perbaikan pola berjalanamputee bawah lutut

perpustakaan.uns.ac.id digilib.uns.ac.id

commit to user

PERBAIKAN POLA BERJALANAMPUTEE BAWAH LUTUT DENGAN MENGGUNAKANALIGNMENT ADAPTER FOR

PROSTHETIC FOOT BERDASARKANSTATIKA BIOMEKANIKA

Skripsi

SebagaiPersyaratanMendapatGelarSarjanaTeknik

MUCHAMMAD WENDY DARMAWAN I1308519

JURUSAN TEKNIK INDUSTRI FAKULTAS TEKNIK UNIVERSITAS SEBELAS MARET

SURAKARTA 2011


commit to user

LEMBAR PENGESAHAN Judul Skripsi : PERBAIKAN POLA BERJALANAMPUTEE BAWAH LUTUT DENGAN MENGGUNAKAN ALIGNMENT ADAPTER FOR

PROSTHETIC FOOT BERDASARKAN STATIKA BIOMEKANIKA

Ditulis oleh:

MUCHAMMAD WENDY DARMAWAN I1308519

Mengetahui, Dosen Pembimbing I Dosen Pembimbing II IlhamPriadythama, ST, MTRetnoWulanDamayanti, ST, MT NIP.19801103 200812 1 002NIP. 198003062005012 002 Pembantu Dekan I Ketua JurusanTeknikIndustri Fakultas Teknik UNS FakultasTeknik UNS KusnoAdiSambowo, ST ,Ph.D Dr. CucukNurRosyidi, ST, MT NIP. 19691026 199503 1002 NIP. 19711104 199903 1 001


commit to user

KATA PENGANTAR

Assalamu ‘alaikum Wr.Wb

Alhamdulillah, puji syukur penulis ucapkan ke hadirat Allah SWT yang

telah memberikan rahmat dan hidayah-Nya sehingga penulis dapat menyelesaikan

skripsi ini. Shalawat serta salam kepada Rasulullah Muhammad SAW, Al Amin

suri tauladan kita.

Pada kesempatan yang sangat baik ini, dengan segenap kerendahan hati

dan rasa yang setulus-tulusnya, penulis ingin mengucapkan terima kasih yang

sebesar-besarnya kepada :

1. Kedua orang tua tercinta, H. Darmanto dan Hj. S. Sunarti Konsepsi yang telah

memberikan doa, kasih sayang dan dukungan. Semoga kelak kita bertemu di

Surga-Nya

2. Kusno Adi Sambowo, ST , Ph.D selaku Pembantu Dekan I Fakultas Teknik

Universitas Sebelas Maret Surakarta.

3. Bapak Dr. Cucuk Nur Rosyidi, ST, MT. selaku Ketua Jurusan Teknik Industri

Universitas Sebelas Maret Surakarta.

4. Bapak Ilham Priadythama , ST, MT dan Ibu Retno Wulan Damayanti, ST, MT

selaku dosen pembimbing yang telah sabar dalam memberikan pengarahan

dan bimbingan sehingga penulis dapat menyelesaikan skripsi ini dengan

lancar.

5. Ibu Ir. Ir. Susy Susmartini, MSIE selaku dosen penguji skripsi I dan Bapak Ir.

Lobes Herdiman, MT selaku dosen penguji skripsi II yang berkenan

memberikan saran dan perbaikan terhadap skripsi ini.

6. Bapak Bambang Suhardi, ST, MT. selaku pembimbing akademis. Terima

kasih atas bimbinganya selama ini.

7. Dosen-dosen Teknik Industri yang memberikan ilmu dan nilai yang obyektif

selama ini.

8. Para staf dan karyawan Jurusan Teknik Industri (mba’ Yayuk, mba’ Rina, pak

Agus, mba’Tutik), atas segala kesabaran dan pengertiannya dalam

memberikan bantuan demi kelancaran penyelesaian skripsi ini.


commit to user

9. Dek Retno Kumoro yang tak bosan dan tak lelah menyemangati saya untuk

menyelesaikan TA ini.

10. Mbak Avi Meilawati dan Mas Trisna Tirtana. Terimakasih motivasinya.

11. Teman-teman Teknik Industri Transfer 2008: Hadi dulur dan Ridho dulur

(makasih sudah mau menampung saya waktu saya terpuruk), Sandy, Vembi -

Istri, Ayiek - Markiyem, Komandan, Arli Gajah, Simbah Romi, , Bpk/Ibu

Camat , Topix - Rifka, Galih, Henry, Faris, Rika, Agarika, Desty, Anand-Ulo,

Putri, Cici, Gambrenx, Yohanez Krisna - Natalia, Agung , Safi’i-istri, Inul,

Restu, Fuad, Altona, Ridwan. Semoga persahabatan kita berlanjut sampai

kakek nenek. Amin

12. Seluruh pihak yang tidak dapat penulis sebutkan dalam kata pengantar ini.

Semoga skripsi ini dapat bermanfaat bagi rekan-rekan mahasiswa maupun

siapa saja yang membutuhkannya. Penulis menyadari bahwa laporan tugas akhir

ini masih jauh dari sempurna, dengan senang hati dan terbuka penulis menerima

segala saran dan kritik yang membangun.

Surakarta, Juli 2011

Penulis


commit to user

DAFTAR ISI HALAMAN JUDUL ................................................................................ i LEMBAR PENGESAHAN ..................................................................... ii LEMBAR VALIDASI .............................................................................. iii SURAT PERNYATAAN ORISINALITAS KARYA ILMIAH ........... iv SURAT PERNYATAAN PUBLIKASI KARYA ILMIAH .................. v KATA PENGANTAR .............................................................................. vi ABSTRAK ................................................................................................ viii ABSTRACT .............................................................................................. ix DAFTAR ISI ............................................................................................. x DAFTAR TABEL .................................................................................... xiii DAFTAR GAMBAR ................................................................................ xiv DAFTAR ISTILAH ................................................................................. xviii DAFTAR LAMPIRAN ............................................................................ xxii BAB I PENDAHULUAN ......................................................................... I-1

1.1 Latar Belakang .................................................................... I-1

1.2 Perumusan Masalah ............................................................ I-4

1.3 Tujuan Penelitian ................................................................ I-4

1.4 Manfaat Penelitian .............................................................. I-4

1.5 Batasan Masalah ................................................................. I-4

1.6 Asumsi Penelitian ............................................................... I-5

1.7 Sistematika Penulisan ......................................................... I-5

BAB II TINJAUAN PUSTAKA ................................................................ II-1

2.1 ........................................................................................ Amputas

i ............................................................................................................. II-1

2.2 ........................................................................................ Prostheti

c KakiBawahLutut ............................................................................... II-2

2.2.1 Prosthetic kaki bawahlutut ...................................... II-2

2.3 ........................................................................................ Alignme

nt Below Knee Prosthetic ..................................................................... II-5

2.3.1 Bench alignment/ alignment plumb line ................. II-5

2.3.2 Static alignment ...................................................... II-6

2.3.3 Dynamic alignment ................................................. II-6

2.4 ........................................................................................ PrinsipBi

omekanik Below Knee Prosthetic ........................................................ II-8


commit to user

2.4.1 Prinsip-prinsipmekanik ........................................... II-8

2.4.2 Tingkat berjalan normal .......................................... II-10

2.5 ........................................................................................ Analisis

GerakanSaatBerjalan ............................................................................ II-16

2.6 ........................................................................................ Momen

GerakanTubuh ...................................................................................... II-19

2.7 ........................................................................................ Penelitia

nSebelumnya ........................................................................................ II-20

BAB III METODOLOGIPENELITIAN ................................................... III-1

3.1 Identifikasi Permasalahan ................................................... III-2

3.1.1 Latarbelakangmasalah ............................................ III-2

3.1.2 Perumusanmasalah ................................................. III-3

3.1.3 Tujuandanmanfaatpenelitian .................................. III-3

3.1.4 Studiliteraturdanstudiobservasi .............................. III-3

3.1.5 IdentifikasiAwalPerancangan ................................. III-4

3.2 TahapPengumpulandanPengolahan Data ........................... III-4

3.2.1 PerancanganKomponenAligment Adapter

DenganSolidwork 2004 .......................................... III-5

3.2.2 Proses ManufakturRancanganAlignment Adapter

ProstheticDalamProdukNyata ................................ III-5

3.2.3 FabrikasiRancanganAlignment Adapter Prosthetic III-6

3.2.4 PengukuranAnthropometriPengguna Prosthetic .... III-6

3.2.5 EksperimenPengamatanGerakBerjalanPenggunaProsthetic

PadaBidangDatar .................................................... III-6

3.2.6 PermodelanBiomekanikaPengguna Prosthetic ....... III-8

3.3 TahapAnalisis ..................................................................... III-9

3.4 Kesimpulandan Saran ......................................................... III-10

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA ................... IV-1

4.1 Pengumpulan Data.............................................................. IV-1

4.1.1 IdentifikasiAwalPerancanganProsthetic ................. IV-1

4.1.2 PengukuranAnthropometriPengguna Prosthetic ..... IV-12


commit to user

4.2 Permodelan Biomekanika Pengguna Prosthetic Bawah

Lutut ................................................................................... IV-21

4.4.1 Capture gerakan berjalan pengguna prosthetic

Pada bidang datar .................................................... IV-21 4.4.2 Penentuan free body diagram dan sudut sendi

pada capture gerakan berjalan penggunaprosthetic di bidang datar ........................................................ IV-23

4.4.3 Model formulasi gaya dan momen pada ankle

joint pengguna prosthetic ........................................ IV-24 4.3 Pengolahan Data ................................................................. IV-64

4.3.1 Perhitungan Nilai Keseimbangan

GayaPadaKomponen Alignment Adapter yang

MengalamiPensejajaran .......................................... IV-64


MomenpadaKomponen Alignment Adapter yang



GayaPadaKomponen Alignment Adapter

yangTidakMengalamiPensejajaran ......................... IV-72


MomenpadaKomponen Alignment Adapter yang


BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL ................................. V-1 5.1 AnalisisRancanganKomponen Alignment Adapter For

Prosthetic Foot .................................................................... V-1

5.2 AnalisisBiomekanikaPadaAktivitasBerjalanPengguna

Prosthetic ............................................................................ V-12

5.3 Interprestasihasil ................................................................. V-18

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN ................................................... VI-1

DAFTAR PUSTAKA


commit to user

DAFTAR TABEL Tabel 4.1 Komponen-komponen alignment adapter prosthetic ............. IV-8 Tabel 4.2 Data anthropometri pengguna prosthetic ............................... IV-14 Tabel 4.3 Dimensi Prosthetic endoskeletaldenganalignment adapter .... IV-15 Tabel 4.4 Massa segmen tubuh pengguna prosthetic ............................. IV-17 Tabel 4.5 Proporsi massa individual segmen tubuh ............................... IV-18 Tabel 4.6 Panjang titik berat segmen tubuh pengguna prosthetic .......... IV-20 Tabel 4.7 Rekapitulasi sudut kaki pengguna prosthetic pada gait cycle

bidang datar……………………………………………….. IV-24 Tabel 4.8 Lengan momen perhitungangaya ankle joint kaki normal fase

initial contact …………………………………………….. IV-65

Tabel 4.9 Gaya beratsegmentubuhpengguna prosthetic ......................... IV-65 Tabel 4.10 Lengan momenperhitungangaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact………………………………………….. IV-66 Tabel 4.11 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint .............. IV-67 Tabel 4.12 Lengan momen perhitunganmomen ankle joint kaki normal fase initial contact .................................................................. IV-69 Tabel 4.13 Lengan momenperhitunganmomen ankle joint kaki prostheticfase initial contact ..................................................... IV-70 Tabel 4.14 Rekapitulasi perhitungan nilai momen pada ankle joint .......... IV-71 Tabel 4.15 Lengan momen perhitungangaya ankle joint kaki normal fase

initial contact …………………………………………….. IV-72

Tabel 4.16 Gaya beratsegmentubuhpengguna prosthetic ......................... IV-73 Tabel 4.17 Lengan momenperhitungangaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact………………………………………….. IV-74 Tabel 4.18 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint .............. IV-75 Tabel 4.19 Lengan momen perhitunganmomen ankle joint kaki normal fase initial contact .................................................................. IV-76 Tabel 4.20 Lengan momenperhitunganmomen ankle joint kaki prostheticfase initial contact ..................................................... IV-77


commit to user

DAFTAR ISTILAH

A

Add on = Komponenataubagiandarisesuatu yang

dapatdipasangkanpadasuatuproduk yang

berfungsimelengkapiataumeningkatkankemampu

andariproduktersebut.

