staff.ui.ac.idstaff.ui.ac.id/system/files/users/endang.suprastiwi/publication/1.8_buku_ilmiah... · Konsep ini meliputi tindakan pembuangan jaringan karies dan jaringan sehat gigi

1 Material Bioaktif Dalam Ruang Lingkup Perawatan Konservasi Gigi

BAB 1

Pendahuluan

Perawatan di bidang konservasi gigi, mencakup

perawatan pada jaringan keras gigi, pulpa dan periapeks.

Seiring dengan perkembangan teknologi di bidang kedokteran

gigi terjadi perubahan paradigma tujuan perawatan, yang

awalnya hanya menggantikan jaringan rusak menjadi ke arah

regenerasi jaringan. Hal tersebut menyebabkan terjadinya

perubahan konsep dalam perawatan konservasi gigi.

Konsep perawatan kelainan jaringan keras gigi/ karies

awalnya menganut konsep GV Black (1893) yaitu “extension

for prevention”. Konsep ini meliputi tindakan pembuangan

jaringan karies dan jaringan sehat gigi untuk keperluan retensi

restorasi dan pencegahan terjadinya karies sekunder. Konsep di

atas disebut juga sebagai “complete caries removal” yang dapat

membahayakan jaringan pulpa.1,2

Sejak 15 tahun yang lalu, terjadi perubahan konsep

perawatan karies, yaitu pembuangan jaringan karies hanya

dilakukan terbatas pada infected dentin, sedangkan affected

dentin tetap dipertahankan karena masih dapat mengalami

remineralisasi.3 Namun, prosedur ini dinilai terlalu invasif

sehingga tidak dianjurkan lagi terutama pada lesi karies yang

dalam.4 Menurut Shovelton & Crone (1968), walaupun telah

dilakukan ekskavasi secara menyeluruh pada lesi karies dalam,

40% dari bakterinya masih menetap pada beberapa tubuli

dentin yang terinfeksi.5,6,7 Di sisi lain, terdapat pemahaman baru

yang menyatakan bahwa karies adalah bukan penyakit infeksi

sehingga tidak membutuhkan pembuangan seluruh jaringan


infeksi, melainkan cukup mengubah keseimbangan ekologi dan

metabolik biofilmnya. Selain itu, proses remineralisasi masih

mungkin terjadi sehingga lesi karies dapat terhenti.

Berdasarkan pemahaman tersebut, maka pembuangan jaringan

karies dianjurkan mengikuti prinsip “selective caries removal

to soft dentin”. Menurut International and American

Associations for Dental Research (IADR) dalam International

Caries Consensus Collaboration (ICCC) pada tahun 2016,

prinsip tersebut disebut sebagai teknik pembuangan jaringan

karies dengan meninggalkan dentin lunak, yaitu sebagian

infected dentin dan seluruh affected dentin. Hal ini dilakukan

agar vitalitas pulpa dapat dipertahankan.8 Opal et.al (2014)

menyatakan bahwa untuk menjaga vitalitas pulpa dengan baik,

ketebalan minimal dentin yang harus ditinggalkan antara 0,25-

0,5 mm dari pulpa. Dengan ketebalan minimal dentin tersebut

diharapkan terjadi penyembuhan kembali pulpa dan odontoblas

masih tetap dapat dipertahankan.9

Remineralisasi pada dentin dapat terjadi secara klasik

dan non-klasik. Remineralisasi klasik terjadi apabila dentin ada

pada lingkungan yang banyak mengandung ion kalsium dan

fosfat. Remineralisasi klasik hanya berupa pengendapan kristal

pada dentin yang ada dan hanya menghasilkan remineralisasi

ekstra fibril. Di sisi lain, untuk terjadinya remineralisasi non-

klasik diperlukan material yang bersifat bioaktif. Material

bioaktif akan memicu proses remineralisasi secara biomimetik

dengan proses remineralisasi intrafibril.10

Perkembangan teknologi dalam ilmu biomedik

menyebabkan perubahan konsep perawatan endodontik ke arah

regenerasi endodontik. Perubahan konsep ini menganut prinsip

dasar biologi dengan membangun kembali kompleks pulpa-

dentin yang mengalami kerusakan. Menurut American


Association of Endodontists (AAE), regenerasi endodontik

adalah prosedur perawatan dengan prinsip dasar biologi untuk

mengganti struktur gigi yang rusak secara fisiologis dengan

membangun kembali kompleks dentin-pulpa.11 Melalui

regenerasi endodontik diharapkan terjadi penyembuhan

jaringan pulpa kembali dalam kondisi vital sehingga sistem

kompleks pulpa-dentin dapat berfungsi kembali.12 Regenerasi

endodontik sudah dilakukan sejak tahun 1961 oleh Nygaard-

Ostby dengan memanfaatkan bekuan darah sebagai media. Hal

tersebut karena bekuan darah banyak mengandung platelet dan

fibrin yang kaya akan growth factor sehingga dapat meginisiasi

terjadinya proliferasi dan diferensiasi dalam meregenerasi

jaringan.13 Dengan diperkenalkannya konsep rekayasa jaringan

oleh Langer & Vacant (1990), maka perawatan regenerasi

endodontik mulai dikembangkan lagi.14,15

Pulpa merupakan jaringan dengan vaskularisasi yang

bersifat low compliance dan tidak memiliki pembuluh darah

kolateral sehingga menyebabkan pulpa tidak dapat melakukan

self repair pada kondisi inflamasi yang berat. Keterbatasan ini

menyebabkan diperlukan sumber lain untuk merangsang

terjadinya penyembuhan. Scaffold dapat dimanfaatkan sebagai

media matriks ekstraseluler yang berfungsi sebagai media

pertumbuhuan dan diferensiasi sel pada proses regenerasi

jaringan.16,17 Penyembuhan jaringan pulpa hanya bersifat

sekunder sehingga diperlukan suatu matriks ekstraseluler untuk

merangsang terjadinya pembentukan jaringan ikat normal.

Matriks ekstraseluler mempunyai peran dalam proses

regenerasi jaringan pulpa yang salah satunya didapat dari bahan

sintetik dan alami yang bersifat bioaktif.18

Perubahan konsep perawatan konservasi gigi

berdampak pada pemanfaatan material bioaktif. Material


bioaktif adalah material yang dapat memicu terjadinya respon

biologis regenerasi jaringan lunak dan jaringan keras tubuh

yang melibatkan sinyal molekuler, cell-instructive dan growth

factor yang akan meregulasi terjadinya proliferasi, migrasi,

diferensiasi, protein expression dan proses mineralisasi.

Material bioaktif umumnya berbasis kalsium silikat dan

memiliki kandungan partikel hidrofilik yang bersifat bioaktif

serta mampu menghasilkan hidroksiapatit (HA). Material yang

digunakan pada bidang konservasi gigi harus mempunyai

karakteristik mudah dimanipulasi, secara radiografik terlihat

berbeda, stabil, tahan pada suasana lembab, dapat berikatan

dengan jaringan gigi, mempunyai efek anti bakteri,

biokompatibel dan bioaktif.19 Material bioaktif juga harus

bersifat biokompatibel dan dapat memicu biomineralisasi

jaringan dengan menginduksi deposisi jaringan keras dan

membentuk integrasi yang baik antara material dengan jaringan

disekitarnya.

Tujuan perawatan pada bedah endodontik yaitu

membuang jaringan terinfeksi di jaringan periapeks serta

menginduksi terjadinya regenerasi jaringan periapikal. Material

pengisi ujung akar yang digunakan selain dapat menutup ujung

akar secara tiga dimensi, juga harus memicu terjadinya

regenerasi jaringan periodonsium. Menurut Torabinejad-

Parirokh (2010), material penutup apikal harus mampu

menginduksi terbentuknya kalsium fosfat dan kalsium silikat

yang mempunyai peran penting terhadap terjadinya regenerasi

tulang.20 Adanya pH yang tinggi, yaitu antara 10.2 – 12.5 dan

adanya penglepasan substansi pada material penutup apikal

dapat mengaktifkan sementoblas dapat memicu terbentuknya

matriks pembentuk sementum.21


Seiring dengan perkembangan teknologi tersebut maka

saat ini dikembangkan material bioaktif yang berbahan dasar

kalsium silikat. Penglepasan ion kalsium dan peningkatan pH

berkaitan dengan proses terjadinya hidrasi pada material.

Material bioaktif akan mengalami hidrasi dengan melepaskan

beberapa ion yang dikandungnya, diantaranya adalah ion

kalsium. Reaksi pada permukaan material ini melepaskan dan

mengubah konsentrasi ion-ion terlarut yang akan memicu

terjadinya respons intraseluler dan ekstraseluler dan akan

mengkonduksi terjadinya pembentukan jaringan keras. Ion

kalsium merupakan ion yang dominan saat terjadinya reaksi

pada permukaan. Ion kalsium yang dilepas material bioaktif

berperan sebagai peningkat pH, bakterisid, menekan aktivitas

osteoklas, serta merangsang pembentukan fibroblas. Ion

kalsium juga dilaporkan dapat mengaktifkan Ca-dependent

Adenosine Triphosphatase (Ca-dependent ATPase) dan akan

bereaksi dengan karbon di jaringan kemudian membentuk

kalsium karbonat yang mengawali terjadinya remineralisasi.

Ion kalsium juga dibutuhkan untuk migrasi sel dan proses

diferensiasi.22

Sifat yang dimiliki oleh material bioaktif dalam bidang

konservasi gigi sering dimanfaatkan untuk berbagai keperluan,

antara lain sebagai agen kaping pulpa, siler saluran akar, atau

bahan untuk menutup perforasi. Beberapa bahan bioaktif yang

sering digunakan dalam bidang endodontik antara lain kalsium

hidroksida, semen ionomer kaca, mineral trioxide aggregate,

biodentin dan bioceramic.


BAB 2

Material Bioaktif

Biomaterial adalah material yang bersifat

biokompatibel, yaitu material yang mampu bertahan dalam

tubuh tanpa memberikan efek kerusakan jaringan dan

mempunyai kemampuan berinteraksi dengan sistem biologis.

Biomaterial diklasifikasikan dalam 3 kelompok yaitu: bioinert,

biodegradable dan bioaktif.

Bioinert merupakan material yang apabila ditempatkan

di tubuh manusia akan memiliki interaksi minimal dengan

jaringan sekitarnya, mempunyai lapisan oksida pada

permukaannya dan tidak berikatan secara kimia maupun

biologis sehingga sistem pelekatan hanya secara mekanis,

contohnya yaitu stainless stell, titanium, alumina dan zirconia.

Biodegradable merupakan material yang dapat terserap dan

dirancang untuk dapat diresorbsi secara perlahan dalam jangka

waktu tertentu dan menggantikan jaringan alamiah baru,

contohnya yaitu trikalsium fosfat [Ca3(PO4)2] dan kopolimer

asam poliollikolat. Bioaktif merupakan material yang dapat

berinteraksi dengan jaringan sekitarnya baik jaringan keras

maupun jaringan lunak dan didefinisikan sebagai suatu material

yang mengeluarkan respon biologis spesifik pada pertemuan

permukaan material dengan jaringan, dengan hasil berupa

pembentukan ikatan.23-25. Tingkat bioaktivitas suatu material

ditentukan dengan indeks bioaktivitas sebagai parameter.23,27 Bioaktivitas menyebabkan terjadi modifikasi kinetik

pada permukaan material dan dapat berikatan secara biokimia

dan biologi, memiliki respon biologis khas pada permukaannya


sehingga terbentuk ikatan antar jaringan dan material. Reaksi

yang terjadi adalah pertukaran ion antara material dengan

cairan tubuh disekitarnya yang akan menghasilkan lapisan

apatit (CHAp) secara biologis yang kemudian akan terjadi

kristalisasi, contohnya: hidroksi apatit sintesis

[Ca10(PO4)6(OH)2], keramik kaca dan bioglass.28,29

Material bioaktif dalam bidang konservasi gigi yang

pertama kali ditemukan adalah jenis semen silikat. Sejak

ditemukannya semen silikat yang bersifat bioaktif, maka pada

tahun 1998 US Food and Drugs Administration mengeluarkan

ijin penggunaan jenis semen tersebut dalam bidang kedokteran

gigi. Saat ini penggunaan semen silikat bioaktif mulai

dikembangkan secara luas sehingga dapat digunakan sebagai

kaping direk, pulpotomi, apeksogenesis, penutupan perforasi

kamar pulpa maupun saluran akar, penutupan apeks, serta

perbaikan resorbsi akar eksterna.

Saat reaksi pengerasan, material bioaktif akan melepas

ion-ion, dan yang paling dominan adalah ion kalsium dan

fosfat. Proses penglepasan ion kalsium dari material bioaktif

menyebabkan terjadinya deposit kristalin pada permukaan

material tersebut yang akan menginisiasi terjadinya prepitasi

hidroksiapatit (HA). Hidroksiapatit bersifat biokompatibel dan

bioaktif sehingga dapat menginduksi osteogenesis.

Kemampuan material bioaktif dalam melepaskan ion kalsium

dan fosfat merupakan faktor utama terjadinya metabolisme

tulang dan penyembuhan jaringan keras. Proses pengerasan

material bioaktif dikenal dengan proses hidrasi dan merupakan

proses kritis, yang segera terjadi setelah bubuk berkontak

dengan air dan terjadi perlahan seiring dengan waktu. Saat

bubuk material bioaktif bercampur dengan air, akan terbentuk

pori-pori yang menyebabkan adanya jalur bagi air untuk


berdifusi ke dalam material dan memperlambat proses hidrasi

bahan.30 Menurut Hench (2006), terdapat 11 tahap dalam

proses penyatuan ikatan antara material bioaktif dan tulang.

Tahap pertama hingga kelima merupakan reaksi kimia

material, sedangkan tahap keenam hingga kesebelas

merupakan respon biologis.23

Gambar.1 Tahapan reaksi material bioaktif dengan jaringan

sekitarnya.23

Pada tahap pertama terjadi proses hidrolisis dan

pertukaran ion, terjadi hidrasi partikel kalsium silikat dengan

pertukaran yang cepat dari ion Ca2+ dan H+ atau H3O+ dari


larutan campuran cair menjadi solid–liquid interface. Ion

kalsium yang bertemu dengan ion hidroksil akan

membentuk kalsium hidroksida, pH dari larutan akan

meningkat sebagai akibat dari ion H+ yang digantikan oleh

kation.

Gambar.2 Tahap-1 Hidrolisis permukaan material dan

pertukaran ion.

Pada tahap kedua, pertukaran kation meningkatkan

konsentrasi hidroksil dari larutan, yang menyebabkan

gangguan pada ikatan kaca silika. Silika yang terlarut dalam

bentuk Si(OH)4 ke dalam larutan menyebabkan pecahnya

ikatan Si-O-Si dan membentuk silanol (Si-OH).

Si-O-Si + H2O Si-OH + OH-Si

Gambar.3 Tahap 2 Pembentukan kalsium silikat hidrat

di permukaan material


Pada tahap ketiga terjadi kondensasi dan repolimerisasi

dari lapisan yang kaya akan SiO2 dipermukaan material,

sehingga pada lapisan ini terjadi penurunan sifat basa.

Gambar.4 Tahap 3 Terbentuknya ikatan kalsium

silikat dengan ion kalsium

Pada tahap ke empat, terjadi migrasi dari ion kalsium

dan PO43- ke permukaan melewati lapisan SiO2, membentuk

lapisan CaO-P2O5. Lapisan tersebut menjadi lapisan yang

amorf akibat adanya kalsium dan fosfat yang terlarut dalam

cairan.

Gambar.5 Tahap 4-Terjadinya presipitasi kalsium fosfat

amorf.


Pada tahap ke lima, terjadi kristalisasi dari lapisan

amorf CaO-P2O5 oleh karena adanya OH- dan CO32- dari larutan

dan membentuk lapisan campuran HCA. Hal ini terjadi pada 1

jam pertama dari awal proses pembentukan ikatan material

bioaktif dan tulang. Tahap selanjutnya merupakan tahapan yang

melibatkan respon biologis dari jaringan.

Gambar.6 Tahap 5-Perubahan kalsium fosfat amorf menjadi

HCA

Gambar.7 Lima tahap reaksi kimia material kalsium silikat

setelah direndam simulasi cairan tubuh.31


Dari penjelasan di atas, terlihat bahwa selama proses

pengerasan, terjadi penurunan kuantitas dari SiO2, dan

peningkatan Ca(OH)2. Terjadinya peningkatan Ca(OH)2

dimulai pada hari ke-3 sampai dengan hari ke-21. Menurut

Camillieri (2007), proses hidrasi memiliki 4 tahapan, yaitu

tahap pertama berupa masa induksi awal (preinduction period),

tahap induksi (induction/ dormant phase), akselerasi, dan tahap

akhir akselerasi. Masa induksi awal (beberapa menit pertama)

terjadi kelarutan cepat dari bentuk ion material.32 Hasil dari

hidrolisis trikalsium silikat merupakan tahap kalsium silikat

hidrat yang terpresipitasi pada permukaan semen. Sedikit sekali

dikalsium silikat yang bereaksi pada awal reaksi. Trikalsium

alumina larut dan bereaksi dengan dikalsium dan ion sulfat

yang terdapat dalam fase likuid yang membentuk ettringite

yang juga mengalami presipitasi pada permukaan partikel

semen. Masa induksi awal ini diikuti dengan masa induksi

(dormant) yaitu beberapa jam pertama. Hidrasi dari produk

molekul material kasar akan berlangsung sangat lambat.

