Hasil Pencarian  ::  Simpan CSV :: Kembali

"Pembuatan baja cor tahan karat (cast stainless steel) membutuhkan salah satu unsur bahan baku yang sangat penting yaitu nikel murni. Kebutuhan nikel murni ini cukup tinggi sedangkan harganya paling tinggi diantara harga bahan baku lainnya dan saat ini masih diimpor. Telah dilakukan penelitian untuk memanfaatkan ferronikel dengan menambahkan unsur khrom yang hasilnya disebut ferronikelkhrom (Fe-Ni-Cr) lokal. Bahan tersebut juga telah diteliti sebagai bahan baku pembuatan material baja cor tahan karat. Meskipun cukup berhasil namun hasilnya kurang begitu memuaskan karena masih terdapat impurities pada hasil pemaduan.Penelitian ini bertujuan untuk memanfaatkan ferronikel sebagai bahan baku baja cor tahan karat disamping untuk mengetahui pengaruh prosentase penggunaan ferronikel (Fe-Ni) terhadap sifat mekanis, struktur mikro dan ketahanan korosi baja tahan karat austenitik SS 316 (CF8M). Diharapkan bahan baku lokal ini dapat menggantikan nikel impor sebagai bahan baku baja cor tahan karat.Pada penelitian ini Fe-Ni lokal ditambahkan pada bahan baku coran lain dengan penambahan prosentase sebanyak 0%, 23 %, 45 % dan 70 %. Dari masing-masing prosentase tersebut dilakukan proses pengecoran (foundry), dibuat sampel untuk uji komposisi, uji tarik, uji kekerasan, uji ketangguhan, analisa struktur mikro baik dengan mikroskop optik maupun SEM (Scanning Electron Microscope) dan pengujian korosi.Hasil penelitian menunjukan bahwa semua sampel yang dibuat memiliki komposisi kimia sesuai standar SS 316 (CF8M) sehingga bahan baku Fe-Ni dapat dimanfaatkan sebagai bahan baku baja cor tahan karat SS 316 meskipun masih ditemukan adanya impurities pada setiap prosentase penambahan Fe-Ni. Pada semua prosentase Fe-Ni kekuatan tarik dan kekerasan yang didapat masih dibawah SS 316 standar namun lebih ulet darpada SS 316 standar."

"Pada penelitian ini dilakukan anodisasi menggunakan elektrolit 1 M KOH pada suhu 25°C selama 20 detik dengan variasi tegangan 10, 20, dan 30 V. Uji bioaktivitas dilakukan selama 14 hari didalam larutan Simulated Body Fluid (SBF) berdasarkan ISO 23271-2007. Pengamatan permukaan dengan mikroskop optik menunjukkan bahwa lapisan oksida anodik memiliki struktur berpori. Penampang lintang lapisan oksida diuji dengan FE-SEM menunjukkan ketebalan lapisan meningkat yaitu 199; 436; dan 1199 nm untuk lapisan yang terbentuk pada 10, 20, dan 30 V. Kekerasan lapisan oksida anodik sedikit meningkat: 327,80 ± 2,05; 332,40 ± 2,60; dan 342,80 ± 2,95 HV untuk tegangan 10, 20, dan 30 V, sedangkan substrat memiliki kekerasan 325,8 ± 5,54 HV. Uji Open Circuit Potential (OCP) menunjukkan kenaikan nilai potensial, hal ini sejalan dengan hasil uji polarisasi dimana rapat arus korosi menurun secara berurutan yaitu 1,99 x 10-7; 1,78 x 10-7; dan 3,65 x 10-8A/cm2 untuk masing-masing tegangan 10, 20, 30 V. Setelah uji bioaktivitas selama 14 hari, hasil uji SEM belum menunjukkan adanya deposisi apatit di permukaan sampel. Hal ini kemungkinan disebabkan oleh waktu uji yang relatif singkat, lapisan yang bersifat amorf, dan ukuran pori yang relatif kecil, yaitu nanometer.

---

In this study, anodization was carried out using 1 M KOH electrolyte at 25°C for 20 seconds with a voltage variation of 10, 20, and 30 V. Bioactivity tests were carried out for 14 days in a Simulated Body Fluid (SBF) solution based on ISO 23271-2007. Observation of the surface with an optical microscope shows that the anodic oxide layer has a porous structure. The cross-section of the oxide layer tested by FE-SEM showed an increased layer thickness of 199; 436; and 1199 nm for layers formed at 10, 20, and 30 V. The hardness of the anodic oxide layer increased slightly: 327.80 ± 2.05; 332.40 ± 2.60; and 342.80 ± 2.95 HV for 10, 20, and 30 V, while the substrate had a hardness of 325.8 ± 5.54 HV. The Open Circuit Potential (OCP) test shows an increase in the potential value, this is in line with the results of the polarization test where the corrosion current density decreases sequentially, 1.99 x 10-7; 1.78 x 10-7; and 3.65 x 10-8A / cm2 for each voltage 10, 20, 30 V. After bioactivity testing for 14 days, SEM test results have not shown the presence of apatite deposition on the sample surface. This is likely due to the relatively short test time, the amorphous layer, and the relatively small pore size, nanometer."