Amputasi = Pemotongan anggota tubuh.

Ankle Circumreference = Nilai lingkar terkecil pada segmen betis.

Ankle joint = Sendi yang menghubungkantelapak kaki

denganbetis yang terbentukdariartikulasitulang

tibia dan fibula sertatulang talus.

Anterior = Bagian depan dari anggota tubuh.

Anteroposterior = Arah depan dan belakang tubuh.

C

Calf Circumreference = Nilai dari lingkar terbesar pada segmen betis.

Capture = Potongangambar yang di perolehdari video.

Center of mass = Titikkonsentrasimassasuatuobjek.

D

Deformitas =

Perubahandanposisisuatuobjekdalamjangkawaktu

tertentu.

Distal = Ujung segmen tubuh yang terjauh dari pusat

tubuh.

Dorsi flexion = Gerak pergelangan kaki yang memungkinkan

telapak kaki bergerak mendekati bagian betis.

Duralumin alloy = Salah satupaduanaluminium (93,5%)

dengantembaga (4,4%), magnesium (1,5%)

danmangan ( 0,6%).

E

Eksoskeletal = Prosthetic dengan rangka luar menjadi penumpu.


commit to user

Endoskeletal =Prosthetic dengan rangka dalam menjadi penumpu.

Equilibrium = Kondisi suatu sitem dimana suatu faktor yang

mempengaruhinya dalam keadaan seimbang.

F

Flexion = Gerakansendi yang

menghasilkanpengurangansudutantaraduatulanga

taupermukaantubuh.

Free body diagram = Gambar diagram yang

seringdigunakanahlifisikauntukmenganalisasuatu

objek.

Foot-flat = Kondisi saat fase berdiri dimana keseluruhan

telapak kontak dengan lantai, telapak dalam

posisi mendatar.

G

Gait cycle = Istilah yang menggambarkanpolagerak yang

membentukgayaberjalan.

H

Heel contact = Kondisi saat fase berdiri pada siklus berjalan,

dimana posisi tumit menyentuh lantai.

Heel-off = Konsisi saat fase berdiri pada siklus berjalan,

dimana posisi tumit mulai terangkat dari lantai.

Helicoil = Pirantipenggantiulirdalam.

Hip = Bagian tubuh yang berada pada pangkal paha,

yang menghubungkan kedua kaki ke batang

tubuh.

Hip joint = Sendi pinggul.

I

Initial contact = Periodeawaldari gait cycle atauberjalan.

Initial swing = Periode 60-70% dari gait cycle.

Ischial tuberosity = Jarak antara telapak kaki dengan tulang duduk,

diukur saat keadaan berdiri.


commit to user

L

Loading respon = Periode 10% dari gait cycle.

K

Kinematika = Studi yang menjelaskan karakteristik gerakan dari

segi ruangan tanpa melihat gaya yang

menyebabkan gerakan tersebut.

M

Midstance = Fase berdiri pada siklus berjalan dimana telapak

dalam posisi setengah menahan bobot tubuh.

Mid swing = Periode 75%-85% dari gait cycle.

P

Patellar-tendon bearing = Jenis prothese bawah lutut dimana beban tubuh

diakomodasi oleh tendon patellar pada lutut.

Pelvis = Pinggul.

Plantar flexion = Gerak pergelangan kaki yang memungkinkan

telapak kaki bergerak menjauhi bagian betis.

Pre swing = Periode 50-60% dari gait cycle.

Prosthetic = Perangkattiruansebagaipenggantianggotagerak

yang hilang

Posterior = Bagian belakang dari anggota tubuh.

Q

Quadriceps = Otot yang terletak pada paha kaki.

S

Sliding = Pergeseran.

Socket = Penghubungantara prosthetic dengantubuh.

Stance phase = Fase berdiri pada siklus berjalan.

Stump = Bagian segmen tubuh sisa dari amputasi, dihitung

dari pangkal segmen tubuh itu sendiri.

Swing phase = Fase melayang pada siklus berjalan.


commit to user

SACH foot = Jenis telapak alat ganti anggota gerak bawah

(telapak prothese kaki) dengan bahan kayu

dilapisi karet dan bersifat statis.

T

Tibia = Tulang kering.

Tilting = Pergeseransudutataurotasi.

Toe-off = Bagian dari fase berdiri pada siklus berjalan

dimana ujung kaki mulai off atau terangkat dari

lantai.

Trochanter = Ujung penonjolan tulang lateral di akhir tulang

paha.


commit to user

DAFTAR GAMBAR Gambar 2.1 Kontraktur stump ................................................................ II-2 Gambar 2.2 Cakupangerakpadatungkai kaki normal .............................. II-2 Gambar 2.3 Below knee prosthetic ......................................................... II-3 Gambar 2.4 Bench alignment ................................................................. II-6 Gambar 2.5 Static alignment ................................................................... II-7 Gambar 2.6 Dynamic alignment ............................................................. II-8 Gambar 2.7 Kekuatan momen ................................................................ II-10 Gambar 2.8 Siklus berjalan normal......................................................... II-11 Gambar 2.9 Faseberdiridanberayun ........................................................ II-12 Gambar 2.10 Mekanisme otot-otot kaki ................................................... II-12 Gambar 2.11 Tubuhsebagai system enam link dan joint .......................... II-17 Gambar 2.12 Permodelantitikpusatmassadempter .................................... II-18 Gambar 2.14 Sebuah momen .................................................................... II-20 Gambar 3.1 Metodologi penelitian ......................................................... III-1 Gambar 4.1 Kontraktur stump ................................................................ IV-2 Gambar 4.2 Cakupangerakpadatungkai kaki normal .............................. IV-2 Gambar 4.3 Rancangan komponen tilting atas ....................................... IV-4 Gambar 4.4 Rancangan komponen tilting bawah ................................... IV-5 Gambar 4.5 Rancangan komponen sliding ............................................. IV-6 Gambar 4.6 Rancangan komponen sliding bawah…………………. IV-7 Gambar 4.7 Rancangan alignment adapter prosthetic ............................ IV-8 Gambar 4.8 Produk alignment adapter prosthetic ................................... IV-9 Gambar 4.9 Prostheticbawahlutut dengan komponen alignment adapter

prosthetic ............................................................................. IV-10 Gambar 4.10 Prosthetic bawah lutut dengan komponen alignment

adapter prostheticyang dipasangkan pada pengguna prosthetic ............................................................................. IV-11

Gambar 4.11 Prosthetic endoskeletaldenganalignment adapter ............... IV-15 Gambar 4.12 Persebaran titik pusat massa................................................ IV-19 Gambar 4.13 Periode cycle gait ................................................................ IV-20 Gambar 4.14 Capture gerakan berjalan pengguna prosthetic di bidang datar .................................................................................... IV-21 Gambar 4.15 Free body diagram gait cycle pada bidang datar ................. IV-22 Gambar 4.16 Fase initial contact gerakan berjalan pada bidang datar...... IV-26 Gambar 4.17 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase initial contact ............................................................... IV-27 Gambar 4.18 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase initial contact ............................................................... IV-28 Gambar 4.19 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase initial contact ............................................................... IV-29 Gambar 4.20 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase initial contact ............................................................... IV-30 Gambar 4.21 Fase loading response gerakan berjalan bidang datar ......... IV-31 Gambar 4.22 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal


commit to user

fase loading response .......................................................... IV-32 Gambar 4.23 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase loading response .......................................................... IV-33 Gambar 4.24 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase loading response .......................................................... IV-35 Gambar 4.25 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase loading response .......................................................... IV-36 Gambar 4.26 Fase midstance gerakan berjalan bidang datar .................... IV-37 Gambar 4.27 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase mid stance .................................................................... IV-38 Gambar 4.28 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase mid stance .................................................................... IV-39 Gambar 4.29 Fase terminal stance gerakan berjalan bidang datar ............ IV-40 Gambar 4.30 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase terminal stance ............................................................. IV-41 Gambar 4.31 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase terminal stance ............................................................. IV-42 Gambar 4.32 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase terminal stance ............................................................. IV-44 Gambar 4.33 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase terminal stance ............................................................. IV-45 Gambar 4.34 Fase pre swing gerakan berjalan bidang datar .................... IV-46 Gambar 4.35 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase pre swing ...................................................................... IV-47 Gambar 4.36 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase pre swing ...................................................................... IV-48 Gambar 4.37 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase pre swing ...................................................................... IV-49 Gambar 4.38 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase pre swing ...................................................................... IV-50 Gambar 4.39 Fase initial swing gerakan berjalan naik bidang datar ........ IV-51 Gambar 4.40 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase initial swing ................................................................. IV-52 Gambar 4.41 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase initial swing ................................................................. IV-53 Gambar 4.42 Fase mid swing gerakan berjalan bidang datar…………… IV-54 Gambar 4.43 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase mid swing .................................................................... IV-55 Gambar 4.44 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase mid swing .................................................................... IV-56 Gambar 4.45 Fase terminal swing gerakan berjalan bidang datar ............ IV-57 Gambar 4.46 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase terminal swing ............................................................. IV-58 Gambar 4.47 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase terminal swing ............................................................. IV-59 Gambar 4.48 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal


commit to user

fase terminal swing ............................................................. IV-61 Gambar 4.49 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase terminal swing ............................................................. IV-62 Gambar 4.50 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengankomponen

alignmentadaptermengalamipensejajaran…………… IV-68 Gambar 4.51 Komparasi nilai momen pada ankle joint dengan

komponenalignment adaptermengalami pensejajaran ………………………………….…………. IV-71

Gambar 4.52 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengankomponen alignment adapter yang tidakmengalamipensejajaran IV-75

Gambar 4.53 Komparasi nilai momen pada ankle joint dengan komponenalignment adapter tanpamengalami pensejajaran ……………………………………..……. IV-79

Gambar 5.1 Ulirdalam ............................................................................ V-3 Gambar 5.2 Helicoil ................................................................................ V-3 Gambar 5.3 Komparasinilaigayadan moment ........................................ V-6 Gambar 5.4 Komparasinilaigayadan moment ........................................ V-8 Gambar 5.5 Komparasinilaigayadan moment ........................................ V-10 Gambar 5.6 Komparasinilaigayadan moment ........................................ V-12 Gambar 5.7 Komparasinilaigayadan moment ........................................ V-14 Gambar 5.8 Komparasinilaigayadan moment ........................................ V-16


commit to user

I-1

BAB I PENDAHULUAN

Pada bab ini dikemukakan uraian tentang latar belakang penelitian,

perumusan masalah, tujuan penelitian, manfaat penelitian, pembatasan masalah,

asumsi, serta sistematika penulisan penelitian.

1.1 LATAR BELAKANG

Gerak kaki manusia termasuk dalam pergerakan anggota gerak bawah.

Pergerakan anggota gerak bawah merupakan bagian dari anggota gerak tubuh

untuk aktivitas sehari-hari seperti untuk menopang dan sebagai penyeimbang

tubuh saat berdiri, berjalan, berlari, dan melompat. Apabila salah satu atau kedua

anggota gerak bawah mengalami gangguan hingga mengalami amputasi,maka hal

tersebut dapat mengganggu aktivitas atau kegiatan sehari-hari. Ketiadaan alat

gerak bawah atau tungkai kaki masih dibagi menjadi enam bagian meliputi

ketiadaan pada tungkai kaki tepat panggul (hip amputation) ketiadaan tungkai

kaki atas lutut (above-knee amputation), ketiadaan tungkai kaki tengah lutut (knee

disarticulation amputation), ketiadaan tungkai kaki bawah lutut (below-knee

amputation), ketiadaan tungkai tepat ankle (ankle disarticulation amputation) dan

ketiadaan foot (syme amutation) (Handicap International, 2006).Kasus ketiadaan

alat gerak bawah yang sering terjadi di Indonesia adalah kasus ketiadaan tungkai

kaki bawah lutut dengan persentase sebesar 55% dari keseluruhan kasus ketiadaan

alat gerak bawah (Data: Rumah Sakit RSO Orthopedi “Prof. Dr. Soeharso”

Surakarta, 2007).