Pelapisan silikat hidrat pada bubuk semen yang tidak terhidrasi

terhenti untuk mengalami hidrasi dan memimpin masa induksi

yaitu pada 1-2 jam pertama pada saat bentuk semen plastis dan

bertekstur seperti pasir basah. Pada saat ini terbentuk pemisah

diantara semen yang tidak terhidrasi (anhidrasi) dan bentuk

larutan yang mempunyai konsentrasi ion tinggi akibat terlarut

pada fase likuid. Inisial set terjadi ketika lapisan kalsium silikat

hidrat terbentuk yang merupakan kelanjutan dari proses hidrasi.

Volume produk hidrasi dua kali lebih banyak dari semen yang

tidak terhidrasi. Ketika hidrasi berlangsung, produk hidrasi

mengisi ruangan diantara butiran semen. Selama proses induksi

(tahap dormant), butiran semen terpisah dan produk hidrasi

utama adalah Ca(OH)2 dan ettringite. Setelah 1 jam kemudian


baru gel kalsium silikat hidrat baru mulai terbentuk.

Pembentukan serabut kalsium silikat hidrat yang meningkat

menyebabkan campuran semen mmengeras dengan penurunan

jumlah pori-pori pasta. Ettringite terdeposit di atas permukaan

trikalsium alumina kemudian menurunkan reaksinya. Pada saat

ion sulfat habis, lapisan ettringite hancur dan berubah menjadi

monosulfat. Setelah itu, akan berlangsung tahap akhir

akselerasi, 3-12 jam setelah pengadukan semen.30

Komponen Aktif.

Peningkatan kandungan silikat dari material kaca akan

menurunkan laju pelarutan dan mengurangi jumlah ion Ca2+

dan HPO4- yang akibatnya pembentukan lapisan gel silikat

pada permukaan dihambat. Hal tersebut menyebabkan

menurunnya sifat bioaktifitas material, terutama pada material

kaca yang kandungan silikatnya melebihi 60%. Lapisan gel

silikat memiliki peranan dalam nukleasi dan kristalisasi HCA

dengan tiga komponennya yaitu: CaO-P2O5-SiO2, makin luas

permukaan lapisan maka akan meningkat sifat bioaktivitasnya.

Greenspan et.al pada penelitiannya secara in vitro menemukan

adanya hubungan antara laju pelarutan dengan pembentukan

HCA, makin cepat proses pelarutan maka makin cepat

terbentuk lapisan HCA.33

Selain komposisi, tekstur dalam skala nanometer

merupakan variabel yang penting berperan dalam bioaktifitas.

Struktur mesoporus yang saling terhubung satu sama lain

dengan diameter porusitas 2 dan 50 µm dari material kaca telah

terbukti merupakan faktor penting dalam meningkatkan laju

kelarutan dan tingkat pembentukan HCA. Penelitian in vitro

menunjukkan bahwa laju kelarutan meningkat seiring dengan


peningkatan porositas dan volume pori. Ukuran pori yang lebih

besar dari 2 µm akan diperlukan untuk mendapatkan kinetika

yang cepat. Peningkatan luas permukaan yang terpapar

terhadap larutan akan meningkatkan pertukaran ion pada tahap

1, sehingga pelepasan silikat yang mudah larut lebih banyak

pada tahap 2 yang diperlukan untuk membentuk lapisan porus

yang kaya silikat. Pori-pori yang memiliki ukuran dalam satuan

nanometer dari material kaca akan bertindak dalam inisiasi

daerah untuk nukleasi kristal HCA. Superposisi muatan

permukaan di dalam pori akan meningkatkan konsentrasi ionik

dan derajat supersaturasi ion Ca dan P. Sehingga presipitasi

HCA pertama kali cenderung terjadi di dalam pori. Laju

nukleasi selanjutnya dikendalikan oleh difusi ion ke dalam pori-

pori. Konsentrasi ion Ca2+ danHPO4- yang tinggi dilepaskan ke

dalam larutan seiring dengan meningkatnya volume pori,

sehingga lapisan gel silikat dapat terbentuk dengan sangat cepat

pada permukaan kaca.23,24 Material kaca juga dapat

memperlihatkan adanya bioresorbability yang signifikan ketika

pori-porinya mencapai ukuran tertentu. Bioresorbability

didefinisikan sebagai resorbsi material secara in vivo, karena

adanya aksi dari osteoklas yang disebabkan karena adanya pori

yang saling terhubung satu sama lain, sehingga luas permukaan

meningkat dan densitas partikel menjadi rendah. Meskipun

masih sangat sulit untuk mengendalikan resorbability melalui

pengubahan komposisi, pengendalian tekstur pori secara

signifikan akan mempengaruhi degradability. Biodegradasi

terutama diatur oleh struktur kristal, ukuran butir,

mikroporositas, geometri, dan kristalinitas dari material.

Pada awalnya, diperkirakan bahwa pelarutan ion Ca2+

dan pembentukan silanol permukaan memiliki arti penting

untuk membentuk lapisan HCA. Namun Pereira dan Hench


menyimpulkan bahwa karena penutupan hidroksil sangat

bergantung pada karakteristik tekstur, maka konsentrasi dari

gugus silanol pada permukaan silikat tidak mengendalikan laju

pembentukan HCA. Tidak ada bukti yang menunjukkan bahwa

silanol merupakan persyaratan bagi terbentuknya HCA, tetapi

keterlibatannya tidak bisa diabaikan.23,24,34 Muatan negatif pada

permukaan dan substrat yang porus dibutuhkan untuk

pembentukan HCA. Silikat memiliki muatan permukaan

negatif pada pH fisiologis, yang nantinya akan mengarah pada

pembentukan lapisan elektrik ganda dengan peningkatan

jumlah kation pada pertemuan antara kedua permukannya. Hal

ini memberikan bukti bahwa lapisan silikat yang porus

dibutuhkan untuk terbentuknya lapisan HCA. Jadi, lapisan

HCA dapat terbentuk pada gel silikat murni yang porus dalam

larutan yang mengandung ion-ion Ca2+ dan HPO4-. Fitur

penting dari partikel material bioaktif kelas A adalah bahwa

material tersebut bersifat osteoproduktif serta osteokonduktif.

Bertentangan dengan hal tersebut, material bioaktif kelas B

hanya memperlihatkan sifat osteokonduktif saja, yang

didefinisikan sebagai karakteristik dari pertumbuhan tulang dan

pembentukan ikatan di sepanjang permukannya. Material

keramik sintetik yang padat memperlihatkan sifat bioaktifitas

kelas B. Osteoproduksi terjadi ketika tulang berproliferasi pada

permukaan partikel suatu massa karena peningkatan aktivitas

osteoblas. Peningkatan proliferasi dan diferensiasi dari sel-sel

progenitor yang distimulasi oleh resorpsi yang lamban dari

partikel bioaktif kelasA, bertanggung jawab terhadap

osteoproduksi.23,24

Respon biologis terhadap material bioaktif yang terbuat

dari CaO-P2O5-SiO2 memberikan bukti bahwa regenerasi

tulang mungkin terjadi. Molekul biologis bisa mengadakan


pertukaran dengan lapisan hidrat yang terdapat di dalam pori-

pori gel silikat dan mempertahankan bentuk serta aktivitas

biologisnya. Banyak enzim yang masih tetap aktif dalam

matriks gel terhidrasi, dan pada beberapa kasus

memperlihatkan peningkatan aktifitas.23

Gen yang terlibat dalam ekspresi fenotip serta

morfogenesis jaringan saat ini banyak dipelajari untuk melihat

gradien konsentrasi kimiawi ekstraseluler dan intraseluler,

kompleks perlekatan seluler dan stimulus lain yang dibutuhkan

untuk mengaktifkan regenerasi jaringan secara in situ dan

konstruksi rekayasa jaringan. Menurut Polak J et.al keenam

famili gen yang ada dalam tubuh manusia mengalami up-

regulation dan down-regulation oleh ekstrak kaca bioaktif

selama proliferasi dan diferensiasi dari selosteoblast secara in

vitro. Hasil temuan ini memungkinkan dirancangnya material

bioaktif untuk regenerasi dan rekayasa jaringan tulang. Hasil

temuan baru yang signifikan adalah bahwa tingkat kelarutan

yang rendah dari partikel kaca bioaktif dalam lingkungan

fisiologis, dapat mengendalikan genetik siklus sel osteoblast

dan ekspresi yang cepat dari gen yang meregulasi osteogensis

dan produksi faktor pertumbuhan. Xynos et.al ( Hench et.al)

telah menunjukkan bahwa dalam kurun waktu 48 jam,

sekelompok gen teraktivasi termasuk gen faktor pertumbuhan

yang potensial, dan didapat pada penggunaan kultur osteoblas

manusia.23 Aktivasi berbagai gen yang memiliki kemampuan

merespon tahap awal dan sintesis faktor-faktor pertumbuhan

terbukti mampu memodulasi respon siklus sel osteoblas

terhadap kaca bioaktif dan produk pelarutan ioniknya. Hasil

tersebut menunjukkan bahwa kaca bioaktif mempertinggi

osteogenesis melalui pengendalian secara langsung terhadap

gen yang mengatur induksi dan progresi siklus sel. Namun hasil


biologi molekuler juga memastikan bahwa sel-sel

osteoprogenitor harus berada dalam lingkungan kimiawi yang

sesuai untuk melewati titik batas dalam siklus sel menuju fase

sintesis dan mitosis. Hanya beberapa sel terpilih dari sebuah

populasi yang mampu membelah dan menjadi sel osteoblas

dewasa (matang). Sel lainnya mengalami apoptosis. Jumlah sel-

sel progenitor yang mampu distimulasi oleh medium bioaktif

akan menurun seiring dengan bertambahnya usia.23

Ion Kalsium

Kalsium merupakan faktor penting untuk

metabolisme sel, jaringan dan organ, serta membentuk

jaringan lunak maupun jaringan keras. Tubuh memiliki 99%

kalsium yang terdapat dalam tulang dan gigi dalam bentuk

terikat, yaitu kalsium fosfat. Di dalam tubuh kalsium terdapat

dalam tiga bentuk, yaitu ion kalsium, kalsium yang berikatan

dengan protein, dan kompleks ion. Ion kalsium berfungsi untuk

memberikan sinyal ekstra dan intraseluler, transmisi impuls

saraf, dan kontraksi otot. Konsentrasi kalsium secara fisiologis

dipertahankan kurang lebih 4,4-5,4 mg/dl.

Homeostasis ion kalsium (ion Ca2+) dipengaruhi oleh

jumlah total ion Ca2+ dalam tubuh dan distribusi pada tulang

dan cairan ekstraseluler. Jumlah total ion Ca2+ yang diabsorpsi

pada orang dewasa rata-rata sebesar 200 mg/hari. Distribusi ion

Ca2+ diregulasi oleh beberapa hormon, yaitu hormon paratiroid

(PTH), kalsitrol, dan kalsitonin. PTH dapat meningkatkan

kadar kalsium dalam plasma dan menstimulasi produksi

kalsitrol sehingga absorpsi ion Ca2+ meningkat. Kalsitonin

adalah hormon yang disekresi oleh sel C parafolikular dan

distimulasi oleh kondisi hiperkalsemia. Kalsitonin juga


berfungsi menurunkan kadar ion Ca2+ dengan menstimulasi

pembentukan tulang.

Ion kalsium dari material bioaktif yang terpapar

karbon dioksida (CO2) atau ion karbonat (CO3-) pada

jaringan akan membentuk kalsium karbonat (CaCO3).

Kalsium karbonat merupakan komponen yang sangat

penting dalam aktivasi mineralisasi sel. Kalsium karbonat

alami dari osteoblas dan sintesis dari material bioaktif dapat

digunakan untuk regenerasi jaringan.35 Pembentukan lapisan

HCA merupakan hasil adanya penglepasan ion terlarut dari

material bioaktif yaitu ion kalsium yang berperan penting

dalam regenerasi tulang. Mekanisme utama untuk

meningkatkan pertumbuhan tulang baru terletak pada

kontrol penglepasan produk ion terlarut dari material

bioaktif, terutama konsentrasi kritis dari ion kalsium.36

Material bioaktif dapat memicu terjadinya proliferasi

fibroblas dengan cara mempercepat siklus pertumbuhan sel.

Siklus sel tidak melalui fase G1 dan S, melainkan langsung

masuk ke fase G2. Dengan adanya konsentrasi kritis dari ion

Ca, dalam waktu 49 jam osteoblas mampu berdiferensiasi

menjadi fenotip osteoblas matang dan mulai berproliferasi

dan meregenerasi tulang baru. Osteoblas yang tidak

memasuki siklus sel dan tidak berdiferensiasi akan

mengalami apoptosis yang disebabkan oleh produk ion

terlarut.36


Perubahan pH

Ion hidrogen berperan dalam menentukan pH larutan.

Cairan yang memiliki pH lebih rendah dari 7.0 bersifat asam

dan yang lebih besar dari 7.0 bersifat basa atau alkali. Material

bioaktif yang berbasis kalsium silikat pada akhirnya akan

menghasilkan senyawa kalsium hidroksida. Gugus hidroksil

dari komponen penyusun kalsium hidroksida memegang

peranan penting dalam menyediakan lingkungan yang basa, dan

mendukung penyembuhan dan kalsifikasi aktif. pH yang basa

tidak hanya menetralisir asam laktat dari osteoklas, namun juga

mencegah terlarutnya mineral dari dentin. Selain itu, pH basa

juga mengaktivasi alkalin fosfatase yang berperan penting

dalam pembentukan jaringan keras.

Alkalin fosfatase merupakan enzim hidrolitik yang

bekerja dengan membebaskan fosfatase anorganik dari ester

fosfat. Hal ini dapat menguraikan ester fosfatase, ion fosfat

bebas yang kemudian akan bereaksi dengan kalsium dalam

aliran darah membentuk matriks organik kalsium fosfat.

Matriks ini merupakan unit molekuler dari hidroksiapatit yang

sangat erat kaitannya dengan proses mineralisasi. Pembentukan

jaringan termineralisasi setelah berkontaknya kalsium

hidroksida dan jaringan ikat dapat dilihat pada hari ke 7 sampai

ke 10 setelah aplikasi.37


BAB 3

EFEK TERHADAP JARINGAN BIOLOGI

Dentin

Berdasarkan proses pembentukannya, dentin dapat

diklasifikasikan menjadi tiga, yaitu: dentin primer, dentin

sekunder dan dentin tersier. Dentin primer dan dentin sekunder

merupakan dentin fisiologis. Dentin primer dibentuk selama

proses pembentukan gigi, sedangkan dentin sekunder dibentuk

perlahan sepanjang hidup selama pulpa masih vital sehingga

akan mengurangi ukuran kamar pulpa seiring dengan

bertambahnya usia. Dentin tersier dibentuk karena adanya

reaksi pertahanan terhadap stimuli noksius seperti invasi

bakteri dan produk-produknya. Dentin tersier terletak diantara

dentin sekunder dan pulpa. Dentin tersier ini dapat

diklasifikasikan menjadi dua, yaitu: dentin reaksioner dan

dentin reparatif. Dentin reaksioner didefinisikan sebagai dentin

tersier yang dihasilkan oleh sel odontoblas yang bertahan

sebagai respon terhadap stimulus yang ringan. Dentin reparatif

merupakan dentin tertier yang dihasilkan oleh odontoblast like

cells sebagai respon terhadap stimuli yang kuat.

Dentin merupakan jaringan ikat termineralisasi dengan

komposisi 70% mineral apatit, 20% matriks organik dan 10%

air. Kandungan protein pada matriks organik didominasi oleh

serat kolagen tipe 1 (90%), dan sisanya proteoglikan yang

disebut sebagai protein non-kolagen, yaitu dentin

phosphoprotein (DPP), dentin matrix protein 1 (DMP 1), dan

dentin sialoprotein (DSP). Struktur dentin terdiri atas tubuli

dentin yang dikelilingi jaringan hipermineralisasi yang disebut


peritubular dentin. Diantara peritubular dentin terdapat

intertubular dentin dengan kandungan mineral 40% lebih

sedikit dari peritubular dentin.38,39

Gambar.8 Skematik dari peritubuler dan intertubuler dentin.38

Matriks pada intertubular dentin tersusun secara tiga

dimensi oleh kolagen fibril tipe 1 dan protein non-kolagen yang

diperkuat oleh minera kristal hidroksiapatit. Susunan fibril

secara tiga dimensi dibedakan menjadi ekstra fibril dan

intrafibril. Ekstrafibrillar rongga yang memisahkan fibril

kolagen, dan intrafibrilar terdapat pada zona gap yang

memanjang diantara molekul tropokolagen.40,41

Kolagen dibentuk oleh tiga gugus asam amino yang

membentuk tropokolagen dengan ukuran panjang 300 nm dan

diameter 1.23 nm. Tropokolagen ini kemudian tersusun secara

sejajar dengan jarak 40 nm dan bersusun seperti tangga.

