibanding  logam,  makanya  HA  tak  dapat  menghantar  kalor  yang  baik  kepada  Ti-6Al-4V  ELI. Perbedaan  muai  dan  susut  antar  lapisan  HA  dan  Ti-6Al-4V  ELI  ini  juga  menghasilkan  tegangan termal dan tegangan tarik sisa yang akan mendorong terjadinya retak [12].
Selanjutnya,  retak  juga  disebabkan  proses  pemadatan  yang  kurang  sempurna,  yakni  terjadinya perubahan temperatur yang terlalu cepat saat pemanasan ( shock termal ). Unsur etanol yang digunakan sebagai  pelarut  HA  terperangkap  dalam  rongga  yang  terbentuk  pada  proses  pelapisan.  Hal  ini  akan menimbulkan  retak  pada  permukaan  lapisan,  karena  etanol  yang  terperangkap  tersebut  menguap dengan cepat [12, 15].
http://jurnal.umsb.ac.id/index.php/RANGTEKNIKJOURNAL
EISSN 2599-2090
Namun  pada  T  sintering  900 0 C  ini,  retak  tak  ditemukan  pada  spesimen  uji  yang  dilapisi  HA dengan  penambahan  PVA  (17  %  dan  20  % wt).  Ini  mengindikasikan  adanya  pengaruh  penambahan PVA  untuk  meningkatkan  daya  rekat  lapisan.  Selanjutnya  pada  T  sintering  950 0 C, ditemukan  retak pada seluruh spesimen uji.

## D. Penutup
Dari hasil penelitian, secara umum dapat dilihat bahwa spesimen uji sudah terlapisi hidroksiapatit secara  merata  hampir  di  seluruh  permukaan.  Permukaan  Ti-6Al-4V  ELI  hampir  seluruhnya  tertutup oleh hidroksiapatit (dengan cakupan permukaan 89-91 %). Retak tak ditemukan pada T sintering 800 0 C,  900 0 C,  dan  950 0 C.  Retak  baru  ditemukan  pada  spesimen  uji  yang  dilapisi  hidroksiapatit  tanpa penambahan  PVA  pada  T  900 0 C,  dan  950 0 C.  Penambahan  PVA  pada  penelitian  ini  mampu meminimalkan  retak  pada  lapisan  hidroksiapatit  permukaan  Ti-6Al-4V  ELI.  Diharapkan  lapisan hidroksiapatit  yang  bebas  retak  pada    permukaan  Ti-6Al-4V  ELI  ini  dapat  menginisiasi  mineralisasi dan kemudian melakukan osseointegrasi dengan cepat di dalam tubuh.

## Ucapan Terima Kasih
Penulis mengucapkan terima kasih kepada Kementerian Dikti atas bantuan dana hibah Penelitian Dosen Pemula dengan Nomor Kontrak : 186/E5/PG.02.00.PL/2023 tertanggal 19 Juni 2023.