Ketiadaan tungkai kaki bawah lutut (below-knee amputation) merupakan

amputasi sepanjang area tulangtranstibial. Batas perpotongan amputasi bawah

lutut di awali dari tonjolan tulang tibial plateau hingga batas tonjolan tulang

malleolus (Radcliffe, 1961). Tingkat amputasi tungkai bawah lutut dapat dibagi

menjadi 3 tingkatan amputasi yaitu short stump, medium stump dan long

stump(Handicap International, 2006).

Tingkatan amputasi mempengaruhi sudut cakupan gerak/ROM (ring of

motion) dan kontraktur stump. Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah

satu otot pada stump (muscle shortening), kondisi ini mengakibatkan sudut


commit to user

I-2

cakupan gerakstump tidak sesuai dengan sudut cakupan gerak kaki normal yang

tidak mengalami amputasi. Perbedaan sudut cakupan gerak stump dengan sudut

cakupan gerak kaki normal yang tidak mengalami amputasimengakibatkan

perbedaan letak garis beban tubuh pada masing-masing tungkai.

Setiap penderita amputasi bawah lutut memiliki sudut kontraktur stump

yang berbeda-beda. Pemendekan salah satu otot mengakibatkan sudut stump

berubah dan mengikuti otot yang memendek sehingga semakin pendek level

amputasi semakin besar sudut kontraktur. Level amputasi yang mengalami

kontraktur sebagian besar pada short stump dan medium stump. Kontraktur stump

dapat diukur dengan mengukur sudut antara garis tengah paha (mid-line of the

thigh) dengan garis tengah stump (mid line-of the stump) menggunakan alat

goniometer (Handicap International, 2006).

Prosthetic kaki bawah lutut merupakan alat pengganti anggota gerak

tungkai bawah yang tiada. Prosthetic dibuat untuk menunjang fungsi dari anggota

gerak tungkai bawah bagi penderita amputasi bawah lutut (May, 1996).

Penggunaan prosthetic kaki bawah lutut adalah untuk menyeimbangkan tubuh

amputee saat berjalan. Pengguna prosthetic pada umumnya tidak dapat berjalan

normal, sehingga aspek biomekanika berperan dalam mengkaji pola berjalan

pengguna telah menyerupai pola berjalan normalnya (Radcliffe, 1961).

Perbedaan letak garis beban tubuh pada tungkai kaki normal dengan

tungkai kaki prostheticberpengaruh terhadap kestabilan berjalan. Gangguan

kestabilan berjalan terjadi akibat gaya reaksi lantai yang menimbulkan gaya atau

dorong kearah mediolateral dan anteroposterior. Gaya dorong mengakibatkan

pola berjalan pengguna prosthetic terdapat gap dengan kaki normal. Sedangkan

keseimbangan berjalan pengguna prosthetic dikatakan baik apabila resultan gaya

pada kaki mendekati nol atau tidak terdapat gap dengan kaki normal. Gap

terhadap kaki normal terjadi akibat prosthetic belum mampu menyeimbangkan

beban tubuh (Radcliffe, 1961).

Keseimbangan beban tubuh amputee merupakan bagian terpenting pada

gerakan berjalan dari pengguna prosthetic. Sehingga prosthetic yang baik harus

mampu memberikan keseimbangan beban tubuh. Gerakan berjalan pada orang

normal, memperlihatkan bagaimana kedua kaki saling menyeimbangkan beban


commit to user

I-3

tubuh dalam pergerakan berpindah. Pada saat berjalan dan kaki menyentuh lantai,

beban tubuh yang dihasilkan dari efek tekanan gravitasi bumi menimbulkan gaya

reaksi ke atas. Pada amputee, pemindahan gaya pada prosthetic dan kaki yang lain

dikatakan baik apabila selama proses berjalan pengguna prosthetic melangkah

secara normal agar tidak terjadi gap dengan kaki yang normal.

Alignment/ pensejajaran komponen prostheticberpengaruh besar pada

kualitas fungsional prostheticsaat digunakan berjalan.Alignment prosthetic

memberikan keseimbangan saat berjalan. Pencapaian alignment prosthetic dicapai

melaluipensejajaran prosthetic sebelum di pakai pada tungkai yang

teramputasi(bench alignment/ alignment plumb line), pensejajaran pada

pemakaian prosthetic saat berdiri (statis alignment optimasi) dan optimalisasi

pensejajaran pada pemakaian prosthetic saat berjalan (dynamic alignment

optimasi)(Handicap International, 2006).

Prosthetic bawah lututeksoskeletalyang ada saat ini merupakan prosthetic

yang dibuat secara konventionalsehingga sambungan penghubung komponen

prosthetic bersifatpermanen.Prosthetic bawah lututeksoskeletal tidak dilengkapi

adanya komponen yang mengatur penjajaran komponen pada berbagai sudut

kontraktur. Ketiadaan komponen alignment/ penjajaran mengakibatkan pola jalan

pada pemakai prosthetic eksoskeletaltidak seimbang.

Berdasarkan uraian permasalahan di atas, penelitian ini diperlukan sebuah

komponen penjajaran pada prosthetic bawah lutut. Penjajaran diharap mampu

memperbaiki pola jalan pengguna prostheticyang memiliki kondisi sudut

kontraktur stump yang beragam. Mewujudkan ini perlu dirancang alat penjajaran

yang memiliki kemampuan menjajarkan kontraktur stump. Diharapkan komponen

aligment adapterfor prosthetic foot bawah lutut dapat memperbaiki keseimbangan

berjalan ketika dipakai. Pada penelitian ini juga dilakukan kajian biomekanika

gerak berjalan pengguna prosthetic untuk mengetahui kontribusi rancangan

komponen alignmentadapter for prosthetic foot dalam mengakomodasi gerakan

berjalan dengan melihat perbandingan nilai gaya dan momen pada bagian tersebut

baik pada kaki normal maupun kaki prosthetic.


commit to user

I-4

1.2 PERUMUSAN MASALAH

Berdasarkan latar belakang permasalahan tersebut, maka perumusan

masalah pada penelitian adalah bagaimana memperbaiki pola berjalan pengguna

prosthetic bawah lutut dengan merancang komponen alignment adapter for

prosthetic foot bawah lutut dan menentukan pengaruhnyaterhadap pola jalan pada

pengguna prosthetic bawah lutut.

1.3 TUJUAN PENELITIAN

Tujuan dilakukannya penelitian,adalah memperbaiki pola berjalan

pengguna prosthetic bawah lutut denganmerancang komponen alignment adapter

for prosthetic foot bawah lutut dan mengkaji pengaruh komponen alignment

adapter for prosthetic foot bawah lutut terhadap pola jalan pada pengguna

prosthetic bawah lutut.

Memperjelas tahapan pencapaian tujuan tersebut maka ditentukan tujuan

khusus, sebagai berikut:

1. Merancang alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut dengan system

adjustablepada komponen pensejajaran.

2. Menguji desain rancangan alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut

tersebut terhadap siklus berjalan(gait cycle)amputee.

1.4 MANFAAT PENELITIAN

Manfaat dari penelitian,sebagai berikut:

1. Menghasilkan komponen alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut

dengan system adjustable.

2. Mengetahui tingkat keseimbangan berjalan pengguna prosthetic bawah lutut

dengan pemakaian komponenalignment adapter.

3. Memperoleh perbandingan nilai gaya dan moment pada bagian anklejoint

selama satu siklus berjalan (gait cycle) agar diketahui kontribusi dari rancangan

alignment adapter terhadap karakteristik berjalan pengguna prosthetic.

1.5 BATASAN MASALAH

Batasan masalah dalam penyusunan penelitian ini, sebagai berikut:

1. Arah sudut kontraktur flexi-exstensi dan abduction-adduction.

2. Dilakukan pada endoskeletal prosthetic shank.


commit to user

I-5

3. Pengujian pada level amputasi short stump.

4. Pengujian keseimbangan berjalan menggunakan pendekatan biomekanik statis.

5. Pengamatan gerak berjalan pengguna prosthetic atas lutut dilakukan pada

bidang sagital tubuh manusia.

6. Kajian biomekanika yang dilakukan hanya fokus pada perhitungan gaya dan

momen pada ankle joint dalam satu siklus berjalan normal.

7. Kondisi level amputasi yang di uji mewakili dari kondisi amputasi pada semua

level.

1.6 ASUMSI PENELITIAN

Asumsi penelitian dalam penyusunan penelitian ini, sebagai berikut:

1. Niilai gaya dan momen pada bagian anklejointdapatmewakili perhitungan nilai

gaya dan momen pada pola berjalan.

2. Posisi pengaturan alignment tidak mempengaruhi titik pusat massa prosthetic.

3. Pada kajian biomekanika, anggota gerak atas dan tubuh (kepala, leher, tangan,

dan batang tubuh) pengguna prosthetic menjadi satu kesatuan dan dianggap

sebagai beban.

1.7 SISTEMATIKA PENULISAN

Penyusunan skripsi ini terbagi menjadi beberapa bab yang berisi uraian

penjelasan dan dibagi dalam beberapa topik subbab. Secara garis besar uraian

pada bab-bab dalam sistematika penulisan dijelaskan pada uraian dibawah ini.

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini menguraikan tentang latar belakang masalah, perumusan

masalah, tujuan penelitian, manfaat penelitian, batasan masalah, asumsi

dan sistematika penulisan. Uraian bab ini dimaksudkan menjelaskan

latar belakang penelitian yang dilakukan sehingga memberikan manfaat

sesuai dengan tujuan penelitian dengan batasan dan asumsi yang

digunakan pada penelitian ini.

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini berisikan tentang uraian teori, landasan konseptual dan

informasi dari literatur yang ada. Pada bagian ini diuraikan mengenai


commit to user

I-6

gambaran umumprosthetic componen dan stump kaki, gaint

analysisperhitungan yang digunakan dalam pengumpulan dan

pengolahan data.

BAB III METODE PENELITIAN

Bab ini berisikan uraian-uraian tahapan yang dilakukan dalam

melakukan penelitian mulai dari identifikasi masalah hingga penarikan

kesimpulan pada penelitian perancangan alignment adapter for

prosthetic.

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Bab ini berisikan uraian mengenai data-data penelitian yang digunakan

dalam proses pengolahan data dan hasil pengolahan sebagai

rekomendasi dari hasil penelitian ini.

BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL

Bab ini berisi tentang analisis dan interpretasi hasil daripengumpulan

dan pengolahan data dari hasil rekomendasi.

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

Bab ini menguraikan target pencapaian dari tujuan penelitian dan

kesimpulan yang diperoleh dari pembahasan sebelumnya berupa

pembahasankesimpulan hasil yang diperoleh dan memberikan saran

perbaikan yang dilakukan untuk penelitian selanjutnya.


commit to user

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini menguraikan teori-teori yang diperlukan dalam mendukung penelitian, sehingga

pelaksanaan eksperimen, pengolahan data dan analisis permasalahan dapat dilakukan secara

teoritis.

2.1 AMPUTASI

Amputasi dapat diartikan sebagai tindakan memisahkan bagian tubuh sebagian atau

seluruh bagian ekstremitas. Tindakan ini merupakan tindakan yang dilakukan dalam kondisi

pilihan terakhir manakala masalah organ yang terjadi pada ekstremitas sudah tidak mungkin

dapat diperbaiki dengan menggunakan teknik lain, atau manakala kondisi organ dapat

membahayakan keselamatan tubuh klien secara utuh atau merusak organ tubuh yang lain seperti

dapat menimbulkan komplikasi infeksi(Handicap International, 2006).

Amputasi tungkai kaki bawah lutut (below-knee amputation) merupakan amputasi

sepanjang area tulang tran tibial. Batas perpotongan amputasi bawah lutut di awali dari tonjolan

tulang tibial plateau hingga batas tonjolan tulang malleolus (Radcliffe, 1961). Tingkat amputasi

tungkai bawah lutut dapat dibagi menjadi 3 tingkatan amputasi yaitu short stump, medium stump

dan long stump(Handicap International, 2006).