Susunan tropokolagen ini akan menghasilkan zona gap

sepanjang 40 nm diikuti dengan zona overlap sepanjang 27 nm.


Rangkaian tropokolagen ini kemudian disebut dengan fibril.

Protein non-kolagen ditemukan pada permukaan fibril kolagen

dan mengikat satu fibril dengan fibril lain.40

Gambar.9 Mineral pada dentin berdasarkan lokasi terhadap

fibril kolagen.41

Mineral ekstra fibril pada dentin normal terdiri dari

struktur granular yang kelembabannya tinggi dan melekatkan

protein, sedangkan mineral intrafibril lebih resisten terhadap

demineralisasi dan mendominasi sifat elastis dari fibril kolagen

selama menerima beban. Dengan demikian, kekakuan fibril

kolagen sangat tergantung pada ada tidaknya mineral intrafibril.

Dari beberapa literatur, diketahui bahwa mineralisasi

intrafibrilar mempengaruhi secara signifikan sifat mekanis

dentin.4 Karies pada dentin mempunyai dua lapisan yang

berbeda yaitu: lapisan luar disebut infected dentin dan lapisan


dalam disebut affected dentin.42,43 Menurut Arnold et.al (2007)

karies dentin dibagi menjadi 6 zona, yaitu: dentin lunak, dentin

demineralisasi, invasi bakteri ke dalam tubuli dentin, zona

translusensi (dead tracts), zona translusensi hipermineralisasi,

dan dentin sekunder.44

Infected dentin adalah lapisan terluar karies, terdapat

destruksi matriks mineral dan kristal. Lapisan ini mengandung

bakteri dan produk-produknya. Pada lapisan ini sudah terjadi

degradasi fibril kolagen dan putusnya ikatan silang yang

mengindikasikan denaturasi dan kerusakan irreversibel

kolagen. Affected dentin lapisan dalam dari proses

demineralisasi yang masih bersifat reversible karena masih

terdapat cross-linked collagen. Pada lapisan ini sudah terjadi

demineralisasi sebagian, masih terdapat fibril kolagen sehat

yang dikelilingi oleh kristal hidroksiapatit dan bebas bakteri.

Karakteristik khas dari affected dentin adalah terdapatnya

mineral plug pada tubuli dentinnya.43,45 Fusayama (1993)

membagi affected dentin menjadi tiga zona, yaitu: turbid,

transparan, dan subtransparan. Zona turbid merupakan zona

terluar dari affected dentin, tidak terdapat peritubular dentin

akibat demineralisasi, namun masih terdapat intertubular dentin

yang terdemineralisasi, tidak terdapat bakteri dan masih

terdapat sel odontoblas yang dapat berperan dalam proses

remineralisasi dengan menyuplai ion-ion kalsium dan fosfat

dari pulpa.46


Gambar.10 Zona Turbid yang dilihat dengan

perbesaran 12.000x. 43

Zona transparan terdapat peritubular dan intertubular

dentin serta terdapat mineral di dalam tubuli dentin. Pada zona

ini dapat terjadi hipomineralisasi ataupun hipermineralisasi

(sklerotik), tidak terdapat bakteri, terdapat prosesus odontoblas

yang masih hidup. Karakteristik khas zona ini adalah kristal

yang berbentuk rhomboid yang dikenal dengan whitlockite

yaitu ß-trikalsium fosfat. Kristal whitlockite ini terbentuk akibat

proses karies dan kemudian rekristalisasi dari kristal

hidroksiapatit. Ketika mulai terjadi proses karies, kristal

berbentuk seperti piring mulai didepositkan di dinding

peritubular dentin dekat lesi karies (zona subtransparan).

Kristal berbentuk seperti rhomboid mulai terbentuk perlahan-

lahan pada zona transparan dan terlihat semakin irregular


menuju bagian luar karies. Ketika sudah mencapai lapisan luar

turbid dan menuju infected dentin maka kristal tersebut

menghilang. Di dalam zona transparan, ukuran kristal

whitlockite semakin besar menuju pusat tubuli dentin. Proses

remineralisasi pada zona transparan dapat terjadi karena masih

terdapat kolagen sehat dan prosesus odontoblas vital.43

Gambar 11. Kristal whitlockite (panah kuning) pada zona

transparan dengan perbesaran 50.000x.43

Tubuli dentin tertutup oleh deposit mineral sehingga

mengurangi permeabilitas dentin. Walaupun zona transparan

resisten terhadap asam dengan deposit mineral, kekerasan

kristal whitlockite yang rendah dan kandungan kalisum yang

rendah pada zona ini menyebabkan lapisan ini lebih lunak

dibandingkan dengan dentin normal.

Bagian terdalam dari affected dentin adalah zona

subtransparan. Pada zona ini, tubuli dentin tidak sepenuhnya


tertutup oleh mineral. Kristal mineral di dalam tubuli dentin

berbentuk seperti piring atau granular yang berikatan dengan

fibril kolagen. Selain itu pada zona ini juga terdapat prosesus

odontoblas yang berbentuk seperti pit dan kolagen sehat

sehingga dapat terjadi remineralisasi.

Perbedaan struktur kolagen pada infected dan affected

dentin yaitu terdapat crossbanded collagen yang hanya terdapat

pada lapisan dalam dari affected dentin yang penting dalam

remineralisasi karena kristal apatit dapat berikatan dengan

crossbanded collagen. Selain itu, keberadaan prosesus

odontoblas vital juga membantu remineralisasi dengan

mensuplai ion kalsium dan fosfat dari pulpa.43,45

Remineralisasi pada dentin dapat terjadi secara

konvensional dan guided tissue remineralisation (GTR). Pada

remineralisasi konvensional proses remineralisasi bergantung

pada pertumbuhan epitaksial di atas kristal apatit yang tersisa.

Jika tidak ada atau sedikit kristal yang tersisa, maka proses

remineralisasi tidak akan terjadi.47-49 Remineralisasi

konvensional sering mengikutsertakan penggunaan cairan yang

mengandung ion kalsium dan fosfat serta fluoride dalam

berbagai konsentrasi.50

Remineralisasi konvensional tidak dapat terjadi secara

spontan pada matriks organik, tetapi terjadi pada sisa kristal

apatit dari dentin yang terdemineralisasi. Remineralisasi terjadi

secara epitaksial, yaitu deposisi mineral di atas lapisan mineral

yang telah ada. Remineralisasi dapat terjadi sepanjang

permukaan pada lesi karies dengan kandungan mineral yang

masih banyak, sedangkan pada lesi karies dengan kandungan

mineral sedikit maka hanya akan terjadi remineralisasi pada

bagian terdalam yang masih memiliki kandungan mineral yang

tinggi. Dengan demikian, dapat disimpulkan bahwa proses ini


sangat bergantung pada keberadaan kristal apatit atau mineral

pada lesi yang akan dilakukan remineralisasi.47 Menurut

Conrado (2004) secara mikroradiografi terjadi remineralisasi

pada dentin dengan menggunakan kalsium hidroksida. Hal ini

ditandai dengan adanya peningkatan kandungan mineral pada

sampel penelitian, namun remineralisasi hanya terjadi secara

ekstrafibrillar.51

Kunci utama untuk terjadinya GTR adalah keberadaan

kolagen yang fungsinya sebagai scaffold tempat terdeposisinya

kristal apatit. Di sisi lain, keberadaan protein non-kolagen

seperti dentin matrix protein 1 (DMP 1) diperlukan untuk dapat

berikatan dengan kolagen dan menstabilkan amorphous

calcium phosphate (ACP) sehingga tidak terjadi agregasi.

Ikatan ini akan berpenetrasi ke gap zones di antara kolagen dan

membentuk kristal hidroksiapatit sehingga remineralisasi

intrafibrillar terjadi.41 Peran material bioaktif dalam

remineralisasi intrafibrillar adalah merangsang terbentuknya

kristal hidroksiapatit.

Remineralisasi ektrafibrillar dan intrafibrillar hanya

dapat dicapai dengan GTR. Guided tissue remineralisation

(GTR) dengan teknologi nano dan prinsip biomimetik

digunakan untuk mendapatkan biomineralisasi kolagen

ektrafibrillar dan intrafibrillar dari matriks kolagen pada

kondisi tidak adanya kristal apatit yang tersisa. Pada GTR

terjadi ikatan antara material bioaktif dengan nanoprekursor

amorphous calcium phosphate (ACP) yang terjadi pada

kolagen dentin. Remineralisasi biomimetik ini menggunakan

pendekatan bottom-up, yaitu melalui pembentukan kristal nano

yang dapat masuk ke dalam zona gap dan membangun struktur

mineral apatit yang lebih besar pada kolagen.50


Biomineralisasi Dentin

Material bioaktif dapat berperan penting dalam proses

remineralisasi baik intrafibrillar maupun ekstrafibrillar.

Material bioaktif kaya gugus karbosil dan fosfat sehingga

mampu berikatan dengan kalsium dan berperan sebagai

surfaktan untuk mencegah partikel nano amorphous calcium

phosphate beragregasi menjadi partikel yang lebih besar. Selain

itu juga mencegah transformasi partikel nano amorphous

calcium phosphate menjadi kristal apatit yang lebih besar.

Amorphous calcium phosphate diharapkan tetap dalam ukuran

nano sehingga dapat masuk ke kompartemen intrafibrilar untuk

remineralisasi intrafibrillar.49

Dai et.al (2011) mengemukakan mengenai peran

material bioaktif dalam proses biomineralisasi dentin. Material

berbasis asam polikarboksilat yang bersifat biomimetik

berperan sebagai agen isolasi untuk stabilitas amorphous

calcium phosphate yang akan bereaksi dengan cairan tubuh

dalam bentuk nano-partikel yang dapat menginfiltrasi air pada

fibril kolagen. Material dari matriks fosfoprotein berbahan

dasar fosfat juga menempel pada kolagen melalui ikatan

elektrostatik atau mekanisme fosforilasi kimia untuk menarik

nano-prekursor mengarah ke gap zones diantara molekul

kolagen. Penyusunan nano-prekursor ACP dan transformasi

menjadi nano-kristal apatit menghasilkan mineralisasi

intrafibrilar.47


Gambar 12. Nanoprekursor ACP.50

Gambar 13. Proses Remineralisasi Biomimetik

Prenucleation

cluster Prenucleation

cluster

beragregasi

Nano

kompleks

Kristal

Hidroksiapati

t


Gambar.14 Proses remineralisasi biomimetik.51

A. fibril kolagen yang mengalami demineralisasi. B-C2

prenucleation cluster, aggregasi prenucleation cluster,

terbentuknya nanokomplek CMC-ACP mengisi gap zones.

D1-E. Terbentuknya kristal apatit.

Material bioaktif kaya akan gugus fosfat dan karboksil

sehingga mampu berikatan dengan kalsium. Material bioaktif

berikatan dengan ACP membentuk prenucleation cluster dan

berikatan dengan kolagen melalui ikatan elektrostatik.52

Nanokompleks berikatan dengan kolagen yang mengalami

demineralisasi dan terbentuk kristal nano yang stabil.

Selanjutnya, terjadi rekruitmen prenucleation cluster lainnya

dan berikatan pada seluruh permukaan kolagen intrafibrillar


dan ekstrafibrillar, mengalami aggregasi dan membentuk

nanokomples dan terbentuk kristal nano. Kristal nano tersusun

pada kolagen ektrafibrillar dan intrafibrillar sehingga terjadi

remineralisasi ekstrafibrillar dan intrafibrillar. Kristal-kristal

nano tersebut membentuk kristal apatit yang lebih besar.53

Osteogenesis

Penglepasan ion kalsium dan peningkatan pH berkaitan

dengan proses hidrasi material bioaktif. Material bioaktif akan

mengalami mekanisme hidrasi dengan melepaskan beberapa

ion yang dikandungnya, diantaranya adalah ion kalsium. Reaksi

pada permukaan material ini dapat melepaskan dan merubah

konsentrasi dari ion-ion terlarut yang akan memicu terjadinya

respons intraseluler dan ekstraseluler dan akan mengkonduksi

terjadinya pembentukan jaringan keras. Ion kalsium merupakan

ion yang dominan saat terjadinya reaksi pada permukaan. Ion

kalsium yang dilepas material bioaktif berperan dalam

fungsinya sebagai peningkat pH, bakterisid, menekan aktivitas

osteoklas, serta merangsang pembentukan fibroblas. Ion

kalsium juga dilaporkan dapat mengaktifkan Ca-dependent

Adenosine Triphosphatase (Ca-dependent ATPase) dan akan

bereaksi dengan karbon di jaringan dan akan membentuk

kalsium karbonat yang akan mengawali terjadinya

remineralisasi. Ion kalsium juga dibutuhkan untuk migrasi sel

dan proses diferensiasi.

Menurut Boccaccini et.al (2005) pada hari ke 6

setelah terpapar material bioaktif, osteoblast sudah terbentuk

dan mulai tersusun menjadi struktur tiga dimensi yang terdiri

dari sel-sel dan matriks ekstral sel termineralisasi, yang

disebut bone nodule. Bone nodule memiliki susunan yang


sama dengan pertumbuhan tulang alami secara in vivo.54

Secara simultan, proliferasi endosteal menjadi

kuagulasi terjadi dari permukaan dalam tulang. Koagulasi di

dalam kripta tulang secara cepat diubah menjadi massa jaringan

granulasi, beberapa jenis sel bermigrasi diantaranya adalah sel-

sel osteoprogenitor, preosteoblast, dan osteoblast. Sel-sel ini

mulai pembentukan woven bone (anyaman tulang) di dalam

massa jaringan granulasi. Pembentukan tulang jelas terlihat

setelah 6 hari.55

Pada jaringan keras pembentukan tulang sudah mulai

terjadi, pembentukan tulang dapat dikategorikan menjadi dua

tipe, dimana setiap tipe memiliki beberapa fase. Fase ini

berbeda, tergantung tipe pembentukan tulang yang terjadi.

Kedua tipe pembentukan tulang tersebut adalah Matrix vesicle-

based process dan Osteoid secretion. Pada kedua tipe tersebut,

ada keterlibatan osteoblas yang membentuk matriks tulang.

Osteoblas mengsekresikan substansi dasar yang kaya kolagen.

Osteoblas juga menyebabkan presipitasi kalsium dan fosfat dari

darah.55

Anyaman tulang dibentuk oleh matrix vesicle-based

process, osteoblas menghasilkan vesikel matriks melalui

eksositosis dari membran plasmanya. Ketika kristal hidroksi

apatit bertambah di dalam vesikel maka akan membesar dan

pada akhirnya akan mengalami ruptur. Proses ini dimulai

dengan deposisi dan perkembangan kristal hidroksi apatit pada

daerah berpori. Kristal kemudain mengeras untuk membentuk

struktur yang dikenal sebagai spherulites. Terjadi

penggabungan spherulites yang menghasilkan mineralisasi.55

Pembentukan tulang lamellar lebih dipengaruhi oleh

proses sekresi matriks organik dari osteoblas. Matriks organik

tersusun dari fibril matriks kolagen (terutama kolagen tipe I)


secara longitudinal. Terjadi peningkatan pH oleh enzym alkalin

fosfatase yang disekresi osteoblas dan sel-sel lain yang

berperan penting untuk proses mineralisasi. Interaksi alkalin

fosfatase dan fosfoprotein di dalam tulang sangat penting di

dalam proses mineralisasi.55

Material bioaktif dapat menginduksi pembentukan

jaringan keras di apikal secara signifikan. Pada penelitian

dari tiga material, oleh Shabahang & Torabinejad

menyimpulkan bahwa semen silikat dapat menginduksi

pembentukan jaringan keras apikal secara signifikan,

dibandingkan dengan osteogenic protein-1 dan kalsium

hidroksida.56

Terjadinya penyembuhan jaringan yang cepat

dengan ditandai oleh pembentukan jaringan keras yang

teraktivasi secara progresif dari perifer sepanjang interface

semen-jaringan lunak. Bortoluzzi et.al menyebutkan bahwa

material bioaktif dapat menyebabkan pembentukan calcite

granule dan jembatan dibawahnya pada jaringan yang

termineralisasi karena penglepasan ion kalsium yang

bereaksi dengan karbonat dari jaringan.57

Nakayama et.al (2007) menemukan ekspresi alkalin

fosfatase dan osteopontin pada sel sumsum tulang femur

yang terpapar dengan semen silikat, juga mendeteksi

ekspresi sialoprotein tulang dan osteocalcin dari tikus

MC3T3-E1 preosteoblas yang dipaparkan dengan semen

silikat. Semen silikat terbukti dapat menginduksi ekspresi

bone morphogenetic protein 2 (BMP-2) dan kalsifikasi pada

sel-sel ligamen periodontal manusia dan menstimulasi

fibroblas gingiva manusia untuk menghasilkan BMP-2,

selain itu juga mampu mendukung pembentukan jaringan

termineralisasi pada soket alveolar tikus yang ditandai


adanya respon peradangan untuk penyembuhan tulang

secara menyeluruh. Permukaan semen silikat juga

mendukung perlekatan sel osteoblas, dan sintesis matriks

yang penting untuk osteogenesis. Sebagai tambahan untuk

menstimulasi adesi dan proliferasi sel, ekspresi alkalin

fosfatase oleh fibroblas, osteocalcin dan interleukin lain oleh

osteoblas. Semen silikat juga mampu menginduksi ekspresi

reseptor BMPR-1B yang lebih besar, yang penting dalam

proses osteogenesis, secara langsung terkait dengan proses

kondensasi tulang.58 Do Nascimento et.al(2008) melaporkan

bahwa efek osteoinduktif, stimulasi proliferasi dan adesi sel,

stimulasi ekspresi alkaline fosfatase oleh fibroblas dan

osteocalcin dan interleukin lain oleh osteoblas.59

Siklus Sel & Jaringan Lunak

Setiap sel mengalami siklus sel. Peristiwa yang

paling mencolok dalam siklus sel adalah ketika nucleus sel

membelah diri. Proses ini disebut juga dengan mitosis.