"Metode elektroforesis menawarkan proses pelapisan hidroksiapatit (HA) diatas permukaan logam yang relatif murah, mudah, dan hasil yang homogen. Struktur lapisan sangat ditentukan oleh parameter proses yang dapat dikontrol selama proses pelapisan. Pada penelitian ini digunakan metode elektroforesis untuk melapisi hidrokstiapatit di atas logam Ti. Tegangan divariasikan 20, 30, dan 40 V pada waktu konstan 30 menit. Pengaruh sintering dipelajari dengan memanaskan sebagian sampel pada suhu 950 °C selama 2 jam. Hasil FTIR menunjukkan tidak ada perubahan fasa HA pada serbuk dan lapisan yang dibuktikan dengan kesamaan posisi puncak karbonat (CO₃^2-) dan posfat (PO₄^3-). Tegangan optimum untuk menumbuhkan lapisan HA dengan tebal ~50 µm dan jumlah retakan minimum adalah 30 V. Walau ketebalan meningkat dengan tegangan, namun tegangan 20 dan 40 V menghasilkan lapisan HA yang mengandung banyak pori dan retakan. Ketahanan korosi yang baik diperoleh pada HA yang dideposisi pada tegangan 30 V, yang ditunjukkan oleh nilai resistansi polarisasi tertinggi yaitu 200 kΩ.cm² satu orde diatas lapisan yang lain pada spectra EIS, serta nilai Icorr terkecil yaitu  8,53x10^-9 A.cm^-2 yaitu 10x dan 100x lebih kecil dari lapisan 20 dan 40 V pada hasil polarisasi potensiodinamik. Pengaruh sintering belum dapat dianalisis karena data yang diperoleh belum lengkap. Namun, hasil SEM menunjukkan bahwa sintering menimbulkan banyak retakan pada lapisan yang dapat menurunkan nilai proteksi terhadap korosi. Uji bioaktivitas dilakukan dengan perendaman sampel dalam larutan Simulated Body Fluid (SBF) selama 28 hari pada suhu 37°C belum menunjukkan penebalan lapisan HA.

---

The electrophoresis method offers a hydroxyapatite (HA) coating process on a metal surface that is relatively inexpensive, easy, and has homogeneous results. The structure of the layer is largely determined by the process parameters that can be controlled during the coating process. In this study the electrophoresis method was used to coat the hydroxyapatite on Ti metal. The voltage varies 20, 30, and 40 V at a constant time of 30 minutes. The effect of sintering was studied by heating a part of the sample at 950 ° C for 2 hours. FTIR results showed no changes in the HA phase of the powder and layers as evidenced by the similarity of the positions of the carbonate (CO₃^2-) and phosphate (PO₄^3-) peaks. The optimum stress for growing HA layers is ~ 50 µm thick and the minimum number of cracks is 30 V. Although thickness increases with stress, stresses of 20 and 40 V produce HA layers that contain many pores and cracks. Good corrosion resistance is obtained at HA deposited at a voltage of 30 V, which is indicated by the highest polarization resistance value of 200 kΩ.cm2 one order above the other layers in the EIS spectra, as well as the smallest Icorr value of 8.53x10-9 A.cm- 2 namely 10x and 100x smaller than the 20 and 40 V layers of the potentiodynamic polarization results. The effect of sintering cannot be analyzed because the data obtained is not complete. However, SEM results show that sintering causes many cracks in the coating which can reduce the value of protection against corrosion. Bioactivity tests were carried out by immersing the sample in a Simulated Body Fluid (SBF) solution for 28 days at 37°C but it did not show thickening of the HA layer."