Tingkatan amputasi mempengaruhi sudut cakupan gerak atau ROM (ring of motion) dan

kontraktur stump. Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump

(muscle shortening). Kontraktur stump mengakibatkan sendi lutut pada tungkai yang teramputasi

tidak mampu melakukan gerakan ekstension sepenuhnya.Berikut ini adalah gambar sudut

kontraktur pada tungkai kaki yang mengalami amputasi seperti ditunjukan pada gambar 2.1.


commit to user

Gambar 2.1 Kontraktur stump Sumber: Handicap International, 2006

Cakupan gerak sendi lutut pada tungkai kaki normal mampu melakukan gerakan

flexiondengan besaran 0° - 130° dan gerakan Extensiondengan besaran 0 - 5° - 10°, seperti pada

gambar 2.2.

Gambar 2.2Cakupan gerak pada tungkai kaki normal Sumber: Handicap International, 2006

2.2 PROSTHETIC KAKI BAWAH LUTUT

Prosthetic merupakan alat ganti anggota gerak tubuh yang tidak ada.Anggota gerak

tubuh terdiri dari anggota gerak atas yaitu lengan dan tangan serta anggota gerak bawah yaitu

tungkai dan kaki (May, 1996).Prosthetic anggota gerak bawah memiliki fungsi utama sebagai

mobilisasi atau berjalan.Ketiadaan anggota gerak bawah tubuh dapat dibagi menjadi enam

meliputi ketiadaan kaki bagian tepat panggul (hip disarticulation) ketiadaan kaki bagian atas

lutut (above- knee amputation) dan ketiadaan kaki bagian bawah lutut (below- knee), ketiadaan

bagian tengah lutut (middle-knee disarticulation) ketiadaan pergelangan kaki (ankle

disarticulation) dan ketiadaan telapak kaki (syme amputation).

2.2.1 Prosthetic Kaki Bawah Lutut

Komponen dasar dari prosthetic bawah lutut (below-knee) terdiri dari foot, ankle, shank,

socket.Bentuk prosthetic bawah lutut terlihat pada gambar 2.3.


commit to user

Gambar 2.3 Below knee prosthetic

Sumber: Handicap International, 2006

a. Foot – Ankle

Kaki prosthetic harus terlihat baik dan dapat bergerak semirip mungkin seperti kaki

sesungguhnya. Ada banyak desain kaki, ada yang sederhana dan ada pula yang

kompleks.Komponen telapak kaki prosthetic mempunyai beberapa tipe, antara lain adalah

sebagai berikut:

1. SACH (Solid Ankle Cushioned Heel) Foot.

SACH adalah kaki yang paling banyak digunakan di dunia. Kaki ini berfungsi baik,

ringan dan sangat kuat. Bagian-bagiannya tidak ada yang bergerak dan awet. Kaki yang dipakai

oleh Handicap International di Kamboja adalah SACH foot. Kaki seperti ini cukup baik

kualitasnya, murah dan dapat dibuat dari karet pada negara-negara berkembang.

2. Single axis foot

Desain lama single axis foot kini jarang digunakan. Sendi pergelangan kaki terbuat dari

logam, meniru gerak pergelangan kaki sesunggunhnya, meski tidak dapat melakukan gerak

inversion/eversion.Plantarflexion bumper meredam goncangan akibat gerak tumit. Jari-jari

elastis memungkinkan gerakan mendorong. Gerak pergelangan kaki memungkinkan

perputaran/roll over menjadi semakin mudah.

3. Multi-axis foot

Seperti namanya, multi-axis foot dapat digerakkan secara bebas. Multi-axis foot dapat

bergerak dengan mudah secara plantar flexion. Gerak kaki ini dikendalikan oleh ring karet /

rubber ring di sekitar sendi bola / ball joint. Saat kaki bergerak, ring ditekan. Resistensi kaki


commit to user

untuk bergerak juga dapat disesuaikan dengan kondisi pasien dengan kelenturan bumper karet

yang sesuai. Kaki ini banyak digunakan pada kaki endoskeletal. Kaki ini bergerak seperti kaki

asli, tapi tidak stabil pada posisi berdiri. Kelemahan lainnya adalah bahwa kaki ini berat.Buffer

ring dari karet dapat rusak dengan cepat, sehingga kaki ini kurang cocok untuk kondisi basah

maupun kering dan berdebu.

4. Energy recovery foot

Kaki jenis ini lebih tepat untuk pasien amputasi yang mampu berjalan/berlari sangat

cepat.Beban pada kaki bertambah tiga kali lipat ketika berlari. Kaki memiliki tumit elastis yang

kuat untuk meredam beban waktu berlari dan jari elastis yang kuat yang memberi energi dorong

yang dibutuhkan untuk berlari. Pada tipe ini, energi yang diserap dari tekanan tumit dilepaskan

melalui gerak jari kaki, untuk menciptakan energi dorong.

b. Shank

Shank memiliki fungsi menjaga kaki. Socket pada posisi seharusnyamentransfer berat

badan pasien dari socket ke kaki, membuat kaki terlihat lebih baik (cosmetik).Komponen betis

(body shank) dapat terbuat dari berbagai bahan, tergantung dari metode yang digunakan dalam

pembuatan suatu prosthetic, apakah menggunakan metode endoskeletal atau metode

eksoskeletal.

Apabila pembuatan prosthetic tersebut menggunakan metode eksoskeletal maka bahan

yang digunakan adalah kayu dan aluminium, sedangkan metode endoskeletal maka bahan yang

dapat digunakan adalah pylon tube.

c. Socket

Socket merupakan bagian dari prostheticberfungsi menahan stumppengguna.Socket

didesain untuk mentransfer berat badan pasien melalui prosthetic ke tanah dengan nyaman.

Socket transtibial memiliki beberapa tipe. Beberapa di antaranya memiliki nama yang berbeda

meski mempunyai arti yang sama,seperti beberapa contoh sebagaiberikut.

1. Socket patellar tendon-bearing disebut sebagai socket PTB.

2. Socket supracondylar disebut socket PTB-SC. Juga, disebut singkatan bahasa Jermannya

yaitu socket KBM (Kondylen-Bettung Munster).

3. Socket supracondylar suprapatellar disebut sebagai PTB-SCSP socket. Sering disebut dalam

singkatan bahasa Prancisnya yaitu socket PTS (Prostesis Tibiale Supracondylienen).

2.3 ALIGNMENTBELOW KNEE PROSTHETIC


commit to user

Pensejajaran (Alignment)adalah mekanisme yang digunakan untuk mengubah hubungan

antar komponen prostetic agar mendapat gaya berjalan yang terbaik bagi amputee secara

individual(Handicap International, 2006). Alignment berfungsi mengoptimalisasi pola jalan

amputee dengan mengatur arah garis beban pada komponen prosthetic.Alignmentmemberikan

peranan penting pada kualitas sebuah prosthetic.Optimalisasi alignment prosthetic melalui tiga

tahapan yaitu bench alignment, static aligmen dan dynamic alignment.

2.3.1 Bench Alignment/ AlignmentPlumb Line

Bench alignment/ alignment plumb line adalah alat bantu yang digunakan untuk

mensejajarkan komponen prosthetic dalam bidang pandangan sagital dan frontal, pensejajaran

dilakukan pada tiga garis pandangan medial, lateral dan anterior(Handicap International,

2006).Tiga garis pandangan berperan sebagai garis referensi alignment/ pensejajaran

prosthetic.Bench alignment bertujuan memposisikan titik tengah komponen prosthetic yang

meliputi socket, body shank dan foot agar bertepatan dengan garis referensi sebelum prothetic di

pakai.

Gambar 2.4 Bench alignment Sumber: Handicap International, 2006

2.3.2 Static Alignment (Pemeriksaan sebelum dicoba)

Static alignment adalah pensejajaran komponen prosthetic saat prosedur fitting

yangdigunakan untuk memvisualisasikan posisi pusat garis gravitasi tubuh atau garis beban


commit to user

ketika berdiri(Handicap International, 2006).Pensejajaran komponen prosthetic dilakukan agar

pusat garis gravitasi tubuh atau garis beban jatuh berada pada komponen prosthetic.

Alignment harus memenuhi prinsip kerja prosthetic dimana socket dalam keadaan flexi

dan adduction dengan ukuran derajat sesuai kontraktur amputee.Telapak kaki dengan body

shankdorsi flexi 20–30 dan external rotasi 50 – 70.

Gambar 2.5 Static alignment


2.3.3 Dynamic Alignment(Pemeriksaan saat dicoba)

Dynamic alignment merupakan pensejajaran yang dilakukan pada prosthetic setelah

melakukan uji berjalan. Dynamic alignment bergantung pada keterampilan pengamatan dan

analisis dari prosthetic pada saat digunakan berjalan.Acuan dynamicprosthetic adalah prosthetic

mampu bergerak selaras terhadap salah satu kaki yang masih ada(Handicap International, 2006).

Tahap pengamatan pada dynamic alignment diawali dengan pemeriksaan keadaan

prosthetic.Prosthetic saat dicobakan harus dalam keadaan nyaman, baik saat memakai maupun

pada saat melepaskannya, dengan tidak meninggalkan prinsip kerja prosthetic secara fungsional

maupun dari segi kosmetiknya. Tepi socket dan tempat penguncinya harus meyakinkan dan

berfungsi baik.Hal ini, dapat di test dengan caraprosthetic dalam keadaan extensi penuh

kemudian ditarik atau dengan ayunan yang kuat prosthetic tidak lepas dari stump. Pada saat

berdiri tegak dengan memakai prosthetic, tubuh dalam posisi normal dimana kedua SIAS (Spina


commit to user

Illiaca Anterior Superior) kanan dan kiri dalam keadaan simetris, shoulder joint kanan dan kiri

dalam keadaan simetris (dalam keadaan satu level). Bila SIAS dan shoulder joint tersebut

terdapat peninggian sepihak perlu diperhatikan, maka perlu mengukur kembali prosthetic

tersebut sesuai dengan ukuran individu. Sendi lutut dalam posisi simetris dalam keadaan valgum

atau varum.Bila belum memenuhi syarat tersebut diatas maka pemeriksaan dynamic alignment

belum dapat dilakukan.

Pemeriksaan dynamic alignment pada prosthetic, pengamat harus memperhatikan setiap

pola jalan yang dilakukan amputee, menanyakan kepada amputee, mengenai keluhan yang

dialaminya, seperti adanya rasa nyeri sehingga membuat rasa yang tidak nyaman dan pola jalan

yang menyimpang. Penyimpangan pola jalan yang terjadi terdiri dari penyimpangan pada saat

heel strike, terdapat fleksi lutut berlebihan yang disebabkan karena chusion heel yang terlalu

kaku, bagian anterior socket terlalu panjang, rasa tidak nyaman pada bagian distal tibia sehingga

tidak dapat menahan gerakan fleksi lutut, penyimpangan pada saat midstance, penyimpangan

biasanya berupa dorongan ke medial dari lutut karena penempatan kaki prostesis yang tidak tepat

terhadap socket, serta fleksi lutut yang berlebih karena dorsofleksi pergelangan kaki,

penyimpangan pada saat push off, adanya fleksi lutut tiba-tiba karena lutut miring ke anterior

atau telapak kaki terlalu dorsofleksi, adanya ekstensi lutut tiba-tiba pada saat toe off karena

telapak kaki terlalu plantar fleksi (Quirinus, 1996).

Gambar 2.6 Dynamic alignment



commit to user

2.4 PRINSIP BIOMEKANIKBELOW KNEE PROSTHETIC

Prinsip-prinsip biomekanika pada below kneeprosthetic meliputi beberapa bagian, yaitu:

2.4.1 Prinsip-Prinsip Mekanik

Mekanik itu sendiri berhubungan dengan tindakan dari tekanan pada bodi. Biomekanik

berhubungan dengan tindakan dari kekuatan fisik pada tubuh manusia dan yang digunakan.

Biomekanik berhubungan juga dengan banyak faktor yang mempengaruhi sistem otot kerangka

seperti aktivitas elektronik dalam otot, tekanan dari luar yang menghasilkan perubahan kulit,

jumlah energi, untuk daya gerak, dan pola gerakan yang ektrim dari analisa kinematik atau

gerak. Kekuatan adalah tindakan atau gerakan dari bagian tubuh atau lainnya yang cenderung

merubah bentuk gerak dari bagian tubuh berikutnya. Lebih dari satu bagian tubuh selalu terlibat

setiap membicarakan kekuatan. Kekuatan antara bagian-bagian tubuh selalu dalam bentuk

berpasangan. Merupakan hukum gerak Newton ketiga. “Untuk tiap kekuatan gerakan ada

kesamaan dan reaksi kekuatan yang bertolak belakang”.