Setelah itu sel akan membelah menjadi dua, disebut juga

dengan sitokinesis. Istilah siklus sel mengacu pada suatu

waktu diantara dua mitosis. Pada sel eukariotik, siklus sel

terbagi menjadi 4 fase, yaitu G1 (gap-1), S (sintesis), G2

(gap-2), dan M (mitosis). Pembelahan sel terjadi pada fase

M. fase ini merupakan fase terpendek, yakni kurang dari 1

jam. Anak belahan sel kemudian dapat masuk dalam fase Go

(dorman) atau kembali memasuki siklus sel ketika

diperlukan untuk proses pertumbuhan atau perbaikan. Pada

populasi sel normal, sebagian besar sel terdapat pada fase

G0. Interfase adalah periode antara akhir dari fase M dan


permulaan mitosis berikutnya. Pada fase G1, terjadi

peningkatan kandungan dari protein dan RNA. Pada fase S,

CDNA disintesis, namun hanya sekali. DNA menjadi ganda,

dan nucleus menjadi tetraploid (4n).seluruh genom diploid

bereplikasi menjadi genom tetraploid. Pada fase G2, terjadi

pembesaran sitoplasma. Perbaikan DNA dan produksi

protein sel terjadi pada fase G2. Pada mamalia suatu siklus

sel terjadi dalam waktu beberapa jam.60

Gambar.15 Tahapan proliferasi sel melalui siklus sel.61

Peristiwa yang paling mencolok dalam siklus sel

adalah ketika nucleus sel membelah diri. Proses ini disebut

juga dengan mitosis. Setelah itu sel akan membelah menjadi

dua, disebut juga dengan sitokinesis. Istilah siklus sel

mengacu pada waktu diantara dua mitosis. Pada sel

eukariotik, siklus sel terbagi menjadi 4 fase, yaitu G1 (gap-

1), S (sintesis), G2 (gap-2) dan M (mitosis). Pembelahan sel


terjadi pada fase M yang merupakan fase terpendek, yakni

kurang dari 1 jam. Hasil belahan sel akan masuk dalam fase

G0 (dorman) atau kembali memasuki siklus sel ketika

diperlukan untuk proses pertumbuhan atau perbaikan. Pada

populasi sel normal, sebagian besar sel terdapat pada fase

G0. Interfase adalah periode antara akhir dari fase M dan

permulaan mitosis berikutnya. Pada fase G1, terjadi

peningkatan kandungan dari protein dan RNA. Pada fase S,

CDNA hanya disintesis, satu kali. DNA menjadi ganda,dan

nucleus menjadi tetraploid (4n) dan seluruh genom diploid

bereplikasi menjadi genom tetraploid. Pada fase G2, terjadi

pembesaran sitoplasma, perbaikan DNA dan produksi

protein sel terjadi pada fase G2. Pada mamalia suatu siklus

sel terjadi dalam waktu beberapa jam.62

Selain membentuk lapisan HCA, ion kalsium akan

terus dilepaskan dari material dan secara perlahan akan

meningkatkan osteogenesis dengan meregulasi proliferasi

dan diferensiasi osteoblas, serta ekspresi gen. Pada proses

regenerasi tulang, sel osteoprogenitor menerima rangsang

dari lingkungan sekitarnya untuk mitosis dan masuk

kedalam siklus sel. Material bioaktif memicu terjadinya

proliferasi fibroblas dengan cara mempercepat siklus

pertumbuhan sel. Siklus sel yang terjadi tidak melalui fase

G1 dan S, melainkan langsung masuk ke fase G2. Dengan

adanya konsentrasi kritis ion Ca, dalam waktu 48 jam maka

osteoblas akan mampu berdiferensiasi menjadi fenotip

osteoblas matang dan mulai berproliferasi dan meregenerasi

tulang baru. Osteoblas yang tidak memasuki siklus sel dan

tidak berdiferensiasi akan mengalami apoptosis yang

disebabkan oleh produk ion terlarut.36


Gambar.16 Skema siklus proliferasi dan diferensiasi

osteoblas ketika terekspos produk larutan ion bioaktif yang

dilepaskan oleh Bioceramic.23

Secara normal maturasi luka dimulai pada hari ke 7

pasca trauma. Pada jaringan lunak, proses transisi ke fase ini

ditandai adanya penurunan fibroblas, terbentuknya vascular

channels dan cairan ekstraseluller. Pada tahap awal fase ini

tersusun fibronektin dan asam hyaluronat, yang di imbangi

dengan peningkatan tensile strength daerah luka. Terjadi

upregulasi fibrogenesis kolagen yang selanjutnya akan

merangsang remodeling kolagen melalui pembentukan kolagen

yang lebih besar, kemudian di ikuti perubahan jaringan

granulasi menjadi jaringan ikat fibrous, penyusunan ulang

kolagen secara bertahap secara degradasi dan reagregasi

kolagen.55


Ketika ion kalsium terpapar karbon dioksida (CO2)

atau ion karbonat (CO3-) pada jaringan akan membentuk

kalsium karbonat (CaCO3) dan ion kalsium akan bereaksi

dengan lingkungan sekitarnya. Kalsium karbonat

merupakan biomineral yang sangat penting dalam aktifasi

mineralisasi sel. Baik kalsium karbonat alami (yang

didepositkan oleh osteoblas selama proses remineralisasi)

maupun yang sintesis sudah sering digunakan untuk

regenerasi jaringan.63


BAB 4

Material Bioaktif Dalam Ruang Lingkup

Konservasi Gigi

Glass Ionomer Cement (GIC)

Glass Ionomer Cement (GIC) pertamakali

dikembangkan di Inggris oleh Wilson & Kent pada tahun 1972,

sebagai material restorasi preventif dan minimal invasif.

Komposisi GIC terdiri dari bubuk fluoroaluminosilikat glass

dan cairan asam polialkenoat. Bubuk dari GIC mengandung

partkel kalsium/ strontium dan fluoroaluminosilikat glass

dengan komposisisnya terdiri dari : SiO2 (Quartz) 29.00 %,

Al2O3 (alumina) 16.60 %, CaF2 (flourite) 34.20 %, Na2AlF6

(cryolite) 5.00 %, AlF2 5,30 %, AlPO4 9.90 %. Diklasifikasikan

menjadi 5 tipe, dengan susunan kimia yang sama tetapi berbeda

ukuran partikel kaca dan rasio bubuk-likuid. Reaksi pengerasan

merupakan reaksi asam basa yang dimulai saat aplikasi asam

polialkenoat ke permukaan kaca. Cairan GIC mengandung

asam polialkenoat/ poliakrilat (40-55%), asam tartar (5-15%)

dan sisanya air. GIC merupakan water based cement, yang

dapat berikatan secara kimia dengan struktur gigi lewat

pertukaran ion. 64-67

Reaksi pengerasan GIC melalui 3 fase. Fase 1: atau

disebut fase dissolution yaitu terdekomposisinya 20-30%

partikel glass akibat berkontak dari rantai polyacid sehingga

ion-ion Ca, Sn, Al, & F terlepas dari partikel yang kemudian

membetuk cement sol. Fase 2: atau fase gelation/ hardening/

presipitasi garam; Ion-ion Ca, Sn, Al, & F akan terikat pada

polianion grup polikarboksilat (COO-) yang bermuatan negatif.


Akibatnya terjadi ikatan silang rantai poliasam membentuk

suatu masa yaitu sekitar 4-10 menit setelah pencampuran tetapi

kondisinya masih rapuh dan sensitif terhadap air (water loss &

water in). Bila terjadi kontaminasi air maka kation pembentuk

matriks akan terlarut, sehingga semen menjadi lemah & mudah

larut. Fase 3: hidrasi garam, yang awalnya air terikat longgar

secara perlahan akan menghidrasi ikatan silang dan membentuk

ikatan yang lebih kuat. Setelah setting, struktur GIC terdiri dari

partikel kaca yang dikelilingi gel silica yang melekatkan

partikel kaca dengan matriks.66

Adesi ke permukaan gigi dimulai dengan terlarutnya

partikel glass oleh asam polialkenoat, sehingga ion Ca dan Al

terlepas dari semen. Karena GIC bersifat asam maka ion-ion

Ca & PO4

terlepas dari permukaan email-dentin. Terjadi

buffering polyacid akibatnya suasana yang tadinya asam akan

mengalami kenaikan pH dan terjadi presipitasi mineral

interface antara gigi dengan semen. Terjadi Ikatan kimia

melalui struktur kristalin pada interface email/ dentin dengan

semen.

GIC bersifat biokompatibel dan bioaktif karena dapat

melepas ion F, Ca, PO4 ke lingkungan sekitarnya sehingga

dapat memberi manfaat biologis. Sifat water based-material

yang memungkinkan terjadinya pertukaran ion yang berpotensi

sebagai reservoir untuk remineralisasi. Karena adanya

pertukaran ion maka gigi lebih resisten terhadap serangan

karies..

Glass ionomer cements (GIC) diketahui dapat memicu

terjadinya remineralisasi. GIC bersifat bikompatibel, dapat

berikatan dengan struktur gigi, serta mempunyai koefisien

ekspansi termal yang sama dengan dentin serta dapat


mengeluarkan fluoride yang dapat memicu remineralisasi.

Material ini diketahui dapat mengeluarkan fluoride terus

menerus dan menyimpannya untuk dikeluarkan saat keadaan

kariogenik. Diantara material-material ini, resin-modified

ionomer cements (RM-GIC) paling baik, karena memberikan

resistensi mekanis yang baik.

Terhadap jaringan pulpa GIC, pada freshly mixed

material bersifat asam (pH 0.9-1.6) kemudian di ikuti

terjadinya pertukaran ion. Kandungan ion PO4 dari jaringan gigi

akan memberikan efek buffer sehingga pH jaringan akan

meningkat, sehingga terhadap jaringan pulpa menyebabkan

peradangan ringan yang bersifat sementara.

Beberapa penelitian telah dilakukan untuk menguji

biokompatibilitas GIC, pada tahun 1983 diteliti efek terhadap

jaringan pulpa gigi anjing dan dinyatakan aman, juga efek

terhadap pulpa gigi manusia.68,69

Uji sitotoksisitas GIC dan RM GIC pada tahun 2003,

menyatakan bahwa RM GIC toksik terhadap sel pulpa, begitu

juga dengan GIC.70 Biokompatibilitas GIC dianggap cukup

baik karena asam poliakrilik bersifat lemah dan tidak mampu

berdifusi kedalam dentin karena berat molekulnya besar. Pada

pemeriksaan secara histologi efek GIC terhadap pulpa,

memberikan gambaran reaksi yang ringan dengan infiltrasi

inflamatori minimal yang menghilang setelah satu bulan.71


Kalsium Hidroksida

Kalsium hidroksida [Ca(OH)2] material yang diperoleh

dari reaksi kalsium karbonat [CO3Ca = CaO + CO2CaO + H2O

= Ca(OH)2] dengan pH sekitar 12,4. Digunakan untuk material

kaping pulpa secara direk maupun indirek.72,73

Formulasi linier kalsium hidroksida menunjukkan sifat

fisik yang buruk serta tidak mampu menstimulasi

dentinogenesis dan membentuk dentin reparatif dengan baik.

Kalsium hidroksida tidak dapat melekat dengan baik pada

dentin vital dan mudah larut. Apabila kalsium hidroksida

diletakkan di atas pulpa terbuka maka akan menyebabkan

lapisan nekrotik (zona mumifikasi). Sehingga terjadi celah

antara jembatan dentin dengan jaringan pulpa vital dan celah ini

memudahkan pengumpulan bakteri. Beberapa penelitian

menyatakan bahwa pemakaian kalsium hidroksida sebagai

material kaping direk dapat menyebabkan partikel-partikelnya

masuk ke dalam pulpa yang menyebabkan defek tunnel pada

jembatan dentin sehingga jembatan dentin porus.74,75,76,77 Atau

sebaliknya, terjadi pembentukan dentin berlebihan hingga

menyumbat kamar pulpa. Kalsium hidroksida mudah

terdegradasi oleh etsa asam sehingga tidak dapat digunakan

pada restorasi resin komposit.73 Kekurangan sifat fisik yang

dimiliki kalsium hidroksida menyebabkan penggunaan kalsium

hidroksida menjadi sangat terbatas dan hanya digunakan di area

yang diduga adanya perforasi pulpa.76

Peran kalsium hidroksida dalam pembentukan dentin

reparatif tidak memberikan stimulasi tetapi hanya menciptakan

situasi yang ideal bagi regenerasi jaringan pulpa. Melalui aksi

antibakterinya, kalsium hidroksida dapat menurunkan atau

mengeliminasi efek inflamasi bakteri dan produk-produknya


terhadap pulpa. Selanjutnya yang berperan terhadap

penyembuhan adalah faktor intrinsik pulpa itu sendiri.76 Namun

Bogen et.al (2008) berpendapat bahwa kalsium hidroksida

bersifat bioaktif.74

Mekanisme kerja kalsium hidroksida di karenakan sifat

alkalinya yang dapat menyebabkan jaringan pulpa mengalami

kerusakan. Lapisan paling superfisial mengalami zona

obliterasi78, kalsifikasi distrofik79, atau nekrosis likuidasi.75

Pada lapisan berikutnya, jaringan pulpa terkena efek alkali yang

lebih lemah sehingga membentuk zona nekrosis

koagulasi.79,80,81 Lapisan kedua ini berfungsi sebagai scaffold,

yang memungkinkan sel-sel pulpa bermigrasi dan melekat

kemudian berdiferensiasi menjadi odontoblast-like cell.79,80

Secara biomolekuler. kalsium hidroksida mempunyai

efek melarutkan matriks dentin sehingga terjadi penglepasan

growth factor, yaitu TGF-β1. Penglepasan TGF-β1

berkontribusi terhadap inisiasi pembentukan jembatan dentin.

Penjelasan biologis ini lebih rasional dibandingkan dengan aksi

kalsium hidroksida, mengiritasi sel-sel pulpa dan menstimulasi

diferensiasi sel dan membentuk jembatan dentin.78

Kalsium hidroksida akan terurai menjadi ion kalsium dan

ion hidroksil. Ion hidroksil menyebabkan pH menjadi alkali.

Derajat keasaman yang tinggi dapat mendorong aktivitas enzim

jaringan yang berhubungan dengan proses mineralisasi. Ion

hidroksil juga mempengaruhi efek antibakteri yaitu terjadinya

hidrolisis lipid lipopolisakarida dari bakteri, meningkatkan

permeabilitas membran sel, denaturasi protein, kerusakan DNA

sehingga terjadi kematian bakteri. Ion kalsium yang dilepaskan

oleh kalsium hidroksida akan terikat dengan ion fosfat yang

dilepaskan oleh protein organik untuk membentuk apatit.82 Ion


kalsium yang dilepaskan oleh kalsium hidroksida berfungsi

menstimulasi ekspresi gen fibronektin pada sel-sel pulpa gigi.83

Fibronektin adalah suatu glikoprotein matriks

ekstraseluler yang terdistribusi dalam jaringan dan darah.

Molekul ini berperan dalam perlekatan, migrasi dan diferensiasi

sel odontoblas tahap akhir. Fibronektin diduga memediasi

elongasi dan polarisasi odontoblas melalui interaksi

transmembran-sitoskeleton.84


Mineral Trioxide Aggregate (MTA)

Mineral trioxide aggregate (MTA) pertama kali

dikembangkan pada tahun 1990 di Universitas Loma Linda

sebagai penutup perforasi akar. Pada tahun 1998 oleh US Food

and Drugs Administration resmi dikeluarkan ijin untuk

penggunaan di bidang kedokteran gigi. Pada perkembangannya

selain sebagai penutup perforasi akar MTA juga digunakan

untuk kaping direk, pulpotomi, apeksifikasi, penutupan apeks

pada bedah endodontik, serta perbaikan resorpsi akar eksterna.