## Dafar Pustaka
[1] Gnanavel S, Ponnusamy S, Mohan L, Muthamizhchelvan C. In Vitro Corrosion Behaviour of Ti– 6Al–4V  and  316L  Stainless  Steel  Alloys  for  Biomedical  Implant  Applications.  J  Bio-  Tribo- Corrosion 2018;4:4–11. https://doi.org/10.1007/s40735-017-0118-8
[2] Priyadarshini  B,  Rama  M,  Chetan,  Vijayalakshmi  U.  Bioactive  coating  as  a  surface  modification technique  for  biocompatible  metallic  implants:  a  review.  J  Asian  Ceram  Soc  2019;7:397–406. https://doi.org/10.1080/21870764.2019.1669861.
[3] 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.
[4] 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.
[5] Jemat  A,  Ghazali  MJ,  Razali  M,  Otsuka  Y,  Rajabi  A.  Effects  of  TiO 2 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.
[6] Canillas  M,  Pena  P,  De  Aza  AH,  Rodríguez  MA.  Calcium  phosphates  for  biomedical applications. Bol La Soc Esp Ceram y
Vidr 2017;56:91–112.
https://doi.org/10.1016/j.bsecv.2017.05.001.
[7] Bi  Q,  Song  X,  Chen  Y,  Zheng  Y,  Yin  P,  Lei  T.  Zn-HA/Bi-HA  biphasic  coatings  on  Titanium: Fabrication,  characterization,  antibacterial  and  biological  activity.  Colloids  Surfaces  B Biointerfaces 2020;189:110813. https://doi.org/10.1016/j.colsurfb.2020.110813.
[8] Xu J, Aoki H, Kasugai  S, Otsuka M. Enhancement of mineralization on porous titanium surface by  filling  with  nano-hydroxyapatite  particles  fabricated  with  a  vacuum  spray  method.  Mater  Sci Eng C 2020;111:110772. https://doi.org/10.1016/j.msec.2020.110772.
[9] 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.
[10] Guillem-Marti J, Cinca N, Punset M, Cano IG, Gil FJ, Guilemany JM, et al. Porous titanium- hydroxyapatite composite coating obtained on titanium by cold gas spray with high bond strength
http://jurnal.umsb.ac.id/index.php/RANGTEKNIKJOURNAL
for biomedical applications. Colloids Surfaces B Biointerfaces 2019;180:245–53. https://doi.org/10.1016/j.colsurfb.2019.04.048.
[11] Harun  WSW,  Asri  RIM,  Alias  J,  Zulkifli  FH,  Kadirgama  K,  Ghani  SAC,  et  al.  A comprehensive  review  of  hydroxyapatite-based  coatings  adhesion  on  metallic  biomaterials. Ceram Int 2018;44:1250–68. https://doi.org/10.1016/j.ceramint.2017.10.162.
[12] Singh  A,  Singh  G,  Chawla  V.  Impact  of  post  coating  heat  treatment  on  the  behavior  of hydroxyapatite coatings: A review. Mater Today
Proc 2018;5:17525–32.
https://doi.org/10.1016/j.matpr.2018.06.068.
[13] Islam MT, Felfel RM, Abou Neel EA, Grant DM, Ahmed I, Hossain KMZ. Bioactive calcium phosphate–based glasses and ceramics and their biomedical applications: A review. J Tissue Eng 2017;8. https://doi.org/10.1177/2041731417719170.
[14] Limbong SF, Harsojuwono BA, Hartiati A. Pengaruh Pengaruh Konsentrasi Polivinil Alkohol dan Lama Pengadukan Pada Proses Pemanasan terhadap Karakteristik Komposit Biotermoplastik Maizena dan Glukomanan. J Ilm Teknol Pertan Agrotechno 2022;7:37.
https://doi.org/10.24843/jitpa.2022.v07.i01.p05.
[15] Tan  R,  Li  F,  Zhang  Y,  Yuan  Z,  Feng  X,  Zhang  W,  et  al.  High-Performance  Biocomposite Polyvinyl  Alcohol  (PVA)  Films  Modified  with  Cellulose  Nanocrystals  (CNCs),  Tannic  Acid (TA), and Chitosan (CS) for Food Packaging. J Nanomater 2021;2021.
https://doi.org/10.1155/2021/4821717.
[16] Kamoun EA, Kenawy ERS, Chen X. A review on polymeric hydrogel membranes for wound dressing  applications:  PVA-based  hydrogel  dressings.  J  Adv  Res  2017;8:217–33. https://doi.org/10.1016/j.jare.2017.01.005.
[17] Thangprasert A, Tansakul C, Thuaksubun N, Meesane J. Mimicked hybrid hydrogel based on gelatin/PVA for tissue engineering in subchondral bone interface for osteoarthritis surgery. Mater Des 2019;183:108113. https://doi.org/10.1016/j.matdes.2019.108113.
[18] Jeong J, Kim JH, Shim JH, Hwang NS, Heo CY. Bioactive calcium phosphate materials and applications  in  bone  regeneration.  Biomater  Res  2019;23:1–11.  https://doi.org/10.1186/s40824- 018-0149-3.
[19] Ayu  HM,  Izman  S,  Daud  R,  Krishnamurithy  G,  Shah  A,  Tomadi  SH,  et  al.  Surface Modification  on  CoCrMo  Alloy  to  Improve  the  Adhesion  Strength  of  Hydroxyapatite  Coating. Procedia Eng., vol. 184, 2017, p. 399–408. https://doi.org/10.1016/j.proeng.2017.04.110.
[20] 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.
[21] 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.
[22] Gnanavel  S,  Ponnusamy  S,  Mohan  L,  Radhika  R,  Muthamizhchelvan  C,  Ramasubramanian K.  Electrochemical  Behavior  of  Biomedical  Titanium  Alloys  Coated  with  Diamond  Carbon  in Hanks’  Solution.  J  Mater  Eng  Perform  2018;27:1635–41.  https://doi.org/10.1007/s11665-018- 3250-9.
[23] Dehghanghadikolaei A, Fotovvati B. Coating techniques for functional enhancement of metal implants for bone replacement: A review. Materials (Basel) 2019;12.
https://doi.org/10.3390/ma12111795