Beberapa kasus gerakan lebih disadari misal ketika menarik beban berupa kereta barang.

Kasus lain, reaksi lebih berupa bukti sama dengan reaksi dorongan pada mesin jet. Hal ini sering

terasa nyaman dalam menganalisa kekuatan untuk mengamati gerakan dan reaksi secara terpisah.

Bagian tubuh sangat banyak digunakan dalam analisa teknik seperti menunjukkan efek-efek dari

gerakan dan reaksi secara terpisah. Mempertimbangkan situsasi dimana tubuh menarik beban.

Teknik mengisolasi bagian tubuh dari tiap-tiap hal disekitarnya dan menunjukkan kekuatan yang

digunakan untuk mendorong dari bagian-bagian tubuh yang lain disebut diagram bagian tubuh

bebas. Teknik ini digunakan untuk analisa kekuatan kontak dari socket pada stump. Vektor-

vektor merupakan kuantitas yang diukur besarannya dan arah yang bisa disajikan secara grafik

dengan anak panah. Besaran dari kuantitas vektor seperti kekuatan ditunjukkan secara skala

arbitrasi dengan panjang oleh anak panah. Arah ditunjukkan dengan garis dari batang dan kepala

dari anak panah.

Jika konsep dari kekuatan vektor dari diagram bagian tubuh bebas dikombinasikan,

hubungan kuantitatif dari beberapa kekuatan bertindak secara simultan. Berat dalam bagian

tubuh adalah sepasang kekuatan tarik menarik antara tubuh dan bumi. Manusia menarik bumi

dengan kekuatan yang sama dengan besarnya berat tubuh. Analisis masalah prosthetic kebalikan

dari prinsip ini sering digunakan. Jika tubuh diketahui dalam keadaan equilibrium, poligon


commit to user

kekuatan

diketahui

dari tiga

memprod

kekuatan

batang ke

kearah ja

meningk

ditunjukk

M

Tambahk

kebalikan

untuk me

2.4.2 Tin

K

yang me

panggul

Melalui

faktor–fa

dua fase

merupak

heel cont

lantai (he

n yang terd

i. Kekuatan

a kekuatan

duksi rotasi d

n dikali jarak

eseimbangan

arum jam. J

at secara pro

kan dalam lb

Menjaga rota

kan sedetik k

n arah jarum

enjaga rotasi

ngkat Berja

Kekomplekan

empengaruhi

poros vertik

daya pengg

aktor bentuk

e saat kaki

an bagian s

tact, foot fla

eel contact)

ekat bisa s

yang memi

yang berger

dari tubuh m

k tegak lurus

n dari jungka

Jika baik ke

oporsional. J

b-ft searah ja

G

asi selama

kekuatan P d

m jam yang

i, produk dar

alan Normal

n proses day

i bentuk ge

kal, kemirin

gerak, tubuh

gerakan sej

berjalan ya

iklus diman

at, midstance

, kemudian

sangat mem

liki efek yan

rak secara

mengenai poi

s dari garis a

at jungkit. Ji

ekuatan F a

Jika kekuata

arum jam.

Gambar 2.7Sumber: Rad

gerakan d

dengan lenga

mana mome

ri F kali d ha

l

ya gerak terb

erakan yaitu

ngan lateral

manusia m

umlah otot u

itu fase ber

na tungkai ac

e point, dan

dilanjutkan

mbantu dalam

ng sama pad

simultan. M

in referensi.

arah kekuata

ika kekuatan

atau jarak d

an diukur den

7 Kekuatan dcliffe dan Foo

dari kekuata

an pengungk

en produk d

arus sama de

bukti ketika

u interaksi s

dari panggu

melibatkan p

utama dari b

rdiri dan fa

cuan berkon

n heel off.Fa

dengan kak

m menyeles

da kotak seb

Momen dari

Tiap-tiap be

an menuju po

n F diterapka

dari d menin

ngan pons d

momen

ort, 1961

an F, aksi

kit b. Kekuat

dari P kali b

engan P kali

mempertim

sendi lutut,

ul dan perg

engaruh dar

bagian tubuh

ase berayun.

ntak dengan

se berdiri di

ki yang men

saikan keku

bagai keselu

kekuatan c

esarannya ad

oin referens

an pada jarak

ngkat, kecen

dan jarak den

berbalik h

tan P sekara

b [lb-ft]. Mo

b.

mbangkan en

flexi lutut,

geseran later

ri total pola

h yang lebih

Fase berdir

lantai, terb

imulai saat t

napak penuh

uatan yang

uruhan komb

cenderung u

dalah produk

i. Pertimban

k d, rotasi ba

nderungan r

ngan feet, mo

harus diterap

ang menghas

omen equilib

nam faktor u

flexi hip, r

ral dari pan

a pergeseran

rendah. Terd

ri (stance ph

bagi menjadi

tumit menye

h ke lantai (

tidak

binasi

untuk

k dari

ngkan

atang

rotasi

omen

pkan.

silkan

brium

utama

rotasi

nggul.

n dari

dapat

hase)

i fase

entuh

(foot-


commit to user

flat).Midstance dimulai saat posisi foot-flat dan berakhir saat heel-off. Push-off dimulai saat heel-

off dan berakhir saat toe-off bergerak. Fase berayun (swing phase) merupakan bagian siklus

dimana tungkai acuan tidak menyentuh lantai. Fase ini dimulai dengan tidak tersentuhnya kaki

ke lantai dan berakhir saat tumit menempel ke lantai (heel contact).Gambar 2.6 menunjukkan

siklus berjalan manusia normal.Gambar 2.7 menunjukkan fase berdiri dan berayun secara

keseluruhan.


commit to user

Gambar 2.8 Siklus berjalan normal

Sumber: C.W. Radcliffe dan Foort, 1961

Gambar 2.9 Fase berdiri dan berayun Sumber: Staff Prosthetics and Orthotics, 1990


commit to user

II-1

gerakan otot dari keseluruhan sendi yang menyebabkan fleksibilitas plantarflexion

atau dorsiflexion. Mekanisme dari kelompok otot-otot utama dari extremity-lower

ditunjukkan pada gambar 2.10.

Gambar 2.10Mekanisme otot-otot kaki Sumber: C.W. Radcliffe dan Foort, 1961

Tahap-tahap dalam siklus berjalan dijelaskan dengan beberapa bagian.

Mulai dari saat belum bergerak, melangkah, dan saat kedua kaki kembali seperti

posisi semula. Beberapa bagian tersebut dijelaskan, sebagai berikut:

a. Kejadian-kejadian awal sebelum kontak tumit pertama,

Referensi pada gambar 2.6 khususnya pada kurva di bagian yang

berhubungan dengan akhir dari tahapan mengayun (sekitar 95% siklus lengkap)

dapat dicatat bahwa gerakan sendi lutut mencapai extensi maksimal ketika

sebelum kontak tumit dan periode dari fleksibilitas lutut yang telah terjadi dimana

berlanjut menjadi tahap cara berdiri. Penurunan pada tingkat extensi lutut ini di

akhir tahap mengayun, persiapan pada kaki sebelum membuat kontak dengan

lantai, tergantung pada gerakan dari kelompok otot-otot hamstring seperti yang

terlihat pada kurva aktivitas otot. Kelompok otot hamstring mengikat sampai

panggul bagian belakang pada persendian dan sampai tibia dan fibula di bawah

sendi lutut. Tensi atau tekanan dalam kelompok hamstring dapat menyebabkan

ekstensi pangkal paha, fleksibilitas lutut atau keduanya secara berurutan.


commit to user

II-2

b. Tahap kontak tumit,

Ketika tumit membuat kontak, gerakan otot hamstring cenderung

memberikan kekuatan ke belakang sehingga terjadi kontak dengan lantai. Lutut

bergerak dengan cepat selama tahap ini. Aktivitas dalam kelompok otot hamstring

ini terus berlanjut tetapi dengan besaran yang terus menurun sedangkan gerakan

otot quadriceps mulai terjadi dengan cepat. Kelompok otot quadriceps bergerak

ke depan sendi otot dan kelompok otot pretibial bergerak sekitar persendian,

menjalankan fungsi interaksi lutut dan menjadi efek dari gerakan lembut dari kaki

depan ke lantai. Fungsi utama dari lutut dan sendi selama kontak tumit adalah

penyerapan goncangan kontak tumit dan menjaga langkah lembut dari pusat

gravitasi dari keseluruhan tubuh. Studi energi menunjukkan bahwa lutut dan sendi

memberikan kontribuisi yang sama dalam fungsi kontak tumit. Fungsi dari lutut

sama dengan penyerapan goncangan yang seringkali diabaikan.

c. Tahap tengah berdiri atau midstance point,

Gerakan fleksibel lutut yang terkendali dari tahap kontak tumit menjadi

tahap midstance (antara kaki datar dan tumit lepas). Sudut maksimal dari flexi

lutut sekitar 20 derajat dan muncul dalam bagian pertama tahap midstance. Ketika

tubuh bergerak melewati lutut yang stabil, bagian atas daya tolak dari reaksi lantai

bergerak ke depan pada sol dari kaki, kemudian meningkat ke gerakan

dorsifleksion pergelangan kaki dan menyebabkan lutut memulai periode gerak

extensi. Pada periode ini, kendali pada kaki dilakukan melalui interaksi sendi

lutut, dengan aktivitas otot minimal dalam kelompok yang berfungsi pada pangkal

paha dan lutut. Lutut mencapai posisi gerak extensi maksimalnya ketika tumit

meninggalkan tanah, dengan kelompok otot calf yang memberikan ketahanan

pada ekstensi lutut dan gerakan dorsifleksi sendi. Ketika tumit menginggalkan

tanah, lutut memulai kembali periode flexinya, menghasilkan gerakan otot utama

dari sendi pangkal paha atau panggul. Urutsan dari kendali gerakan fleksibel pada

kontak tumit, menghasilkan perluasan sedikit demi sedikit dalam tahap midstance

dan gerakan flexi yang terkendali sebagai persiapan untuk mengayun dalam

menyelesaikan gerakan lutut atau cara berjalan yang menghemat energi pada

orang normal.


commit to user

II-3

d. Fase push-off,

Selama tahap push-off, lutut terbawa ke depan oleh gerakan sendi panggul

dan keseimbangan sensitif sehingga harus dijaga agar terjadi interaksi pangkal

paha, lutut, dan sendi pergelangan kaki. Kombinasi gerak ini memiliki dua tujuan

yaitu menjaga gerakan halus ke depan dari tubuh secara keseluruhan dan

mengawali gerakan angular dalam mengayun.

Ketika lutut memulai gerak flexi, (sesaat sebelum tumit meninggalkan

tanah), otot lutut pertama harus menahan efek eksternal dari kekuatan bola kaki

yang melewati ruang di bagian sendi lutut. Jadi, ketika lutut digerakkan ke depan

oleh gerakan sendi pangkal paha, lutut harus membalik tiap gerakan untuk

meberikan ketahanan yang terkendali pada fleksibilitas dengan meningkatkan

aktivitas otot quadriceps. Beberapa hal yang bersifat tidak tetap pada aktivitas

otot hamstring dicatat sebagai antagonistik. Kelompok otot calf berlanjut

memberikan plantarlexion aktif selama tahap push-off. Pada waktu jari kaki

meninggalkan lantai, lutut telah bergerak secara flexi dengan sudut 40° sampai

45° pada maksimum 65° yang mana tercapai pada tahap ayunan.