Mineral trioxide aggregate (MTA) pertama kali diproduksi oleh

Dentsply, Tulsa, AS dan dipatenkan sebagai material berbahan

dasar semen Portland tipe I menurut standar ASTM (American

Standards for Testing Materials).

Kandungan MTA 70-95% terdiri dari kalsium oksida

(CaO) dan silikon dioksida (SiO2) dan campuran ini

menghasilkan trikalsium silikat (Ca3S), dikalsium silikat

(Ca2S), trikalsium alumina, tetrakalsium aluminoferit,

alumunium oksida (Al2O3), kalsium sulfat dihidrat, magnesium

oksida (MgO), kalium sulfat, (K2SO4), dan natrium sulfat

(Na2SO4). Penambahan bismuth oksida (Bi2O3) sebagai

pemberi efek radiopak.85

Mineral trioxide aggregate (MTA) digunakan sebagai

pengganti kalsium hidroksida. MTA memiliki kemampuan

dalam menstimulasi pembentukan jembatan dentin, sehingga

memicu penyembuhan pulpa. MTA mempunyai sifat pH alkali

yang tinggi, antibakteri, biokompatibilitas, radiopasitas, dan

kemampuan penutupan yang baik.86,87. Namun MTA memiliki

kekurangan, diantaranya waktu pengerasan lama dan dapat

terjadi diskolorasi.87 Biokompatibilitas MTA telah dibuktikan

oleh DeDeus et.al (2005) dan Min et.al (2007) yang pada


penelitiannya memaparkan MTA pada sel manusia dan hasilnya

menunjukan tidak toksik. Selain itu pada observasi selama 12

minggu terhadap jaringan hewan secara in vitro dan in vivo

menunjukkan pertumbuhan sel yang normal serta tidak

terdapat infeksi.88,89 Mineral trioxide aggregate (MTA) bersifat

hidrofilik sehingga sangat menguntungkan karena kontrol

kelembaban di dalam rongga mulut sulit dicapai.32 Sifat basa

MTA pada awal pengadukan dengan air 10,2 kemudian

meningkat sampai 12,5 setelah 3 hari, dan tetap stabil dalam

waktu yang lama. Setelah mengeras MTA menghasilkan

struktur yang sangat keras dan setelah 21 hari dapat mencapai

kekuatan kompresi 45 MPa. Karena sifat kelarutannya rendah

maka MTA tidak dapat diabsorpsi.

Pada saat proses pengerasan terjadi penglepasan ion

kalsium yang menyebabkan terjadinya deposit kristalin pada

permukaan MTA. Hal tersebut menginisiasi terjadinya

presipitasi hidroksiapatit (HA) yang bersifat biokompatibel dan

dapat menginduksi osteoid untuk menghasilkan efek

osteogenisitas. Kemampuan MTA untuk melepaskan ion

kalsium dan fosfat merupakan faktor penting bagi metabolisme

tulang dan penyembuhan jaringan keras.

Proses pengerasan MTA merupakan proses hidrasi yang

proses kritisnya sangat singkat, setelah bubuk berkontak

dengan air dan prosesnya akan menjadi perlahan seiring dengan

waktu. Mekanisme pengerasan MTA mempunyai 3 tahapan.

Pertama ketika bubuk MTA bercampur dengan air, akan

terbentuk pori-pori dan saluran-saluran mikro yang

menyebabkan terjadinya difusi air ke dalam material yang akan

memperlambat proses hidrasi.32 Pada 24 jam pertama

trikalsium alumina akan mengalami hidrasi untuk membentuk

gel hidrat koloidal dari trikalsium alumina. Pada tahap kedua


terjadi antara hari 1 sampai dengan hari ke-7. Trikalsium silikat

dan trikalsium alumina bereaksi dengan air akan membentuk

Ca(OH)2, aluminium hidroksida, dan bentuk amorphous

kalsium silikat (ettringite).

3CaO. SiO2 + H2O Ca(OH)2 + 2 CaO. SiO2

3 CaO. Al2O3 + 6H2O 3Ca (OH)2+ 2Al (OH)3

Tahap ketiga terjadi diantara hari ke-7 sampai ke-28,

merupakan proses pengerasan yang lambat, kalsium silikat

secara progresif akan terhidrasi untuk membentuk gel hidrat

silikat dan Ca(OH)2, yang akan menambah kekuatan semen

yang sudah keras:

2CaO. SiO2 + xH2O 2CaO .SiO2 . xH2O (Amorphous)

Selama proses pengerasan terjadi penurunan kuantitas SiO2 dan

peningkatan Ca(OH)2. Peningkatan Ca(OH)2 dimulai sejak

pada hari ke-3 sampai dengan hari ke-21.

Menurut Camillieri (2007), proses hidrasi MTA

memiliki 4 tahap. Tahap pertama terjadinya masa induksi awal

(preinduction period), induksi (induction/dormant phase),

akselerasi, dan tahap akhir akselerasi. Masa induksi awal

(beberapa menit pertama) terjadi kelarutan yang cepat dan

membentuk ion. Hidrolisis trikalsium silikat adalah tahap

kalsium silikat hidrat yang terpresipitasi pada permukaan

semen. Pada awal reaksi dikalsium silikat sedikit mengalami

reaksi. Trikalsium alumina terlarut dan bereaksi dengan

dikalsium, ion sulfat pada fase liquid akan membentuk


ettringite yang akan mengalami presipitasi pada permukaan

partikel. Masa induksi awal ini diikuti dengan masa induksi

(dormant) yaitu pada beberapa jam pertama. Pelapisan silikat

hidrat pada bubuk semen yang tidak terhidrasi akan terhenti dan

masa induksi pada 1-2 jam pertama pada saat bentuk semen

bertekstur seperti pasir basah.32

Pada saat ini akan terpisah antara semen yang tidak

terhidrasi (anhidrasi) sehingga menyebabkan peningkatan

konsentrasi ion yang larut pada fase likuid. Inisial set terjadi

ketika lapisan kalsium silikat hidrat terbentuk dan

menyebabkan terjadinya proses hidrasi. Volume produk hidrasi

2 kali lebih banyak dibandingkan dengan tidak terhidrasi.

Ketika hidrasi berlangsung, produk hidrasi akan mengisi

ruangan diantara butiran semen. Selama proses induksi (tahap

dormant), butiran semen terpisah dan produk hidrasi utama

adalah Ca(OH)2 dan ettringite. Setelah 1 jam kemudian baru gel

kalsium silikat hidrat mulai terbentuk. Pembentukan serabut

kalsium silikat hidrat meningkat menyebabkan semen

mengeras dengan penurunan jumlah pori-pori. Ettringite yang

terdeposit di atas permukaan trikalsium alumina akan

menurunkan reaksi dari trikalsium alumina. Pada saat ion sulfat

habis, lapisan ettringite hancur dan berubah menjadi

monosulfat, akan berlangsung tahap akhir akselerasi, yaitu 3-

12 jam setelah pencampuran.32

Menurut Sarkar et.al (2005) ion kalsium yang

dominan dilepaskan MTA, akan bereaksi dengan fosfat

cairan jaringan dan membentuk hidroksi apatit.91 Rodrigues

et.al (2013) membandingkan pelepasan ion dari MTA,

kalsium hidroksida, dan BiodentineTM. Hasil penelitiannya

menunjukkan bahwa pada pH 5,5 MTA melepaskan ion

kalsium lebih banyak dibandingkan dengan Dycal® dan


BiodentineTM. Namun pada pH 7,0 BiodentineTM

melepaskan kalsium lebih banyak.92 Menurut Natale et.al

(2015), Dycal® melepaskan ion lebih sedikit dibandingkan

dengan MTA dan BiodentineTM. Pelepasan ion kalsium

relatif konstan pada pH netral (7), namun pada pH 5,5

pelepasan kalsium menurun hingga 24% setelah hari ke 21.

Pada pH 5,5, MTA melepaskan lebih banyak ion kalsium

dibandingkan dengan Dycal®. BiodentineTM juga

melepaskan ion jauh lebih banyak dibandingkan dengan

Dycal®pada pH 7,0.93

ProRoot MTA®

ProRoot MTA® (Tulsa Densply) ditemukan oleh

Torabinejad M pada tahun1993 di Loma Linda University.

Komposisi ProRoot MTA® terdiri dari 70% semen Portland,

20% bismut oksida, 5% gipsum. Sediaan ProRoot MTA® ada

dua jenis yaitu jenis abu-abu dan putih. Initial setting ProRoot

MTA® sekitar 4 jam dan final setting nya 72 jam.

Gambar.17 Pro Root MTA


MTA Modifikasi

Modifikasi MTA dipasarkan dengan nama MTA

Flow™ (Ultradent), terdiri dari bubuk dan gel. Material ini

termasuk dalam golongan semen kalsium dengan kandungan

utamanya adalah dikalsium silikat dan trikalsium silikat.

Reaksinya sama seperti MTA yakni melepaskan kalsium

hidroksida saat mengeras dan kemudian bereaksi dengan cairan

jaringan membentuk lapisan hidroksiapatit.94

Gambar.18 Paket MTA Flow™ 93

Perbedaan dengan MTA sebelumnya yakni pada ukuran partikel

dan bahan campurannya yang berupa gel. MTA modifikasi

memiliki ukuran partikel lebih kecil dibanding MTA

sebelumnya yaitu < 10µm.94

Menurut Komabayasi et.al (2008) ukuran partikel ProRoot®

MTA dan MTA Angelus® ada padsa rentang 1,5-160µm, dengan

persentase ukuran partikel 6-10µm 73% pada ProRoot® MTA

dan 53% pada MTA Angelus®.95 Komabayashi & Spångberg,


(2008), Reyes-Carmona (2010) menyatakan bahwa perbedaan

ukuran partikel material merupakan hal yang penting dalam

menentukan karakteristik mekanik ikatan semen. Material yang

memiliki ukuran partikel sama/homogen menghasilkan

kekuatan ikatan mekanik yang lebih tinggi. Ukuran partikel

yang lebih kecil dan lebih homogen ini menghasilkan campuran

dengan konsistensi yang tidak seperti pasir sehingga

memudahkan aplikasi.95,96

Waktu setting yang panjang pada MTA konvensional dapat

diatasi oleh MTA modifikasi yang memiliki waktu setting 15

menit, bahkan setelah 5 menit lapisan semen dapat dibilas dan

dikeringkan tanpa melarutkan MTA modifikasi. Memperkecil

ukuran partikel berarti memperluas permukaan sehingga reaksi

berlangsung lebih cepat dan waktu setting berkurang.97 Saghiri

et.al (2012) menyatakan bahwa memperkecil ukuran partikel

akan menurunkan waktu setting dengan perbedaan yang

signifikan. Penelitian ini juga memperlihatkan peningkatan

kekerasan mikro pada MTA dengan ukuran partikel yang lebih

kecil karena berkaitan dengan menurunnya tingkat porositas.98

Gel sebagai campuran bubuk membuat MTA modifikasi ini

lebih tidak mudah larut dibandingkan MTA yang dicampur

dengan air. Rasio campuran antara bubuk dan gel dapat diatur

untuk mencapai 3 konsistensi berbeda, yakni kental (thick), cair

(thin), dan putty sesuai indikasinya.93

Torabinejad et.al (1995) telah mengevaluasi nilai pH MTA,

berkisar 10.2 setelah pencampuran dan naik sampai dengan

12.5 dan tetap konstan setelah 3 jam. Ding et.al (2008)

menyebutkan bahwa tidak terdapat perbedaan bermakna antara

MTA putih yang dicampur dengan air destilasi dan MTA putih

yang dicampur dengan Na2HPO4 15% larutan buffer. Pada

penelitian yang dilakukan oleh Massi et.al (2011) dengan


menggunakan MTA Angelus, Eksperimental MTA, semen

portland putih, dan sealer epoxy AH Plus yang diletakkan di

dalam tube 1.5 mm dan direndam di dalam tabung 10 ml untuk

berbagai periode waktu sampai dengan 28 hari, diikuti dengan

penghitungan pH larutan. Terlihat kenaikan pH dari ketiga

material berbasis kalsium silikat, tetapi sealer AH plus

menurun. MTA melepaskan ion kalsium selama reaksi setting

dan yang penting adalah memberikan pH alkali. pH alkali

sebesar 12.5 yang berkepanjangan memberikan sifat potensi

antibakteri dan antifungal. Juga terbukti bahwa MTA

melepaskan ion kalsium selama beberapa hari setelah hidrasi

awal dan selama setting.32,99-101.


Biodentine™

BiodentineTM merupakan biomaterial dengan basis

semen silika murni, tersusun dari sebagian besar trikalsium

silikat (3CaO.SiO2). Kandungan bubuk BiodentineTM adalah

trikalsium silikat dengan tambahan kalsium karbonat (CaCO3)

dan zirconium dioksida (ZrO2). Kalsium karbonat berfungsi

sebagai filler dan ZrO2 untuk radiopasitas bahan.102

Cairan BiodentineTM mengandung kalsium klorida (CaCl2)

dengan tambahan agen pereduksi air yang berfungsi sebagai

akselerator untuk mempersingkat waktu pengerasan dan

polimer larut air. Dengan kandungan cairan tersebut,

BiodentineTM memiliki waktu pengerasan yang sangat singkat

bila dibandingkan dengan semen bioaktif lainnya yaitu sekitar

12 menit.103

Biodentine™ diproduksi menggunakan Active

Biosilicate Technology™, agar kemurnian material dapat

terkontrol. Teknologi ini memproduksi trikalsium silikat

sintetik murni, sehingga konten mineral dan struktur kimianya

tidak mengalami perubahan. Teknologi tersebut menjamin

tidak akan adanya kandungan logam berat seperti aluminate

dan calcium sulfat. Penggunaan trikalsium silikat sintetik murni

ini dapat meningkatkan karakteristik dari material.104


Tabel.1 Komposisi dari bubuk dan likuid Biodentine™

Bubuk

Trikalsium Silikat (komposisi utama)

Di-kalsium silicate ( komposisi kedua)

Kalsium Carbonat ( filler)

Zirkonium dioksida (radiopacifier)

Iron Oxide ( shade)

Likuid

Kalsium klorida ( akselerator)

Hydrosoluble polymer (water reducing agent)

Camilleri (2014) membandingkan ukuran partikel

Biodentine™ dengan MTA dan hasilnya ukuran partikel

Biodentine™ lebih kecil dari MTA. Hal tersebut dapat dilihat

dari luas permukaan yang terbentuk pada Biodentine™ 2.811

m2/g sedangkan pada MTA 1.035 m2/g.31

BiodentineTM memiliki kekuatan kompresi yang terus

meningkat sampai pada akhirnya akan menyerupai kekuatan

kompresi dari dentin. Terdapat penelitian yang menyatakan

bahwa sifat tersebut terjadi akibat perbandingan air dan semen

yang rendah. BiodentineTM digunakan antara lain untuk

penggantian dentin di bawah restorasi permanen sehingga harus

memiliki kekuatan ikat yang baik. Penelitian menyatakan

bahwa ikatan dengan resin komposit dapat efisien dan

ditoleransi sebagai pengganti dentin, terutama bila ditunda

selama dua minggu untuk proses maturasi dari BiodentineTM.63

Kandungan kalsium karbonat dapat berperan sebagai pemicu

kekerasan bahan dan gel kalsium silika berperan untuk

mengurangi terjadinya porositas dari Biodentine™.105,106


A B C

Gambar.19 Perbandingan kurun waktu 24 jam: Compressive

srength (A), Vickers micro hardness (B) dan Flexural

modulus(C)

BiodentineTM merupakan semen berbasis kalsium

silika sehingga juga dapat memicu proses remineralisasi

non klasik. Ikatan Biodentine™ dengan struktur dentin

membentuk interface layer yang kaya akan mineral

dengan terbentuknya micromechanical tag sehingga

ikatan dengan struktur gigi meningkat.105,107

Pada penelitian yang membandingkan bentuk

interface layer antara dentin dengan MTA dan

Biodentine™ Hasilnya pada Biodentine™, gap yang

terbentuk lebih besar, dan ketebalan interface layer yang

terbentuk lebih rendah dibandingkan MTA, sedangkan

pelepasan Ca/P pada keduanya sama. Perbedaan hasil

penelitian tersebut dikaitkan dengan setting time yang

singkat sehingga kontak antara kalsium dari Biodentine™

dan fosfat dari cairan tubuh berkurang.


Kemampuan pelepasan kalsium BiodentineTM

lebih tinggi dari ProRoot MTA dan dapat menghasilkan

pH yang lebih tinggi untuk lingkungan remineralisasi

yang efektif. BiodentineTM sebagai biomaterial memiliki

sifat untuk meningkatkan sekresi TGF-β1 dari sel pulpa.