"Ti-6Al-4V merupakan paduan implan komersil yang telah digunakan secara klinis sebagai bahan implan permanen dikarenakan sifat mekanik dan bioaktivitasnya. Namun penelitian lebih lanjut menyatakan bahwa salah satu elemen paduan yaitu V dapat menyebabkan toksisitas jika digunakan dalam jangka waktu penggunaan yang panjang. Dalam hal ini, elemen V digantikan oleh elemen yang lebih non-toksik yaitu Nb. Penelitian ini dilakukan untuk mengkarakterisasi paduan Ti-6Al-7Nb serta membandingkan sifat mekanik, korosi, dan bioaktivitas dengan paduan Ti-6Al-4V. Perlakuan panas diberikan pada sampel Ti-6Al-7Nb dan membandingkannya dengan tanpa perlakuan panas. Proses pemanasan dilakukan dengan tahapan: solution treatment pada 970ºC selama 1 jam dilanjutkan dengan oil quenching dan aging 500ºC selama 8 jam. Struktur mikro pada paduan Ti-6Al-7Nb sebelum dan setelah perlakuan panas tersusun atas fasa α dan β pada batas butir α dengan fasa α berupa lamellar dan acicular. Hasil XRD menunjukkan bahwa fasa yang terdapat pada paduan terdiri dari tiga fasa, yaitu fasa α, α" dan β. Terjadi penurunan fasa α pada paduan Ti-6Al-7Nb setelah diberi perlakuan panas. Kekerasan Vickers Ti-6Al-7Nb menurun dari 396.2 ± 13.66 HV menjadi 377.2 ± 12.69 HV. Selain itu, terjadi penurunan nilai elongasi dari 8,5 % ke 3,8 %, dan peningkatan nilai Ultimate Tensile Strength dari 885 MPa menjadi 956 Mpa, serta peningkatan nilai Yield Strength dari 759 MPa menjadi 903 MPa. Hal tersebut disebabkan oleh berkurangnya fasa α di dalam paduan. Hasil uji potensial-korosi bebas menunjukkan nilai potensial sebesar 0,01 VAg/AgCl dan -0,15 VAg/AgCl untuk sampel Ti-6Al-7Nb sebelum dan setelah perlakuan panas, dimana nilai tersebut lebih tinggi dibanding sampel komersil Ti-6Al-4V (-0,25 VAg/AgCl). Hal ini sejalan dengan hasil yang diperoleh pada uji polarisasi. Hasil EIS menunjukkan adanya peningkatan ketahanan korosi paduan Ti-6Al-7Nb dibanding Ti-6Al-4V, yang ditunjukkan dengan tingginya nilai resistansi polarisasi yaitu 35890 Ωcm2 menjadi 117687 Ωcm2 setelah diberi perlakuan panas, sedangkan untuk sampel Ti-6Al-4V nilai resistensi polarisasi yaitu 200616 Ωcm2. Hasil uji bioaktivitas menunjukkan bahwa belum ada apatit yang terbentuk pada kedua sampel Ti-6Al-7Nb sebelum dan setelah perlakuan panas walaupun sampel telah diaktifasi di dalam larutan basa.

---

Ti-6Al-4V is a commercial implant alloy that has been used clinically as a permanent implant material due to its mechanical and bioactivity properties. However, further research states that the alloy element, V, causes toxicity if used for a long period of time. In this case, V is replaced by a more non-toxic element, Nb. This research was conducted to characterize Ti-6Al-7Nb alloys on its mechanical properties, corrosion, and bioactivity and compare it with commercial samples Ti-6Al-4V. The heat treatment was given to one of the Ti-6Al-7Nb samples and compared it with the Ti-6Al-7Nb without heat treatment. The heat treatment in form of solution treatment at 970ºC for 1 hour followed by oil quenching and aging at 500ºC for 8 hours. The microstructure of Ti-6Al-7Nb alloys before and after heat treatment is composed of α and β phases at the α boundary which the α phases is in the form of lamellar and acicular. The results of XRD shows that the phase which is found in an alloy consisting of three the phase, that is the phase α, α" and β. Hardness Vickers Ti-6Al-7Nb decreased from 396.2 ± 13.6 to 377.2 ± 12.6 HV. The elongation decreased from 8.5 % to 3.8 %, the value of ultimate tensile strength increased from 885 Mpa to 956 Mpa, and the value yield strength rises from 759 Mpa to 903 Mpa after heat treatment. This is caused by the decreased of phase α in the alloy. The results of Open Circuit Potential shows that the potential value of Ti-6Al-7Nb before and after heat treatment is 0,01 VAg/AgCl and -0,15 VAg/AgCl respectively, which higher than commercial Ti-6Al-4V (-0,25 VAg/AgCl). This is in line with the result of polarization test. The EIS results showed an increase in the corrosion resistance of Ti-6Al-7Nb alloy compared to Ti-6Al-4V, as indicated by the high polarization resistance value of 35890 Ωcm2 to 117687 Ωcm2 after heat treatment, while for the Ti-6Al-4V sample the value of resistance the polarization is 200616 Ωcm2. The results of the bioactivity test showed that no apatite was formed in both Ti-6Al-7Nb before and after heat treatment even though the sample had been activated in a basic solution."