Perbaikan kaki prosthetic ke dalam fungsi yang normal pada fase push-off

sangat sulit dilakukan. Posisi lutut sangat penting, sama seperti sumber aktif dari

energi pergelangan kaki. Karena kurangnya sumber aktif dari energi pergelangan

kaki, awalan dari gerak fleksi pada lutut pasien amputasi yang memakai prosthetic

harus berasal dari gerakan flexi pangkal paha.

e. Fase mengayun gerakan quadriceps,

Tujuan keseluruhan dari fase mengayun adalah mendapatkan kaki dari satu

posisi ke posisi berikutnya dengan gerakan yang lembut. Pada awal tahap ayunan,

kaki harus menyelesaikan periode peningkatan kecepatan dalam energi geraknya

yang disebabkan oleh gerakan ekstensi aktif dari pergelangan kaki dan flexi dari

pangkal paha selama tahap push-off. Lutut melakukan gerakan flexi dan berlanjut

menjadi menegang setelah jari kaki lepas dari pijakan. Selama melakukan jalan

cepat, dihasilkan gerakan flexi lutut yang berlebih dan tumit meningkat tetapi hal

ini tidak berlaku untuk gerakan kelompok otot quadriceps dalam membatasi sudut

flexi lutut sekitar 65°dan kemudian memulai gerakan extensi lutut. Gerakan

extensi lutut berlanjut sebagai hasil dari kombinasi efek pendulum, dimana


commit to user

II-4

kecenderungan gerak terdapat pada bagian shank, kaki dan otot. Gerakan kecil

otot quadricepsperlu karena faktor-faktor lainnya juga sama pentingnya. Otot

iliopsoa memberikan kontribusi dalam mengembangkanflexi pangkal paha secara

aktif yang mana mendorong akselerasi lutut ke depan dan ke belakang.

f. Midswing,

Selama midswing, terdapat periode dimana aktivitas otot minimal dan

akselerasi kaki ke belakang dan ke depan seperti pendulum dengan kekuatan

gerakan yang disebut pivot point.

g. Terminal deceleration-hamstring action,

Pada akhir ayunan, tingkat dari extensi gerakan lutut harus dikurangi

dalam rangka untuk menurunkan kaki pada awal kontak tumit. Penurunan

akselerasi terminal ini pada kaki normal untuk menahan gerakan extensi dari

kelompok otot hamstring.

h. Gerakan lutut dalam gaya berjalan pasien amputasi,

Penyebab kesulitan dalam penggunaan prosthetic muley (bawah lutut tanpa

ada sendi bantu sisi) adalah kerusakan stump, khususnya sendi lutut. Penyebab

dari kesulitan karena tegangan yang berlebih pada struktur ligamen dari lutut oleh

extensi berlebih dari lutut yang menerima beban. Melindungi struktur ligamen

pada sisi yang teramputasi, penting untuk menjaga dimana batas keamanan dari

kekuatan dan momen dari lutut yang cenderung menekan lutut sampai posisi

extensi yang berlebihan. Pada orang normal, rasa yang nyaman akan posisi lutut

membatasi momen gerak yang berlebih dengan menjaga pusat lutut pada garis

dimana kekuatan di kirim melalui tungkai kaki. Cara ini lutut untuk bergerak

lebih terkendali.

2.1 ANTHROPOMETRI DATA BIOMEKANIKA

Menurut Frankel dan Nordin (1980), biomekanika secara umum

didefinisikan sebagai ilmu yang menggunakan konsep fisika dan teknik untuk

menjelaskan gerakan pada tubuh manusia dan gaya yang bekerja pada bagian

tubuh tersebut pada aktivitas sehari-hari.

Anatomi tubuh manusia terdiri dari segmen tubuh yang dihubungkan oleh

persendian. Analisis biomekanika digunakan untuk memodelkan manusia dalam

suatu sistem benda jamak yang tersusun dari link (penghubung) dan


commit to user

II-5

joint(sambungan). Link mewakili segmen tubuh dan joint menggambarkan sendi

sebagai penghubung tiap segmen tubuh. Menurut Chaffin dkk. (1999), tubuh

manusia terdiri dari enam link, sebagai berikut:

1. Link lengan bawah yang dibatasi oleh joint telapak tangan dan siku.

2. Link lengan atas yang dibatasi oleh joint siku dan bahu.

3. Link punggung yang dibatasi oleh joint bahu dan pinggul.

4. Link paha yang dibatasi oleh joint pinggul dan lutut.

5. Link betis yang dibatasi oleh joint lutut dan mata kaki.

6. Link kaki yang dibatasi oleh joint mata kaki dan telapak kaki.

Gambar 2.11 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint Sumber: Chaffin et al, 1999

Menurut Chaffin et al. (1999), anthropometri merupakan ilmu yang

berhubungan dengan pengukuran massa, bentuk, ukuran dan inersial tubuh

manusia. Hasil dari pengukuran ini berupa data statistik yang menggambarkan

ukuran, massa dan bentuk tubuh manusia. Data anthropometri merupakan

fundamen dasar biomekanika yang digunakan untuk membangun model

biomekanika yang mengkaji kekuatan dan gaya pada tubuh manusia.

Pengukuran anthropometri segmen tubuh manusia disetarakan dengan

model benda jamak. Panjang setiap link diukur berdasarkan persentase tertentu

dari tinggi badan, sedangkan beratnya diukur berdasarkan persentase dari berat

badan. Penentuan center of mass tiap link didasarkan pada persentase standar yang

diadaptasi dari penelitian Dempster (1955) seperti digambarkan pada gambar

2.11. Panjang link tiap segmen berotasi di sekitar sambungan dan mekanika terjadi

mengikuti hukum Newton. Prinsip-prinsip ini digunakan untuk menyatakan gaya


commit to user

II-6

mekanik pada tubuh dan gaya otot yang diperlukan untuk mengimbangi gaya-

gaya yang terjadi.

Gambar 2.12 Permodelan titik-titik pusat massa dempster Sumber: Chaffin DB, et al, 1999

Pada penetuan massa tiap segmen, tubuh manusia digambarkan sebagai

stick diagram seperti pada pemodelan Dempters (1955). Persentase massa segmen

tubuh ditentukan berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh (Webb

Associaties, 1978).

Tabel 2.1 Pemodelan distribusi berat badan

Sumber: Webb Associaties, 1978

a. Head 73.80%b. Neck 26.20%a.Thorax 43.80%b. Lumbar 29.40%c. Pelvis 26.80%a. Upper arm 54.90%b. Forearm 33.30%c. Hand 11.80%a. Thigh 63.70%b. Shank 27.40%c. Foot 8.90%

Group Segment (%) of Total Body Weight

Individual Segment (%) of Group Segment Weight Tubuh

Head and Neck 8.40%

Total Leg 15.70%

Torso 50.00%

Total Arm 10.20%


commit to user

II-7

2.2 ANALISIS GERAK BIOMEKANIKA

Pada pengguna prosthetic, analisis biomekanika digunakan untuk

mengetahui pola berjalan pengguna prosthetic apakah telah sesuai dengan pola

berjalan manusia normal (Radcliffe and Foort, 1961). Hal tesebut diketahui

dengan keseimbangan gaya dan momen pada kaki normal maupun kaki prosthetic

selama pengguna prosthetic berjalan dalam satu periode waktu.

2.6.1 Keseimbangan gerakan manusia

Susan J. Hall (1999) menyebutkan bahwa keseimbangan (equilibrium)

merupakan karakteristik keadaan dimana terjadi keseimbangan gaya dan torsi

(momen gaya) pada tubuh manusia. Berdasarkan hukum Newton pertama, tubuh

dalam kondisi equilibrium ketika dalam keadaan diam (motionless) atau bergerak

dengan kecepatan konstan. Ketika tubuh dalam keadaan diam (sewaktu berdiri

dengan satu kaki atau berdiri di atas papan keseimbangan) hal ini disebut sebagai

static equilibrium. Tiga kondisi yang harus dipenuhi tubuh untuk mencapai

kondisi static equilibrium, sebagai berikut:

1. Jumlah total gaya vertikal yang terjadi pada tubuh sama dengan nol.

2. Jumlah total gaya horisontal yang terjadi pada tubuh sama dengan nol.

3. Jumlah total torsi/momen harus sama dengan nol.

∑Fx = 0

∑Fy = 0

∑t = 0.............................................................................. 2.1

dengan, Fx = Gaya Vertikal (N)

Fy = Gaya Horisontal (N)

t = Torsi (Nm)

2.6.2 Gaya

Gaya dapat diartikan sebagai sebuah dorongan atau tarikan pada suatu

benda. Gaya dapat menyebabkan suatu benda bergerak dengan arah dan

percepatan tertentu. Setiap gaya mempunyai karakteristik berupa besaran dan arah

tertentu. Gaya didefinisikan sebagai hasil perkalian antara massa dengan

percepatan (Hall, 1999). Satuan dasar dari gaya berdasarkan sistem metric adalah

Newton (N).

F = m x a.............................................................................. 2.2


commit to user

II-8

2.6.3 Torsi (Momen)

Selain bergerak sesuai arah bekerjanya, benda cenderung untuk memutar

dalam suatu sumbu. Perputaran benda tersebut dikarenakan adanya gaya yang

menyebabkan perpindahan, atau disebut torsi. Torsi yang juga dikenal sebagai

puntiran (momen gaya) merupakan hasil kali antara gaya dan lengan gaya.

t = F x d............................................................................... 2.3

dengan, F = Gaya pada suatu benda(N)

d = Lengan momen (m)

Gambar 2.13 Sebuah momen Sumber: Gudang Ilmu Fisika, 2010

Torsi merupakan besaran vektor, sehingga selain mempunyai besar, torsi

juga mempunyai arah. Suatu vektor t mempunyai arah tegak lurus terhadap

bidang benda. Arah t adalah tergantung pada arah berputarnya benda akibat gaya

F dan d yang merupakan jarak gaya dari titik acuan (sumbu 0). Apabila arah rotasi

berlawanan dengan putaran jarum jam, maka torsi bernilai positif. Sebaliknya,

apabila arah rotasi searah dengan putaran jarum jam, maka arah torsi bernilai

negatif. Penentuan nilai momen positif atau negatif bisa saja berlainan, namun

yang terpenting harus selalu konsisten dari awal. Untuk menentukan arah torsi,

kita menggunakan kaidah aturan tangan kanan.

Dalam tubuh manusia, torsi dibangkitkan oleh otot di persendian yang

merupakan hasil dari gaya yang bereaksi di otot dengan jarak garis gaya otot

dengan pusat persendian tersebut. Saat joint bergerak pada suatu jarak tertentu,

terjadi perubahan momen gaya pada otot yang melintasi persendian.Perubahan

pada momen secara langsung akan menyebabkan jointtorque yang dibangkitkan

oleh otot.Satuan dasar dari momen dalam satuan SI adalah Newton-meter (N.m).


commit to user

II-9

2.7 PENELITIAN SEBELUMNYA

Retno Wulan Damayanti pada tahun 2003 melakukan kajian mengenai

Perancangan Dan Pengembangan Prosthetic Kaki Bagian Bawah Lutut

Dengan Menggunakan Quality Function Deployment (QFD) diperoleh hasil

yang menyatakan bahwa prosthetic kaki bagian bawah lutut dengan komponen

insert socket silicone, sistem suspensi cuff rubber, ankle jenis adaptor rotator,

foot jenis Jaipur dan penguat pylonstainless steel. Prosthetic kaki bagian bawah

lutut hasil pengembangan dapat lebih mengakomodasi keinginan pengguna.

Fabianus Adi Suryono pada tahun 2007 melakukan kajian mengenai

Kajian Dalam Pengembangan Rancangan SACH Foot Untuk Pengguna

Prosthetic Jenis Below Knee Amputation Berdasar Pendekatan Biomekanika

diperoleh hasil yang menyatakan bahwa gaya normal untuk fase 1 yang terbesar

terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 459,326 N dan yang terkecil terjadi pada

ankle baik kaki normal dan kaki prosthetic sebesar 327,49 N. Gaya normal untuk

fase 2 yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu sebesar 495,48 N

dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki prosthetic sebesar 165,43 N. Gaya

normal untuk fase 3 yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu

sebesar 583,194 N dan yang terkecil terjadi pada bagian hip sebesar 476,563 N.

Gaya normal untuk fase 4 yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal

yaitu sebesar 623,32 N dan yang terkecil terjadi pada bagian hip sebesar 519,881

N. Gaya normal untuk fase 5 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar

523,9 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 464,737 N. Gaya

normal untuk fase 6 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 459,326 N

dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 330,661 N. Gaya normal

untuk fase 7 yang terbesar terjadi pada bagian knee prosthetic yaitu sebesar

528,985 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 172,14 N.