Sekresi tersebut sangat penting untuk memicu proses

angiogenesis pada pulpa, diferensiasi sel, dan terjadinya

mineralisasi.108 BiodentineTM juga diketahui

meningkatkan proliferasi, migrasi, dan perlekatan sel

punca apabila terjadi kontak langsung.107,109 Indikasi

BiodentineTM sama seperti MTA. Hal ini karena kedua

bahan memiliki bahan dasar yang sama yaitu trikalsium

silikat. Bahan ini dapat digunakan antara lain untuk kasus

apeksifikasi karena bahan ini mempunyai kemampuan

penutupan yang baik sehingga dapat berfungsi sebagai

apical plug. Pada kasus perforasi juga dapat digunakan

karena bahan ini memiliki ikatan yang baik dengan dentin.

Pada kasus resorpsi akar, bahan ini juga mampu menutup

kerusakan yang terjadi pada akar dan menghentikan

proses kerusakan lebih lanjut. Selain itu, dapat juga

digunakan untuk pengisian ujung akar pada perawatan

apeks reseksi karena bahan ini menginduksi proses

penyembuhan jaringan periodontal serta untuk kasus

kaping pulpa karena bahan ini mampu memberikan seal

yang baik pada pulpa yang terbuka.105


Gambar.20 Indikasi penggunaan biodentine™

Reaksi Pengerasan

Pada reaksi pengerasan, bahan ini mangalami perubahan

bentuk menjadi struktur gel dan terjadi perubahan ion.

Trikalsium silikat yang dihidrasi membentuk gel kalsium silika

terhidrasi (C-S-H gel) dan kalsium hidroksida. Tricalcium

silika yang belum bereaksi akan dilapisi oleh lapisan calcium

silicate hydrate gel yang bersifat relatif impermeable sehingga

akan melindungi dan memperlambat reaksi-reaksi selanjutnya.

Gel kalsium silika berguna untuk hidrasi permanen dari

trikalsium silikat dengan mengisi ruang diantara butiran

trikalsium

Biodentine™ memiliki kemampuan untuk melepaskan

ion hidroksil dan kalsium, karena terdapat komponen calcium

silicate, calcium chloride dan calcium carbonate. Reaksi

hidrasi yang cepat berkorelasi dengan tingginya pelepasan

kalsium lebih yang awal. Gel kalsium silika berperan dalam

hidrasi semen dari trikalsium silikat dengan mengisi ruang


diantara butiran trikalsium silikat.105,110

Biodentine™ dilaporkan lebih resisten terhadap

suasana asam dan dapat melepaskan ion Ca(OH)2 selama fase

setting, sehingga memiliki sifat antibakteri dengan

terbentuknya pH yang mencapai angka 12.

Ikatan BiodentineTM dengan struktur dentin lebih baik,

hal ini karena terbentuk struktur yang menyerupai

hidroksiapatit yang akan beradhesi dengan dentin serta kalsium

karbonat yang terbentuk setelah proses pengerasan membentuk

penjangkaran yang masuk ke dalam tubuli dentin sehingga

terbentuk micromechanical tag yang membantu meningkatkan

ikatan bahan ini ke struktur gigi.

Gambar.21 Proses hidrasi trikalsium silikat menjadi gel

kalsium silka dan kalsium hidroksida

Gambar.22 Pelepasan ion-ion setelah terbentuk gel kalsium

silika dan kalsium hidroksida


A B C

Gambar.23 Biodentine sebelum terhidrasi (A), Deposisi

kalsium sillika gel (B), Biodentine setelah setting (C)

Cara Aplikasi

Kemasan Biodentine™ terdiri dari bubuk didalam

kapsul dan cairan yang terpisah. Sebelum di aduk kapsul bubuk

dibuka lebih dahulu cairan dimasukkan kedalam kapsul

sebanyak 5 tetes kemudian kapsul ditutup kembali. Kapsul

dikocok pada alat pengocok selama 30 detik dengan kecepatan

4000 – 4200 rpm.111 Campuran biodentin berbentuk gel

dikeluarkan dari kapsul dan siap untuk diaplikasikan. Aplikasi

dapat menggunakan instrumen plasti, amalgam carrier atau

carrier lainnya yang biasanya digunakan untuk pengisian root

end filling seperti MTA gun atau messing gun. Working time

dari Biodentine™ berkisar 6 menit dan akan mengeras setelah

10-12 menit membentuk material yang solid.112


A B C

Gambar.23 Biodentin dalam kapsul dan liquid (A), Mesin

pengaduk biodentine (B), konsistensi biodentine setelah

diaduk (C)

Penggunaan Biodentine™ ada dua pilihan, one stage

atau two stage. Pada two stage Biodentine™ digunakan sebagai

material semi permanen selama 1 minggu sampai dengan 6

bulan kemudian diberikan restorasi permanen. Pada one stage,

Biodentine™ dapat langsung diberikan material permanen

diatasnya setelah 12 menit atau setelah fase setting.112

Ikatan antara Biodentine™ dengan resin komposit

sama baiknya seperti layaknya ikatan SIK dengan resin

komposit, namun lebih baik dilakukan penumpatan minimal

dua minggu pasca aplikasi biodentin. Penumpatan resin

komposit pada hari yang akan mengganggu proses setting

biodentin, terutama pada saat penggunaan etsa dan bonding

karena dapat terjadi pelarutan dari biodentin.112


Biokeramik

Biokeramik adalah biomaterial berbahan dasar kalsium

silikat yang memiliki struktur nano, tidak mudah larut, radiopak

dan bebas alumunium. Biokeramik bersifat biokompatibel dan

hidrofilik serta merupakan material bioaktif non metal dengan

karakteristik menyerupai jaringan keras yang akan diganti atau

diperbaiki. Pertamakali diperkenalkan oleh Hench pada tahun

1969, merupakan material gabungan kaca dan keramik yang

disebut Bioglass dan digunakan untuk material implantasi pada

tulang.23 Seiring dengan perkembangan teknologi di bidang

material maka dikembangkan material biokeramik yang

bersifat biokompatibel dan osteokonduktif. Biokeramik

didesain secara spesifik untuk keperluan dental dan medis yang

dapat bereaksi dengan cara membentuk hidroksiapatit diantara

material dan jaringan keras atau biologi.110,111 Terdapat 3

kategori biokeramik, yaitu bioinert, bioaktif dan biodegradable.

Bioinert adalah tidak bereaksi dengan sistem biologis,

sedangkan bioaktif yaitu tahan lama dalam jaringan yang dapat

mengalami interaksi interfasial dengan jaringan di sekitarnya.

Biodegradable, soluble atau resorbable adalah bahan tersebut

dapat mengganti atau bersatu ke dalam jaringan.112. Penggunaan

keramik dalam penelitian bidang biomedik diawali pada tahun

1970 dan selama lebih dari 40 tahun semakin meluas.

Kemudian mulai diperkenalkan penggunaan sebagai siler dan

root repaired calcium silicate, calcium phosphate

Endosequence Bioceramic dalam bidang endodontik. Material

ini sekarang menjadi pilihan untuk perawatan kaping pulpa,

pulpotomi, perbaikan perforasi, pengisian ujung akar, dan

obturasi pada gigi dengan apeks terbuka, serta dapat pula

sebagai siler pada gigi dewasa dengan apeks tertutup.


Keunggulan biokeramik sebagai siler saluran akar yaitu

menghasilkan kalsium hidroksida pada saat proses reaksi

pengerasan sehingga bersifat bakterisid karena pH yang tinggi

yaitu 12.8. Hal tersebut telah dibuktikan pada penelitian yang

menyatakan bahwa siler biokeramik dapat bersifat bakterisid

terhadap bakteri E. faecalis setelah berkontak selama 2 menit.

Aksi anti bakteri tersebut disebabkan adanya efek kombinasi

antara pH tinggi, kondisi hidrofilik dan difusi aktif dari kalsium

hidroksida.113. Kandungan biokeramik yaitu bioactive glass,

glass ceramics, alumina, zirconia, coating, komposit,

hidroksiapatit, radiotherapy glasses dan kalsium fosfat yang

dapat teresorbsi.23,106.107 Zirconium merupakan jenis keramik

yang bersifat bioinert dan digunakan untuk keperluan prostetik

serta tidak mengakibatkan respon jaringan disekitar dan tidak

menimbulkan efek biologis. Material bioaktif pada biokeramik

adalah glass (silica) dan kalsium fosfat yang akan berinteraksi

dengan jaringan disekitarnya dan mendukung pertumbuhan

jaringan lebih baik.114-116 Biokeramik dapat menggantikan

jaringan atau menyerap serta mendorong terjadinya regenerasi

jaringan normal. Biokeramik memiliki kemampuan untuk

membentuk endapan serupa hidroksiapatit, bersifat antibakteri

karena memiliki pH yang tinggi (12,8) selama proses

pengerasan, dan kemampuan penutupan yang sangat baik.

Ukuran partikelnya 1,5-4,0 μm dan tidak mengalami shrinkage

pada saat proses pengerasan dan mempunyai compressive

strength 50 – 70 Mpa.109 Setting time dari biokeramik sekitar 4

jam pada suhu kamar dan akan memanjang pada kondisi

kering.111,113,114


Siler Biokeramik

Penggunaan material biokeramik di bidang kedokteran

gigi sudah cukup luas, antara lain sebagai prostetik serta

dibidang endodontik sebagai siler saluran akar yang berbahan

dasar biokeramik.114,115,117. Sitotoksisitas biokeramik telah

diteliti secara in vitro pada tikus, sel osteoblast serta sel

ligament periodontal manusia. Beberapa literatur menyebutkan

bahwa biokeramik mempunyai potensi untuk memicu

regenerasi tulang apabila terektrusi ke apikal. Saat mengeras,

siler biokeramik membutuhkan kondisi tubuli dentin yang

lembab dan apabila kondisi saluran akar kering maka waktu

pengerasan akan lebih lama.110,112 Sifat flow biokeramik akan

menyebabkan siler dapat mengisi area yang sulit dijangkau

yaitu dentin yang ireguler, isthmus, kanal aksesori dan celah

diantara kon utama dan aksesori. Berdasarkan ISO 6786/2001

siler saluran akar harus mempunyai flow rate tidak kurang dari

20 mm. Flow rate dapat dipengaruhi oleh ukuran partikel,

temperatur, dan waktu pengadukan. Flow rate dari siler

Endosequence BC dan IRoot® SP yaitu sekitar 23.2 mm –

26.96 mm.112.

Siler biokeramik dapat membentuk nano-commposite

network of gel-like calcium silicate hydrate yang bercampur

dengan hidroksiapatit sehingga akan menghasilkan seal yang

hermetis. Presipitasi kalsium fosfat pada saat proses hidrasi

kekuatannya sama dengan tulang manusia. Siler biokeramik

bersifat non-mutagenic, tidak menyebabkan alergi dan toleransi

baik terhadap jaringan subkutan. Sifat basa yang tinggi dengan

pH 12.8 dapat meningkatkan proses mineralisasi dan aksi

bakterisid. Siler ini juga bersifat hidrofilik, hidrasi saluran akar

membantu formasi kalsium fosfat, serta mampu mengisi


seluruh dinding saluran akar termasuk ke kanal lateral. Siler

biokeramik dapat berikatan dengan dinding dentin sehingga

tidak terapat celah antara dinding dentin dengan siler.

Mekanisme ikatan antara siler biokeramik dengan dinding

dentin terdapat beberapa mekanisme diantaranya yaitu: (a)

terjadinya proses difusi dari partikel siler ke dalam tubuli dentin

yang menghasilkan mechanical interlocking bonds, (b)

terjadinya infiltrasi mineral siler ke dalam tubuli dentin yang

menghasilkan zona infiltrasi mineral setelah terjadinya

denaturasi serat kolagen oleh strong alkaline sealers, (c) terjadi

reaksi parsial dari fosfat dengan hydrogel kalsium silikat dan

kalsium hidroksida yang diproduksi melalui reaksi kalsium

silikat pada kondisi dentin yang lembab menghasilkan formasi

hidroksiapatit disepanjang zona infiltrasi mineral.117. Selain itu,

siler ini memiliki sifat radiopasitas yang baik dan osseo-

conductive, tidak menyusut saat mengeras bahkan sedikit

memuai untuk melengkapi proses pengerasannya. Biokeramik

tidak menghasilkan respon inflamasi apabila terjadi ekstrusi

pengisian melebihi foramen apikal.110

Reaksi pengerasan

Reaksi pengerasan biokeramik diawali dengan reaksi

hidrasi dengan memanfaatkan kandungan air yang ada pada

dentin. Pada tahap awal akan terbentuk hidrogel kalsium silikat

dan kalsium hidroksida. Kalsium hidroksida yang terbentuk

akan bereaksi dengan kalsium fosfat, menghasilkan endapan

serupa hidroksiapatit. Air akan terus bereaksi dengan kalsium

silikat, menghasilkan tambahan gel seperti kalsium silikat

hidrat. Air pada proses ini merupakan faktor penting dalam

mengontrol tingkat hidrasi dan waktu pengerasan.

Reaksi


hidrasi material biokeramik ketika berkontak dengan air

(A&B):

2[3CaO.SiO2] + 6H2 2.3H2O + 3Ca(OH)2 (A)

2[2CaO.SiO2] + 4H2 2.3H2O + Ca(OH)2 (B)

Sebelum mengeras, biokeramik memiliki sifat antibakterial

sedangkan saat keras sempurna, material ini sangat

bikompatibel dan bioaktif. Ketika material bioceramic

berkontak dengan cairan jaringan, material ini melepaskan

kalsium hidroksida yang berinteraksi dengan fosfat membentuk

hidroksiapatit.yang kemudian terjadi reaksi presipitasi:

7Ca(OH)2 + 3Ca(H2PO4)2 10(PO4)6(OH)2 + 12H2O (C)

Dentin mengandung sekitar 20% air dan pada saat reaksi

pengerasan siler biokeramik memanfaatkan air pada tubuli

dentin sehingga dapat mengawali reaksi hidrasi dari material

serta dapat mereduksi setting time. Siler biokeramik dapat

mengeras apabila kondisi tubuli dentin dalam keadaan lembab,

karena pada saat hidrasi gel kalsium silikat dan kalsium

hidroksida akan diproduksi oleh kalsium silikat yang terdapat

dalam bubuk. Kalsium hidroksida akan bereaksi dengan ion

fosfat dan akan memproduksi presipitasi hidroksiapatit dan air.

Hidroksiapatit yang dihasilkan dapat digunakan untuk

rekonstruksi material. Selanjutnya, interaksi dari kalsium silikat

dan air mengawali produksi dari kalsium silikat hidrat. Faktor

kritis yang mengkontrol laju hidrasi dan reaksi pengerasan


adalah air yang digunakan dalam reaksi pengerasan. Reaksi

pengerasannya sama seperti reaksi pengerasan pada kalsium

hidroksida. Reaksi pengerasan ini juga akan menghasilkan ion

hidroksil yang berpengaruh terhadap pH.111,114 .

Efek Anti Bakteri Siler biokeramik

Sifat antibakteri yang dimiliki oleh siler dapat

mendukung kesuksesan perawatan endodontik dengan cara

mengeliminasi sisa-sisa infeksi intraradikuler yang terdapat di

dalam saluran akar. Sifat antibakteri siler saluran akar terdapat

pada sifat basa dan ion kalsium yang akan menstimulasi proses

penyembuhan. Saat fase awal dan selama fase pengerasan

aktivitas anti bakteri dari siler sangat kuat. Siler biokeramik

dapat melepas ion kalsium yang tinggi.115-119

Reaksi kimia pada saat pengerasan siler biokeramik,

kalsium hidroksida adalah produk akhir dari reaksi ini serta

menghasilkan pH yang sangat tinggi (12.8) maka dalam waktu

singkat bakteri Enterococcus faecalis akan tereliminasi. Zhang

et.al (2009) menyatakan bahwa pada kondisi pH siler pada

freshly mixed 3 menit dan 60 menit pertama adalah 10.9 dan

11.5, dan kondisi pH akan stabil sampai dengan 7 hari yaitu

pada nilai 11.8.119 Efek anti bakteri siler Bioceramic terdapat

pada ion hiroksil yang dihasilkan yang merupakan radikal

bebas kuat. Ion hidroksil ini akan mendestruksi fosfolipid yang

yang terdapat pada struktur membrane bakteri. Yang kemudian

mendenaturasi protein dan mengganggu aktivitas enzim

sehingga metabolisme bakteri terhambat. Ion hidroksil juga

dapat menghambat replikasi DNA bakteri dan mengacaukan

aktivitas seluler. Kalsium hidroksida mengganggu aktivitas

imunostimulasi pada LTA Enterococcus faecalis dan dapat


menyebabkan tidak aktifnya lipopolisakarida (LPS) pada

bakteri gram negatif yang dianggap sebagai duplikat LTA

karena memiliki kesamaan struktur dan fungsi. Dengan adanya

kalsium hidroksida, LPS akan mengalami kegagalan dalam

menginduksi produksi TNF-a dari monosit dan stimulasi

pembentukan osteoklas. Seiring dengan mekanisme non-

aktivasi LTA, kalsium hidroksida juga menyebabkan

detoksifikasi LPS melalui hidrolisis asam lemak.119

iRoot® BP Plus

Pada tahun 2007, Innovative Bioceramix Inc,

Vancouver, Canada, mengembangkan material berbahan dasar

kalsium silikat yang siap pakai dengan nama dagang iRoot®

BP Plus. Mirip seperti EndoSequence root repair material

(ERRM) (Brasseler USA, Savannah, USA). Komposisi

utamanya adalah kalsium silikat, zirkonium oksida, tantalum

oksida dan kalsium fosfat monobasic. kalsium silikat bebas

alumina, kalsium fosfat, kalsium hidroksida, tantalum oksida,

niobium oksida, zirkonium oksida.

Material ini digunakan untuk perbaikan perforasi pada akar

dan terdapat dalam 2 bentuk sediaan yaitu premixed syringe

(iRoot® BP) dan premixed putty (iRoot® BP Plus). Sebagai

material root-end filling, material ini mudah digunakan dan

sudah tersedia dalam bentuk campuran.


Zhang et.al (2015), melakukan penelitian dengan

menggunakan iRoot BP Plus pada pulpa tikus yang hasilnya

secara signifikan dapat menginduksi penyembuhan jaringan,

namun efek material ini terhadap penyembuhan jaringan

periapikal belum diteliti. Oleh karena itu, penelitian Zhang et.al

menganjurkan untuk melakukan penelitian lebih lanjut

menggunakan iRoot® BP Plus sebagai material root-end

filling.119

IRoot® SP

Komposisi siler Bioceramic (IRoot® SP) terdiri dari

tricalsium silicate, dicalsium silicate, calcium phosphates,

colloidal silica, calcium hydroxide, dan zirconium oxide. Siler

IRoot® SP memiliki pH 11.5-12.8 dan bertahan setelah setting

dan dua mekanisme yang terkait dengan efek anti bakteri dari

siler IRoot® SP yaitu sifat hidrofilik dan difusi aktif dari

kalsium hidroksida. Sifat hidrofilik dapat memfasilitasi

penetrasi siler ke area yang sangat halus.116


Daftar Pustaka

1. Black GV. Treatment of Dental Caries. In: Black AD,

ed. A Work on Operative Dentistry Vol. 1: The

Pathology of The Hard Tissues of The Teeth. Vol 5th

ed. Chicago: Medico-Dental Publishing Company;

1922:188-202.

2. Mount GJ. A new paradigm for operative dentistry.

Aust Dent J. 2007;52(4):264-270.

3. Schwendicke F, Stangvaltaite L, Holmgren C, et. al.

Dentists’ attitudes and behaviour regarding deep

carious lesion management: a multi-national survey.

Clin Oral Investig. 2016:1-8..

4. Burrow M, Ricketts D, Kidd E, Innes NPT, Clarkson

JE. Complete or ultra conservative removal of decayed

tissue in unfilled teeth. Aust Dent J. 2009;54(3):274-

276.

5. Schwendicke F, Dörfer CE, Paris S. Incomplete caries

removal: a systematic review and meta-analysis. J

Esthet Restor Dent. 2015;27(6):392–5.

6. Corrêa FNP, Rodrigues FLE, Rodrigues CRMD.

Evaluation of residual dentin after conventional and

chemomechanical caries removal using SEM. J Clin

Pediatr Dent.2008;32(2):115–20.

7. Banerjee A, Watson TF, Kidd EA. Dentine caries

excavation: a review of current clinical techniques. Br

Dent J. 2000;188(9):476–82.

8. Schwendicke F, Frencken JE, Bjorndal L, Maltz M,

Manton DJ, Ricketts D. Managing carious lesions:

consensus recommendations on carious tissue removal.

Adv Dent Res. 2016;28(2):58–67.


9. Opal S, Garg S, Dhindsa A, Taluja T. Minimally

invasive clinical approach in indirect pulp therapy and

healing of deep carious lesions. J Clin Pediatr Dent.

2014;38(3):185-192.

10. Wu X-T, Mei M, Li Q-L, Cao C, Chen J-L, Xia R. A

direct electric field-aided biomimetic mineralization

system for inducing the remineralization of dentin

collagen matrix. Materials (Basel). 2015;8(12):7889–

99.

11. Murray PE. Regenerative endodontics : A Review of

current status and a call for action. 2007;33(4):377-

390.

12. Hargreaves KM, Law AS. Regeneration Endodontics.

Chapter 16. Pathway of The Pulp 10 ed. Eds

Hargreaves KM, Cohen S. Mosby Elsevier, St.Louis,

MO, 2011:602-19

13. Egusa, H., Sonoyama, W., Nishimura, M., Atsuta, I. &

Akiyama, K. Stem cells in dentistry - Part II: Clinical

applications. Journal of Prosthodontic Research.

2012.56:229–248.

14. Hargreaves KM, Diogenes A, Teixeira FB. Treatment

options: biological basis of regenerative endodontic

procedures. Pediatric Dentistry 2013;35(2):129-40.

15. Siqueira J, Rocas I. Microbiology and treatment of

endodontic infections. In: Hargreaves K, Cohen S,

editors. Cohen's: Pathways of The Pulp. St. Louis:

Mosby Elsevier; 2011:559-68.

16. Pashley DH, Walton RE, Slavkin HC. Histology and

physiology of the dental pulp. In: Ingle JI, Bakland LK,

eds. Endodontics. 5th ed. Hamilton: BC Decker Inc;

2002:25-55.


17. Kim S, Heyeraas KJ, Haug SR. Structure and function

of the dentin-pulp complex. In: Ingle JI, Baukland LK,

Baumgartner JC, eds. Endodontics. 6th ed. Hamilton:

BC Decker Inc; 2008:118-143.

18. Bansal, R. & Bansal, R. Regenerative endodontics: a

state of the art. Indian J. Dent. Res. 2011.22:122–131.

19. Traversa B SG. The role of growth factors , cytokines

and proteases in wound management. Prim Intent.

2001;9(4):161-167.

20. Parirokh M , Torabinejad M. Mineral trioxide

aggregate : A comprehensive literature. Journal of

Endodontics, 2016. 36(1), 16–27.

21. Ibrahim S, Khan R, Lecturer S, Ramachandran A.

Evaluation of pH and calcium ion release of mineral

trioxide agregate and a new root-end filling material. e-

Journal Dent. 2012;2:166-170.

22. Mohammadi Z, Dummer PMH. Properties and

applications of calcium hydroxide in endodontics and

dental traumatology. Int Endod J. 2011;44(8):697-730.

23. Hench LL. The Story of Bioglass. J Mater Sci Mater

Med. 2006;17:967-978.

24. Cerruti MG. Characterization of bioactive glasses.

Effect of the immersion in solutions that simulated

body fluids. PhD thesis in Chemical Science 2001-

2004. University of Turin. Italy,

25. Jones JR, Gentleman E, Polak J. Bioactive glass

scaffolds for bone regeneration. Meneralogical Society

of America. Dec 2007; vol 3,6:393-399.

26. Karlina E, Herda E. Tinjauan umum bioglass sebagai

bahan yang bersifat bioaktif. Dentika Dental Jour.

Medan Juli 2003.Vol 8,1:40-46.


27. Nicolodi L, Sjölander E, Olsson K. Biocompatible

ceramics. An overview of applications and novel

material. KTH. Nov I, 2004:4-12.

28. Kokubo T, Kim HM, Kawashita M. Novel bioactive

materials with different mechanical properties.

Biomaterials. Jun 2003.Vol 24, issue13.:2161- 75.

29. Lobo SE, Arinzeh TL. Biphasic calcium phosphate

ceramics for bone regeneration and tissue

engineering application. Materials. 2010,3(2):815-

26).

30. Neo M, Nakamura T, Ohtsuki C, Kokubo,

Yamamuro T. Apatite formation on three kinds of

bioactive material at an early stage in vivo: A

Comparative study by transmission electron

microscopy. Journal of biomedical material

research. Agust 1993,Vol 27, issue 8:999-1006.

31. Camilleri J. Mineral trioxide aggregate in dentistry:

from preparation to application. Composisition and

setting reaction. Springer. 2014:19-36.

32. Camilleri J. Hydration mechanisms of mineral

trioxide aggregate. International Endodontic

Journal. Jun 2007,Vol 40, issue 6:462-70

33. Greenspan DC. Development in biocompatible

glass compositions.an MD&DI March 1999

Column, Spec Section.

www.devicelink.cm/mddi/archive/99/03/011.html.

34. Jhamak N, Sadrnezhaad SK, Ghader AB. Bone Like

Apatite Layer Formation on the New Resin

Modified Glass Ionomer Cement. J Mater

Sci:MaterMed. 2008.19:3507-3514.

35. Gandolfi M, Siboni F, Polimeni A, et al. In vitro

http://www.devicelink.cm/mddi/archive/99/03/011.html


screening of the apatite-forming ability,

biointeractivity and physical properties of a

tricalcium silicate material for endodontics and

restorative dentistry. Dent J. 2013;1(4):41-60.

36. Gerhardt L-C, Boccaccini AR. Bioactive Glass and

glass-ceramic scaffolds for bone tissue engineering.

Materials (Basel). 2010;3(7):3867-3910.

37. Mohammadi Z, Dummer PMH. Properties and

applications of calcium hydroxide in endodontics and

dental traumatology. Int Endod J. 2011;44(8):697-730.

38. Cohen Stephen HK. In: Cohen’s Pathway of the Pulp.

; 2011:458-460.

39. Tjäderhane L, Carrilho MR, Breschi L, Tay FR,

Pashley DH. Dentin basic structure and composition-

an overview. Endod Top. 2009;20(1):3-29.

40. Bertassoni LE, Dental R, Francisco S. Nanotechnology

in dental sciences: Moving towards a finer way of

doing dentistry. NIH Public Access. 2016;3(3):1674-

1691.

41. Bertassoni LE, Habelitz S, Kinney JH, Marshall SJ,

Marshall. Jr. GW. Biomechanical perspective on the

remineralization of dentin. Caries Res. 2009;43(1):70-

77.

42. Zavgorodniy A. Ultrastructure of dentine carious

lesions by Alexander Zavgorodniy The thesis

submitted in fulfillment of the requirements for the

degree of Doctor of Philosophy Declaration

Candidate’s Certificate. 2008;(November).

43. Vaseenon S. Relationship between caries-affected

dentin mineral density and microtensile bond strength.

2011.


44. Arnold WH, Haase A, Hacklaende J, Gintner Z,

Bánóczy J and Gaengler P. Effect of pH of amine

fluoride containing tooth pastes on enamel

remineralization in vitro. BMC Oral Health. 2007. 7-

14.

45. Fusayama T. Clinical guide for removing caries using

a caries-detecting solution. Quintessence Int.

1988;19(6):397-401.

46. Dai L, Liu Y, Salameh Z, et.al. Can caries-affected

dentin be completely remineralized by guided tissue

remineralization? Dent Hypotheses. 2011;2(2):74-

82.

47. Cao CY, Mei ML, Li QL, Lo ECM, Chu CH.

Methods for biomimetic remineralization of human

dentine: A systematic review. Int J Mol Sci.

2015;16(3):4615-4627..

48. Chen Z, Cao S, Wang H, et al. Biomimetic

remineralization of demineralized dentine using

scaffold of CMC/ACP nanocomplexes in an in vitro

tooth model of deep caries. PLoS One.

2015;10(1):1-19.

49. Garchitorena Ferreira MI. Bioactive materials in

dentin remineralization. Odontoestomatologia.

2016;18(28):11-18.

50. Conrado. C. Remineralization of carious dentin : II. In

vivo microradiographic and chemical studies in human

permanent teeth capped with calcium hydroxide. Braz

Dent J.2004.; 15(3). 2004;15:186-189.

51. Kishen A, Applications C. Nanotechnology in

Endodontics.; 2015. doi:10.1007/978-3-319-13575-

5.


52. Cao Y, Liu W, Ning T, et al. A novel oligopeptide

simulating dentine matrix protein 1 for biomimetic

mineralization of dentine. Clin Oral Investig.

2014;18(3):873-881.

53. Mourya VK, Inamdar NN, Tiwari A. Carboxymethyl

chitosan and its applications. Adv Mater Lett.

2010;1(1):11-33.

54. Boccaccini AR, Blaker JJ. Bioactive materials for

tissue engineering scaffolds. Expert Rev Med Devices.

2005;2(3):303-317.

55. Hargreaves KM, Law AS. Regeneration Endodontics.

Chapter 16. Pathway of The Pulp 10 ed. Eds

Hargreaves KM, Cohen S. Mosby Elsevier, St.Louis,

MO, 2011:602-19.

56. Shabahang S, Torabinejad M. Treatment of teeth

with open apicesusing mineral trioxide aggregate.

Practical Periodondics & Aesthetic.2003.12(3),315-

20.

57. Bortoluzzi EA, Broon NJ, Bramante CM, et al. Mineral

trioxide aggregate with or without calcium chloride in

pulpotomy. J Endod. 2008;34(2):172-175.

58. Nakayama A, Ogiso B, Tanabe N, Takeichi O,

Matsuzaka K, Inoue T. Behaviour of bone marrow

osteoblast-like cells on mineral trioxide aggregate:

morphology and expression of type I collagen and

bone-related protein mRNAs. Int Endod J. 2005

Apr;38(4):203-10.

59. do Nascimento C, Issa JPM, Iyomasa MM, et al. Bone

repair using mineral trioxide aggregate combined to a

material carrier, associated or not with calcium

hydroxide in bone defects. Micron. 2008;39(7):868-

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Nakayama%20A%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=15810969

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Ogiso%20B%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=15810969

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Tanabe%20N%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=15810969

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Takeichi%20O%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=15810969

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Matsuzaka%20K%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=15810969

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Inoue%20T%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=15810969

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/15810969


874.

60. Kim. J. Y, Xin. X, Moioli. E.K, Chung. J. Regeneration

of dental-pulp-like tissue by chemotaxis-induced cell

homing. Tissue Eng Part A 16:3032-31.

61. Schulze-Osthoff K. How cells die: Apoptosis and other

cell death pathways. Apoptosis, Cytotoxicity and Cell

Proliferation, 4th ed. 2008:25:345-63.

62. Alberts et al. Molecular Biology of The Cell, Cell

Cycle; 5th Ed, Garland Science. 2008;17:25-6.

63. Schulze-Osthoff K. How Cells Die: Apoptosis and

other Cell Death Pathways. Apoptosis, Cytotoxicity and

Cell Proliferation, 4th ed. 2008:25:345-63.

64. Gandolfi M, Siboni F, Polimeni A, et.al. In vitro

screening of the apatite-forming ability,

biointeractivity and physical properties of a tricalcium

silicate material for endodontics and restorative

dentistry. Dent J. 2013;1(4):41-60.

65. Nagaraja UP, Kishore G. Glass ionomer cement: The

different generations. trends biomater. Artif Organs.

Vol 18(2), Jan 2005:158-165.

66. Tyas MJ, Burrow MF. Adhesive restorative materials:

Review. Australian Dent Journ. 2004;49: (3): 112-121.

67. Bayne SC, Arbor A. 2006-2007.

http://www.personal.ulmich.edu/~sbyne/dental-

material/glassionomer-Ho.pdf.

68. Yan Z, Sidhu SK, Carrick TE, McCabe JF.

Response to thermal stimuli of glass ionomer

cements.Dental Material. 2007; 23:597-600.

69. Mausavinasab M, Namazikhah S,Sarabi N, Jajarm HH,

bidar M,Ghavamnasiri M. Histopatholoy study on

http://www.personal.ulmich.edu/~sbyne/dental-material/glassionomer-Ho.pdf

http://www.personal.ulmich.edu/~sbyne/dental-material/glassionomer-Ho.pdf


pulpa response to glass ionomer in human teeth. CDA

Journal. January 2008; vol 36 no 1:51-55.

70. Coleman N.J. and Nicholson J.W. Inorganic glasses

and ceramics for bone tissue engineering. Education in

Chemistry. 2006,43:156-160.

71. Hatton PV, Hurrel-Gillingham K, Brook IM.

Biocompatibility of glass inomer bone cements. J Dent

. 2006,34:598-601

72. Kawahara H, Imanishi Y, Oshima H. Biological

evaluation on glass ionomer cement. J Dent Res. March

1979.vol 58 No 3:1080-6.

73. Cui C, Zhou X, Chen X, Fan M, Bian Z, Chen Z. The

adverse effect of self-etching adhesive systems on

dental pulp after direct pulp caping. Quintessence

International. 2009;6:26-34.

74. Parolia A, Kundabala M, rao NN, Acharya SR,

Agrawal P, Mohan M, Thomas M. A comparative

histological analysis of human pulp following direct

pulp capping with propolis, mineral trioxide aggregate,

and dycal. Australian Dental Journal. 2010;55:59-64.

75. Bogen G, Kim JS, Bakland LK. Direct pulp capping

with mineral trioxide aggregate. An observational

study. Journal of American Dental Association. 2008;

139:305-315.