Gaya normal untuk fase 8 yang terbesar terjadi pada bagian ankle prosthetic yaitu

sebesar 633,883 N dan yang terkecil terjadi pada hip sebesar 538,97 N. Gaya

normal untuk fase 9 yang terbesar terjadi pada bagian knee prosthetic yaitu

sebesar 481,183 N dan yang terkecil terjadi pada knee kaki normal sebesar

253,485 N. Pengembangan rancangan dititikberatkan pada berat SACH foot.


commit to user

II-10

Yulie Khrisna pada tahun 2006 melakukan kajian mengenai Usulan

Perbaikan Pada Prosthetic Anggota Gerak Bawah Jenis Socket

Quardrilateral Berdasarkan pendekatan Biomekanika diperoleh hasil yang

menyatakan bahwa usulan perbaikan gaya dan momen lebih stabil daripada

perhitungan gaya dan memen awal. Perbaikan prosthetic dilakukan dengan

merubah berat dan dimensi prosthetic. Sehingga diperoleh keseimbangan gaya

dan momen pada prosthetic usulan dari setiap fase berjalan.

Agus. S pada tahun 2010 melakukan Kajian Mengenai Biomekanika

Pada Pengguna Prosthetic Bawah Lutut Dengan Memperhatikan Fungsi

Ankle Joint dapat disimpulkan sebagai berikut:

Gaya yang dihasilkan prosthetic endoskeletal model pengembangan, untuk

segmen hip, knee dan ankle pada kaki normal maupun prosthetic, memiliki

keseimbangan gaya yang terbaik bagi amputee dibandingkan prosthetic

eksoskeletal dan endoskeletal merk Regal. Momen yang dihasilkan prosthetic

endoskeletal model pengembangan, untuk segmen hip, knee dan ankle pada kaki

normal maupun prosthetic, memiliki keseimbangan momen yang terbaik bagi

amputee dibandingkan prosthetic eksoskeletal dan endoskeletal merk Regal.


commit to user

III-1

BAB III METODOLOGI PENELITIAN

Metodologi penelitian merupakan gambaran mengenai langkah-langkah

sistematis yang dilakukan dalam tugas akhir berdasarkan tahapan yang

ditunjukkan pada gambar3.1.

Gambar 3.1 Metodologi Penelitian


commit to user

III-2

Gambar 3.1 Metodologi Penelitian

Gambar 3.1 menjelaskan langkah dalam penelitian tugas akhir mengenai

perancangan dan kajian biomekanika rancangan alignment adapter for prosthetic

footpada pengguna prosthetic bawah lutut endoskeletal. Uraian penjelasan

metodologipenelitian di atas dijelaskan tahap demi tahap dalam sub bab di bawah

ini.

3.1 TAHAP IDENTIFIKASI MASALAH

Alignment/ penjajar adalah mekanisme yang digunakan untuk mengubah

hubungan antar komponen kakiprostetic agar mendapat gaya berjalan yang

terbaik bagi amputee. Adanya komponen yang mampu mengoptimalkan

alignment pada prosthetic diharapkan proses penjajaran mudah dilakukan.

Langkah-langkah yang ada pada tahap identifikasi masalahpenelitian tersebut

dijelaskan,sebagai berikut:

1. Latar belakang.

Penelitian yang diangkat dilatarbelakangi perlunya sebuah penjajaran pada

prosthetic bawah lutut. Pensejajaran dirancang agar mampu menangani berbagai

sudut kontraktur stump dengan level amputasi yang beragam. Mewujudkan hal

ini, perlu dirancang alat pensejajaran pada areasudut kontraktur stumpdengan

menyeimbangkan garis beban. Alat ini diharapkan pemakai prosthetickaki bawah

lutut mampu memberikan keseimbangan beban ketika dipakai.


commit to user

III-3

2. Perumusan masalah.

Perumusan masalah dalam membahas permasalahan pada penelitian ini

adalah bagaimana merancang komponen alignment adaptor pada prosthetic

bawah lutut sebagai alat menyesuaikan pensejajaran/ alignment dan pengaruhnya

terhadap pola jalan amputee.

3. Tujuan dan manfaat penelitian.

Tujuan dan manfaat penelitian merupakan gambaran dari sasaran yang

diharapkan dapat dicapai.Tujuan penelitian ditetapkan agar penelitian yang

dilakukan dapat menjawab dan menyelesaikan rumusan masalah.Penelitian ini

bertujuan untuk menghasilkan komponenalignment adapter for prosthetic

footbawah lutut dengan system adjustabledan mengetahui sejauh mana pengaruh

rancangan komponen alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut terhadap

pola jalan. Adapun tujuan yang secara khusus dalam penelitian ini adalah

merancang alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut dengan system

adjustable pada komponen pensejajaran kemudian menguji desain rancangan

alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut tersebut terhadap siklus berjalan

(gait cycle)amputee.

Dengan ditetapkannya tujuan tersebut diharapkan bahwa hasil penelitian

yang diperoleh nantinya dapat bermanfaat mengetahui tingkat keseimbangan jalan

pengguna prosthetic bawah lutut dengan pemakaian alignment adapter untuk

menentukan alignmentpada prosthetic.

4. Studi literatur dan studi lapangan.

Studi pustaka dilakukan untuk mendukung proses identifikasi perancangan

alignment adapter pada prosthetic dengan system adjustablesebagai alat bantu

untuk mengkondisikan alignment pada komponen kakiprosthetic. Informasi

pendukung dalam studi ini meliputi teori mengenai tingkatan amputasi

mempengaruhi sudut cakupan gerak/ROM (ring of motion) dan kontraktur stump.

Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump

(muscle shortening). Sumber dari studidiketahui bahwa pada beberapa kasus

amputasi bawah lutut sudut kontraktur stump yang dihasilkan bervariasi sesuai

dengan tingkat amputasi. Sudut kontraktur stump terjadi antara 5° sampai dengan

7° (Handicap International, 2006). Berdasarkan informasi tersebut dapat diketahui


commit to user

III-4

karakteristik kebutuhan yang menjadi dasar perancangan alignment adapter for

prosthetic foot.

Studi lapanganatau studi aplikatif digunakan untuk mengetahui dan

mempelajari keadaan kontraktur stump dan alignmentpada pengguna

kakiprostheticdengan maksudmendapatkan informasi awal yang lengkap serta

menentukan detail masalah yang diangkat dalam penelitian. Informasi pendukung

dalam studi ini meliputi jenis prosthetic kaki endoskeletal danprosthetic.Yang

berkembang saat ini kaki jenis eksoskeletalkaki jenis eksoskeletal tidak memiliki

komponen alignment adapter for prosthetic foot sehinggapengkondisian pada

pensejajaran pada prosthetic eksoskeletaltidak dapat maksimal.Identifikasi

mengenai kelemahan dari prosthetic eksoskeletal selanjutnya dijadikan

pertimbangan dalam mengembangkan rancangan alignment adapter for prosthetic

footpada penelitian ini.

5. Identifikasi awal perancangan.

Berdasarkan studi literatur dan studi lapanganrancangan

komponenalignment diharapkan mampu mengatasi sekaligus menyeimbangkan

kelainan sudut kontraktur stump terhadap kaki yang tidak mengalami amputasi.

Mengatasi dan menyeimbangkan sudut kontraktur, komponen yang dirancang

mampu bergerak mengoreksi kelainan sudut kontraktur stump (tilting)sebesar

5°sampai 7° dan bergeser menyesuaikan garis beban (sliding).

3.2 TAHAP PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Pada tahap ini dilakukan pengumpulan dan pengolahan data yang

digunakan untuk perancangan alignment adapter for prosthetic footbawah lutut

dengan system adjustable. Pengolahan data dilakukan mengacu pada konsep

proses pengembangan produk generik yang dipilih untuk menghasilkan rancangan

produk yang baik dengan tahapannya yang dapat disederhanakan. Adapun

langkah-langkah pengumpulan data dijelaskan, pada sub bab ini.

3.2.1 Perancangan Komponen Aligment Adapter Dengan Solidwork 2004

Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump

(muscle shortening), kondisi tersebut mengakibatkan sudut cakupan gerak stump


commit to user

III-5

tidak sesuai dengan sudut cakupan gerak kaki normal yang tidak mengalami

amputasi. Perbedaan sudut cakupan gerak stump dengan sudut cakupan gerak kaki

normal yang tidak mengalami amputasi mengakibatkan perbedaan letak garis

beban tubuh pada masing-masing tungkai kaki. Perbedaan letak garis beban tubuh

pada tungkai kaki normal dengan tungkai kaki yang teramputasi akan berpengaruh

terhadap keseimbangan berjalan.

Rancangan komponen alignment diharapkandapat mengatasi sekaligus

menyeimbangkan kelainan sudut kontraktur stump terhadap beban kaki yang tidak

mengalami amputasi. Komponen yang di rancang dapat bergerak mengoreksi

kelainan sudut kontraktur stump (tilting) dan bergeser menyesuaikan garis beban

(sliding). Konsep kebutuhan rancangan tersebut kemudian di visualisasi kedalam

bentuk rancangan 3D menggunakan software solidwork 2004.

Proses perancangan komponen alignment adapter dilakukan dengan

menggunakan SolidWork 2004. Software ini digunakan untuk merepresentasikan

konsep sketsa gambar ke dalam bentuk visualisasi desain 3D, sehingga secara

langsung dapat diketahui bentuk nyata dari rancangan produk.

3.2.2 Proses Manufaktur Rancangan Alignment adapter for prosthetic footDalamProduk Nyata

Setelah dilakukan perancangan alignment adapter for prosthetic

footmenggunakan SolidWork 2004 selanjutnya rancangan tersebut diwujudkan

dalam bentuk produk nyata (real). Pembuatan produk alignment adapter for

prosthetic foot menggunakan proses permesinan. Material yang digunakan dalam

membuat produk ini adalah durallium alloy (AA2024). Pemilihan material ini

dikarenakan mempunyai karakteristik yang kuat dan ringan serta memiliki

ketahanan yang baik. Proses fabrikasi rancangan alignment adapter for prosthetic

foot bekerjasama dengan mitra pengembang mesin Mitra Sentosa Surakarta.

Adapun produk alignment adapter for prosthetic foot hasil permesinan dari

rancangan ini.

3.2.3 Fabrikasi Rancangan Alignment adapter for prosthetic foot

Produk alignment adapter for prosthetic foot tersebut kemudian digabung

dengan komponen lain dari prostheticbawah lutut endoskeletal. Prostheticbawah


commit to user

III-6

lutut dengan komponen alignment adapter for prosthetic footuntuk langkah

selanjutnya diujicobakan kepada pengguna prosthetic. Pengujian tersebut

dilakukan untuk mengetahui sejauhmana kontribusi desain produk alignment

adapter for prosthetic foot dalam mendukung kestabilan gerak pengguna

prosthetic saat berjalan.

3.2.4 Pengukuran Anthropometri Pengguna Prosthetic

Pengambilan data anthropometri pengguna prosthetic dan pengukuran

dimensi prosthetic digunakan untuk menghitung letak titik pusat massa dan massa

tiap segmen tubuh pengguna prosthetic sebagai input permodelan biomekanika.

Penjelasan tentang pengambilan data yang dilakukan, sebagai berikut:

1. Penentuan massa tiap segmen,

Persentase massa segmen tubuh thigh,shank,foot dan stumpditentukan

berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh Webb Associaties (1978) dalam

Chaffin etal, (1999) pada tabel 2.1. Bagian atas tubuh yang terdiri dari head,

neck, torso, dan arms, diasumsikan sebagai satu kesatuan massa, yang ditopang

kedua kaki pengguna prosthetic saat berjalan.

2. Penentuan letak titik pusat massa.

Penentuan letak titik pusat massa dilakukan berdasarkan permodelan titik-titik

pusat massa Dempster (gambar 2.26). Titik pusat massa ditentukan pada

segmen kaki (foot, shank dan thigh) baik kaki normal maupun kaki prosthetic.