76. Prijambodo, Sri Kunarti. Stimulasi aktivitas fibroblas

pulpa dengan pemberian tgf-β1 sebagai bahan

perawatan direct pulp capping: penelitian

eksperimental. Folia Medica Indonesiana. 2008.

77. Aeinehchi M, Eslami B, Ghanbariha M, Saffar AS.

Mineral trioxide aggregate (MTA) and calcium

hydroxide as pulp-capping agents in human teeth: a


preliminary report. International Endodontic Journal,

2002. 36:225-231.

78. Camilleri J. A review of the methods used to study

biocompatibility of Portland cement-derived materials

used in dentistry. Malta Medical Journal. 2006:9-14.

79. Smith AJ. Vitality of the dentin-pulp complex in health

and disease: growth factors as key mediators. Journal

of Dental Education. 2003;67:678-87

80. Okiji T, Yoshiba K. Reparative dentinogenesis induced

by mineral trioxide aggregate: a review from the

biological and physicochemical points of view.

International Journal of Dentistry. 2009.

81. Ghavamnasiri M, Mousavinasab M, Mohtasham N. A

histolpathologic study on pulp response to glass-

ionomer cement in human teeth. Journal of Dentistry.

2005:135-141.

82. Ulker HE, Sengun A. Cytotoxicity evaluation of self

adhesive composite resin cements by dentin barrier test

on 3d pulp cells. European Journal of Dentistry.

2009;3:120-5.

83. Estrela C. Calcium hydroxide: study based on scientific

evidences. Journal of Applied Oral Science.

2003;11:269-82.

84. Mauth C, Huwig A, Graf-Hausner U, Roulet JF.

Restorative application for dental pulp therapy. Topics

in Tissue Engineering. 2007;3:1-25.

85. Yoshiba K, Yoshiba N, Nakamura H, Iwaku M, Ozawa

H. Immunolocalization of fibronectin during reparative

dentinogenesis in human teeth after pulp capping with

calcium hydroxide. Journal of Dental Restoration.

1996;75:1590-6.


86. Parirokh M, Torabinejad M. Calcium silicate-based

cements. In: Torabinejad M, ed. Mineral trioxide

aggregate: properties and clinical applications. 1st ed.

Iowa, USA: John Wiley & Sons, Inc; 2014:298-299.

87. Akhlaghi N, Khademi A. Outcomes of vital pulp

therapy in permanent teeth with different medicaments

based on review of the literature. Dent Res J (Isfahan).

2015;12:406-417.

88. Dedeus G, Ximenes R, Gurgu-Filho ED, Plotkowski

MC, Countinho-Filho T. Cytotxicity og MTA and

Portland cement on human ECV 304 endothelial cells.

Inter Endod Jour. 2005,vol 38, issue 9:604-609.

89. Min KS, Kim HI, Park HJ, Pi SH, Hong Cu, Kim EC.

Human pilp cells response to Portland ceent . In vitro.

Jour of Endod. Feb 2007, Vo; 33, issue 2:163-166.

90. Kim J, Song Y, Min K. Evaluation of reparative dentin

formation of proroot MTA, biodentine and

bioaggregate using Micro-CT and

immunohistochemistry restorative denistry and

endodontics. Restor Denistry Endod. 2015:1-7.

91. Sarkar NK, Caicedo R, Ritwik P, Moiseyeva R,

Kawashima I. Physicochemical basis of the biologic

properties of mineral trioxide aggregate. J Endod.

2005;31(2):97-100.

92. Rodrigues MC, Natale LC, Souza DN, Simoes A,

Braga RR. Ion release and titration curve af MTA,

calcium hydroxide and a dentin replecment material.

Dental material Journal jan 2018, issue 1 vol 34

93. Natale LC, Rodrigues MC, Xavier TA, Simes A, de

Souza DN, Braga RR. Ion release and mechanical

properties of calcium silicate and calcium hydroxide


materials used for pulp capping. Int Endod J.

2015;48(1):89-94.

94. Ultradent Product Inc. New product release

international MTA flow repair cement. MTA Flow

Manual Kit. 2016

95. Komabayashi T, Spångberg LSW. Comparative

Analysis of the Particle Size and Shape of

Commercially Available Mineral Trioxide Aggregates

and Portland Cement: A Study with a Flow Particle

Image Analyzer. J Endod. 2008;34(1):94-98.

96. Reyes-Carmona JF, Felippe MS, Felippe WT. The

biomineralization ability of mineral trioxide aggregate

and Portland cement on dentin enhances the push-out

strength. J Endod. 2010 Feb;36(2):286-91

97. Saghiri MA, Asatourian A, Orangi J, et al. Effect of

particle size on calcium release and elevation of pH of

endodontic cements. Dent Traumatol. 2015;31(3):196-

201. doi:10.1111/edt.12160.

98. Saghiri MA, Asgar K, Lotfi M, Garcia-Godoy

F.Nanomodification of mineral trioxide aggregate for

enhanced physiochemical properties. Int Endod J. 2012

Nov;45(11):979-88.

99. Patil A, Aggarwal S, Kumar T, Bhargava K, Vinay

R. The evaluation of interfaces between MTA and

two types of GIC (conventional and resin modified)

under an SEM: An in vitro study. J Conserv Dent.

2016 May-Jun; 19(3): 254–258.

100. Massi S, Tanomaru-Filho M, Silva GF, Duarte MA,

Grizzo LT, Buzalaf MA, Guerreiro-Tanomaru JM..

pH, calcium ion release, and setting time of an

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Reyes-Carmona%20JF%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=20113792

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Felippe%20MS%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=20113792

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Felippe%20WT%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=20113792


https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Saghiri%20MA%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=22519859

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Asgar%20K%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=22519859

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Lotfi%20M%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=22519859

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Garcia-Godoy%20F%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=22519859

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Garcia-Godoy%20F%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=22519859


https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Patil%20A%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=27217640

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Aggarwal%20S%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=27217640

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Kumar%20T%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=27217640

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Bhargava%20K%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=27217640

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Rai%20V%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=27217640

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Rai%20V%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=27217640

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC4872581/

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Massi%20S%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=21787502

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Tanomaru-Filho%20M%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=21787502

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Silva%20GF%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=21787502

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Duarte%20MA%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=21787502

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Grizzo%20LT%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=21787502

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Buzalaf%20MA%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=21787502

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/?term=Guerreiro-Tanomaru%20JM%5BAuthor%5D&cauthor=true&cauthor_uid=21787502


experimental mineral trioxide aggregate-based root

canal sealer. J Endod. 2011 Jun;37(6):844-6.

101. Macwan C, Deshpande A. Mineral trioxide

aggregate (MTA) in dentistry: A review of

literature. Review Article. 2014. Vol 6, Issue:

2:71-74.

102. Priyalakshmi S, Ranjan M. Review on Biodentine – A

Bioactive Dentine Substitute. Journal of Dental and

Medical Science. 2014:13-17.

103. Malkondu Ö, Kazandaǧ MK, Kazazoǧlu E. A review

on biodentine, a contemporary dentine replacement

and repair material. Biomed Res Int. 2014;2014.

doi:10.1155/2014/160951.

104. Tanomaru M, Viapina R., Guerreiro J. From MTA to

new biomaterials based on calcium silicate. J. Dent

Sc.2016;18-1:18-22.

105. Department S-R and D. Biodentine. In Vitro,

Septodont Scientific Files. Biodentine Active

Biosilicate Technology. 2016.

106. Plasse NP, Tran XV, Colon P. Physico-Chemical

Properties, Septodont Publication and

Communnication, 2010:16-31.

107. Jong Ryul Kim, Ali Nosrat, Ashraf F. Interfacial

characteristic of biodentine and MTA with dentine in

simulated body fluid. Journal of Dentistry. 2015;241-

247

108. Laurent P, Camps J, About I. BiodentineTM induces

TGF-1 release from human pulp cells and early dental

pulp mineralization. Int Endod J. 2012;45(5):439-448.

109. Luo Z, Dongmei L, Kohli M, Yu Q, Kim S, He W.

Effect of Biodentine on the proliferation, migration



and adhesion of human dental pulp stem cells. J Dent.

2014;42:490-497.

110. Singh H, Kaur M, Markan S. Biodentine : A promising

dentin substitute. J Interdiscipl Med Dent Sci.

2014,2:5.

111. http:www.septodontusa.com/product/biodentine.

Diunduh pada tanggal 2 Oktober 2016

112. Tyagi S, Mishra P, Tyagi P. Evolution of root canal

sealers : An insight story. European Journal of

General Dentistry. 2013; 2(3): 199-218.

113. Malhotra S, Hedge M N, Shetty C. Bioceramic

technology in endodontics. British Journal of

Medicine & Meical Research. 2014; 4(12): 2446-

2454.

114. Jain P, Ranjan M. The Rise of Bioceramics in

Endodontics: A review. Int J Pharma Bio Sci.

2015;6(1):416-422

115. Nasseh A. The rise of Bioceramics. 2009: 21-26

116. Koch K, Brave D, Nasseh AA. A review of bioceramic

technology in endodontics. CE Artic Technol. 2013:6-

13.

117. Wang Z. Bioceramic materials in endodontics.

Endodontics Topics. 2015; 32:3-10.

118. Al-Hadad A, Aziz Z A. Bioceramic-based root canal

sealers : A Review. International Journal of

Biomaterials. 2016

119. Zhang H, Haapasalo M. Antibacterial activity sealers

by modified direct contact test against Enterococcus

faecalis. JOE. 2009:35(7):1051-1055.


Index

A

active biosilicate technology 76

Adenosine 7, 45

alkali 28, 62, 63, 66, 75

alkaline fosfatase 48-50

alumina 9, 17, 18, 57, 65, 67-70, 88, 96

amorf 15, 16

amorphous 68

amorphous calcium phosphate 39-41

amorphous kalsium silikat 68

apatit 10, 29, 37-41, 43, 44, 47, 64, 70

B

bakteri 6, 29, 33-35, 61-63, 88, 94, 95, 97

bioaktif 3, 5-12, 15, 22-29, 39, 40, 44-46, 48, 51, 54, 55, 59,

62, 76, 86-88, 92

biodegradable 9, 87

biodentine 8, 70, 71, 76-82, 84-86

bioglass 10, 86

bioinert 9, 87, 88

biokeramik 8, 55, 86-94, 97

biomimetik 3, 39, 40, 42, 43

biomineralisasi 6, 39, 40

D

demineralisasi 32-34, 43, 44


denaturasi 33, 63, 91

dentin 1-3, 28-40, 59-63, 66, 78-80, 82, 83, 89-91, 93

affected dentin 1, 2, 33, 34, 36, 37

dentin phosphoprotein 30

dentin matrix protein 30

dentin reaksioner 29

dentin reparatif 29, 61, 62

infected dentin 1, 2, 33, 35

diploid 52, 53

Dycal 70, 71

E

ekstra fibril 3, 31, 32

ekstrafibrillar 31, 38-40, 44

ekstraseluler 5, 7, 23, 26, 45, 55, 64

epitaksial 37, 38

ettringite 17, 18, 68-70

F

fibril 3, 31-33, 37, 41, 43, 47

fibroblas 7, 27, 45, 49, 50, 54, 55

fibronektin 55, 64

fluoride 38, 59

fosfoprotein 41, 48

G

gap 31, 39-41, 43, 79

genom 51-53

GIC 57-60

granular 32, 37


H

hidrofilik 5, 66, 86, 88, 90, 97

hidroksiapatit 5, 11, 28, 31, 33, 35, 39, 67, 72, 83, 87, 88, 90-

93

hidroksil 13, 21, 28, 63, 82, 93-95

hipermineralisasi 30, 33, 35

hipomineralisasi 35

I

intertubular 30, 31, 34, 35

intertubuler 30

intrafibril 3, 31, 32

intrafibrilar 31, 33, 39-41, 44

K

kalsium 3, 5-8, 11-18, 25-28, 34, 37, 38, 40, 44, 45, 47, 48, 53,

56, 57, 61-72, 75-80, 82-84, 86-88, 90-97

kalsium hidroksida 8, 13, 28, 38, 48, 61-64, 66, 70, 72, 82,

83, 87, 88, 91-97

kalsium karbonat 7, 26, 45, 56, 61, 76-78, 83

kalsium klorida 77

kalsium silikat 5-7, 12, 14, 16-18, 28, 68-70, 75, 77-79, 82-

84, 86, 91-93, 95, 96

kaping 8, 10, 61, 65, 81, 87

kolagen 30-33, 35, 37, 39-41, 43, 44, 47, 56, 91

non-kolagen 30, 31, 39

kristal 3, 20, 21, 31, 33, 35-40, 42-44, 47


L

lipopolisakarida 63, 95

M

micromechanical 79, 83

mikroporositas 21

mineral 8, 28-30, 32-38, 40, 59, 65, 66, 76, 79, 91

mineral trioxide aggregate 8, 65, 66

mineralisasi 5, 26, 28, 33, 41, 47, 48, 56, 63, 80, 90

N

nano 39, 40, 44, 86

nano-kristal 41

nano-partikel 41

nano-prekursor 41

nukleasi 19, 20

O

odontoblas 3, 29, 34, 35, 37, 64

odontoblast 29

osteogenesis 11, 24, 45, 49, 54

osteoklas 7, 21, 28, 45, 95

osteoprogenitor 24, 46, 54

P

perforasi 8, 11, 62, 65, 80, 87, 96

permeabilitas 36, 63


phosphatase 47

polarisasi 64

polikarboksilat 40, 58

portland 65, 71, 75

presipitasi 15, 17, 20, 47, 58, 59, 67, 69, 90, 92, 93

proliferasi 4, 5, 23, 27, 46, 49, 52, 54, 55, 80

pulpa 1-5, 8, 11, 29, 34, 37, 60-64, 66, 80, 81, 87, 96

Q

Quartz 57

R

reagregasi 56

remineralisasi 1-3, 7, 34, 35, 37-40, 42-45, 56, 59, 79, 80

resin komposit 78, 85, 86

S

scaffold 5, 39, 63

sementoblas 6

sementum 6

sialoprotein 30, 49

silikat 5-7, 10, 12, 14, 16-23, 28, 48, 49, 65, 68-70, 72, 75-77,

80-83, 86, 91-93, 95, 96

sitotoksisitas 60, 89

spherulites 47

subtransparan 34-36

T

TGF 63, 80


tricalsium 97

trikalsium 9, 17, 18, 65, 67-70, 72, 76, 77, 80-83

trikalsium alumina 17, 18, 65, 67-70

trikalsium fosfat 9

trikalsium silikat 17, 65, 68, 69, 72, 76, 77, 80-83

tropokolagen 31

W

whitlockite 35, 36

Z

zirconia 9, 88

zirkonium dioksida 76, 77

zirkonium oksida 96, 97


Riwayat penulis

Prof. Dr. drg. Endang Suprastiwi. Sp KG(K),

FICD lahir di Cirebon 25 Mei 1952 merupakan

Guru Besar bidang konservasi gigi di FKG-UI

sejak 2014. Dengan moto hidup “Shoot to the

moon, if you miss you will still be among the

stars” Menyelesaikan pendidikan dokter gigi

pada tahun 1977 dan spesialis konservasi gigi

tahun 1987.Sejak tahun 2006 dikukuhkan

sebagai konsultan dan lulus program Doktor pada tahun 2011.

Menjadi staf pengajar di departemen konservasi gigi FKGUI sejak

tahun 1978 dan pernah menjabat sebagai Ketua Program Studi

Konservasi pada tahun 2011-2012. Saat ini sedang menjabat

sebagai Ketua Departemen Konservasi Gigi FKGUI. Aktif

sebagai anggota organisasi baik nasional maupun internasional.

Ruang lingkup pengajaran yang di ampu adalah fragmentasi

teknologi restorasi gigi. Selain mengajar juga membimbing

kegiatan klinik dan penelitian dari S1 Spesialis dan program S3.

Mempunyai karya ilmiah yang telah di publikasi secara nasional

dan internasional sejak 1977 dan sudah menghasilkan 60

publikasi.


Komentar

Buku yang sangat baik dan sangat dibutuhkan

oleh dosen, peserta didik, baik pendidikan S1

terutama untuk peserta didik spesialis

konservasi gigi. Dengan adanya buku ini dapat

diketahui perkembangan ilmu konservasi gigi

saat ini.

Penghargaan yang sebesar-besarnya untuk Prof. Dr. Endang

Suprastiwi, drg., SpKG(K) yang telah menyusun buku ini yang

didasarkan juga dari hasil-hasil penelitian dibidang konservasi

gigi.

Selamat untuk penulis, semoga dapat menghasilkan karya-

karya lain untuk perkembangan Ilmu Konservasi Gigi

Indonesia.

Medan, 24 April 2018

Prof. Dr. Trimurni Abidin, drg. M.Kes., SpKG(K)

Staf Pengajar FKG Universitas Sumatera Utara

Documents

staff.ui.ac.idstaff.ui.ac.id/system/files/users/endang.suprastiwi/publication/1.8_buku_ilmiah... · Konsep ini meliputi tindakan pembuangan jaringan karies dan jaringan sehat gigi