3.2.5 Eksperimen Pengamatan Gerak Berjalan Pengguna KakiProsthetic PadaBidang Datar

Pengamatan gerak berjalan pengguna kaki prosthetic dilaksanakan bidang

datar yang dilakukan pada:

• Hari/tanggal : Selasa, 20November 2010

• Tempat :Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan Ergonomi

Area penelitian dipersiapkan sedemikian rupa untuk memberikan

kemudahan dalam pengambilan data. Adapun prosedur dan protokol penelitian

pengamatan aktifitas berjalan pengguna kaki prosthetic, sebagai berikut:

1. Mempersiapkan seluruh peralatan yang digunakan dalam pengujian

biomekanik.


commit to user

III-7

a. Handycam sebagai alat dokumentasi gerakan berjalan. Hasil dokumentasi

video ini digunakan untuk menentukan capture gambar sesuai fase gerakan

kaki dalam gait cycle.

b. Meteranyang dipakai untuk mengukur dimensi tubuh pengguna kaki

prosthetic yang diteliti.

c. Plumb line merupakan alat yang berfungsi sebagai pedoman pensejajaran

padabagian kakiprosthetic.

d. Tool box berisi beberapa perkakas yang digunakan untuk mematikan dan

membuka baut penghubung bagian-bagian penyusun komponen

kakiprosthetic.

e. Sticker sebagai markers pada tubuh pengguna prosthetic yaitu pada bagian

joint (ankle, knee dan hip joint) untuk memberi tanda titik kajian dalam

pengujian biomekanik dan memudahkan dalam mengenali titik segmen

tubuh.

2. Setting lingkungan pada area penelitian, dalam mengakomodasi kemudahan

pengambilan data. Lokasi pengambilan data diharapkan berupa bidang datar

yang cukup luas agar memudahkan dalam pengambilan gambar pengamatan

berjalan pengguna prosthetic.

3. Pengguna kaki prosthetic memakai kakiprosthetic endoskeletal dengan

komponen alignment adapter for prosthetic foot. Selama pemasangan

kakiprostheticterlebih dahulu dilakukan penyesuaian terhadap kakiprosthetic

yang dipakai selama beberapa saat sebelum pengambilan data.

4. Pemasangan sticker sebagai markers pada tubuh pengguna kaki prosthetic pada

bagian joint (ankle, knee dan hip joint) untuk memberi tanda titik kajian dalam

pengujian biomekanik dan memudahkan dalam mengenali titik segmen tubuh.

5. Selanjutnya pengujian dilakukan melalui dua tahap pengujian.Pengujian

pertama, komponen alignment adapter for prosthetic footdi setting sedemikian

rupa agar dicapai keseimbangan.Pengujian kedua,alignment adapter for

prosthetic foottidak mengalami pensejajaran atau tidak mengalami setting agar

menyerupai komponen konvensional yang tidak dilengkapi dengan alignment

setting.


commit to user

III-8

6. Selama aktivitas berjalan, video shooting merekam pengambilan gambar. Hasil

dokumentasi video ini digunakan untuk menentukan capture gambar sesuai

fase gerakan kaki dalam gait cycle.

7. Pengukuran dilanjutkan sampai mendapatkan data yang selanjutnya dilakukan

proses pengolahan data.

Hasil penelitian pengamatan berjalan pada bidang datar digunakan

dalammemperoleh data yang dijadikan input dalam kajian biomekanika untuk

menghitung gaya dan momen pada bagian ankle joint baik kaki prosthetic dan

kaki normal.

3.2.6 Permodelan Biomekanika Pengguna Prosthetic

Konsep biomekanik digunakan untuk memodelkan manusia dalam suatu

sistem benda jamak yang tersusun dari link dan segment yang saling terhubung

membentuk satu kesatuan. Formulasi matematik dibangun berdasarkan pola

berjalan sesuai kaidah gait cycle dengan memfokuskan kajian pada bagian ankle

joint menggunakan pendekatan static equilibrium. Pendekatan static equilibrium

yang digunakan pada penelitian ini mencakup kondisi, yaitu jumlah seluruh nilai

momen sama dengan nol (ΣM = 0).

Berikut tahapan formulasi model pengujian biomekanika dengan

pendekatan static equilibrium, yaitu:

1. Buffering data

Buffering data merupakan proses pengumpulan data. Data yang telah

terkumpul berupa capture gambar yang diperoleh dari hasil pemotongan video

recorder. Buffering data membantu peneliti dalam memilih capture yang tepat

sesuai fase berjalan agar di dapat posisicapturesesuai fase yang di inginkan.

2. Pembuatan free body diagram (FBD) berdasarkan pola gait cycle.

Langkah kedua yang dilakukan sebelum masuk kedalam perumusan model

adalah membuat free body diagram yang merepresentasikan gerakan kaki

sesuai dengan capture pola delapan fase gerakan gait cycledari hasil

eksperimen dari pengujian biomekanik. Proses pembuatan free body diagram

pada tiap fase gait cycle menggunakan softwareAutoCad 2004.


commit to user

III-9

3. Penentuan notasi (simbol) yang digunakan dalam persamaan.

Langkah kedua dalam permodelan static equilibrium adalah menentukan notasi

(simbol) pada free body diagram. Penentuan notasi ini dimaksudkan untuk

memberi nama variabel-variabel pengukuran sehingga menghindari kesalahan

input data dalam perumusan biomekanika. Notasi yang digunakan terdiri dari

gaya berat tiap segmen tubuh (foot, shank dan tight), gaya normal pada tiap

ankle joint (kaki prosthetic& kaki normal), panjang tiap segmen tubuh (kaki

prosthetic& kaki normal) dan jarak tiap gaya (gaya di ankle dan gaya berat

segmen tubuh) ke titik pusat momen. Penempatan notasi gaya berat pada tiap

segmen tubuh dilakukan pada center of mass(COM) tiap segmen tubuh

sedangkan gaya normal pada foot ditempatkan pada ankle joint.

4. Penentuan formulasi lengan momen pada tiap segmen tubuh.

Penentuan jarak dari titik segmen tubuh ke titik pusat momen dilakukan

dengan menggunakan konsep trigonometr.Penentuan panjang dan sudut

segmen tubuh serta rumus dasar dari sinus, maka dapat diketahui besar lengan

momen pada tiap segmen tubuh.

Tahapan permodelan berjalan di atas dilakukan dalam delapan fase

gerakan yang terdiri dariinitial contact, loading response, mid stance, terminal

stance, pre swing, initial swing, mid swing dan terminal swing.Permodelan

dilakukan baik pada kaki normal maupun kaki prostheticdisaat berjalan normal

menggunakan kakiprosthetic endoskeletal dengan alignment adapter for

prosthetic footpada bidang datar.

3.3 TAHAP ANALISIS DAN INTEPRESENTASI HASIL

Pada tahap ini dilakukan analisis dan interpretasi hasil terhadap

pengumpulan dan pengolahan data dan terhadap hasil rancangan

komponenalignment adapter for prosthetic foot yang dilakukan.Proses analisis

dilakukan untuk memperkuat hasil penelitian. Analisis hasil perhitungan dan

konsep yang dipilih sehingga dampak, manfaat, dan output penelitian dapat

semakin jelas dan dipahami.


commit to user

III-10

3.4 TAHAP KESIMPULAN DAN SARAN

Pada langkah terakhir inimembuat kesimpulan dari semua hasil proses

yang dilaksanakan pada penelitian dengan memperhatikan tujuan yang dicapai

dari penelitian. Kemudian memberi masukan berupa saran perbaikan yang dapat

dilakukan untuk penelitian selanjutnya.


commit to user

IV-1

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Pada bab ini diuraikan mengenai proses perancangan alignment adapter

prosthetic, pengumpulan dan pengolahan data kajian biomekanika pada tungkai

bawah untuk mengetahui kontribusi rancangan alignment adapter for prosthetic

footdalam mendukung aktivitas berjalan pengguna prosthetic.

4.1 PENGUMPULAN DATA

Pada tahap awal dijelaskan mengenai proses perancanganalignment

adapter for prosthetic footdilanjutkan dengan pengumpulan dataterkait dengan

kajian biomekanika pada pengguna prostheticbawah lutut endoskeletal.

Selanjutnya dilakukan pengolahan data sebagai dasar dalam memberikan analisis

terhadap hasil rancangan.

4.1.1 Identifikasi Perancangan Kaki Prosthetic Bawah Lutut

Tahap awal perancangan dilakukan dengan melakukan studi literatur

berkaitan dengan obyek penelitian yang dikaji. Studi literatur yang dilakukan

berupa kajian mengenai kebutuhan alignment/ pensejajaran untuk mencapai

keseimbangan berjalan.Hasil dari studi literatur menghasilkan suatu kesimpulan

bahwa anggota gerak yang mengalami amputasi memerlukan alat bantu jalan yang

dapat menyeimbangkan atau mensejajarkan perbedaan sudut kontraktur stump

pada tungkai kaki yang teramputasi terhadap tungkai kaki normalagar dicapai

keseimbangan saat berjalan. Hasil studiini menjadi dasar dalam melakukan

perancangan alignment adapter dalam menyeimbangkangerakan berjalan.

A. Kebutuhan Alignment Adapter Kaki Prosthetic

Tingkatan amputasi mempengaruhi sudut cakupan gerak/ROM (ring of

motion) dan kontraktur stump. Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah

satu otot pada stump (muscle shortening). Kontraktur stump mengakibatkan sendi

lutut pada tungkai yang teramputasi mampu melakukan gerakan ekstension

sepenuhnya. Pada beberapa kasus amputasi kaki bawah lutut sudut

kontrakturstump yang dihasilkan bervariasi sesuai dengan tingkat amputasi. Sudut

kontraktur stumpterjadi antara5° sampai dengan 10°.


commit to user

IV-2

Gambar 4.1Sudut kontraktur stump


Cakupan gerak sendi lutut pada tungkai kaki normal mampu melakukan

gerakan flexion dengan besaran 0° - 130° dan gerakan Extension dengan

besaran 0° - 5° - 10°, yang dijelaskan pada gambar 2.2.

Gambar 4.2 Cakupan gerak pada tungkai kaki normal Sumber: Handicap International, 2006

Rancangan komponenalignment diharapkan dapat mengatasi dan

menyeimbangkan kelainan sudut kontraktur stump terhadap kaki yang tidak

mengalami amputasi. Dalam mengatasi dan menyeimbangkan sudut kontraktur,

komponen yang dirancang dapat bergerak mengoreksi kelainan sudut kontraktur

stump (tilting) dan bergeser menyesuaikan garis beban (sliding).

Berdasarkan latar belakang masalah mengenai kebutuhan alat pensejajar

bagi ampute dapat dimunculkan kebutuhan (needs)rancanganalignment adapter

prosthetic. Penentuan kebutuhan rancanganyangdapat menyeimbangkan pola jalan

pada ampute. Adapun kebutuhan dalamrancangan yang dimunculkan untuk

menjawab pensejajaran pada kaki yang di amputasi, yaitu:

1. Menyesuaikan garis beban(sliding).

Mid-line of the shank

Mid-line of the thigh

Mid-line of the stump

Mid-line of the shank


commit to user

IV-3

Stabilitas merupakan salah satu kunci keberhasilan suatu rancangan

kakiprosthetic. Rancangan kakiprosthetickaki yang baik dapat memberikan

stabilitas gerak bagi pengguna prosthetickaki pada saat melakukan berbagai

aktivitas sehingga pengguna kaki prosthetic merasa nyaman dan aman saat

menggunakannya. Rancangan alignment adapter for prosthetic footpada bagian

sliding mampu bergeser kearah medial-lateral dan anterior-posteriordengan

menghasilkan kestabilan dan mensejajarkan komponen sesuai keseimbangan

yang diinginkan sehingga memberikan kemudahan dan kenyamanan gerak saat

digunakan untuk berjalan.

2. Mengoreksi kelainan sudut kontraktur stump (tilting).

Rancangan alignment adapter for prosthetic footpada bagian tilting atau ball

mampu berotasi kearah medial-lateral dan anterior-posterior dengan sudut

terbatasmenghasilkan kestabilan dengan mensejajarkan komponen sesuai sudut

kontraktur sendi sehingga memberikan kemudahan dan kenyamanan gerak saat

digunakan untuk berjalan.

B. Perancangan Alignment Adapter Prosthetic

Berdasarkan penentuan konsep rancangan dan kebutuhan pengembangan

yang dijelaskan sebelumnya. Langkah selanjutnya melakukan perancangan

alignment adapter prosthetic.Perancanganprodukalignment adapter for prosthetic

footpada penelitian ini mempergunakansoftware SolidWork 2004 yang

mempunyai kemampuan visualisasi rancangan dalam bentuk 3D sehingga dapat

langsung diketahui gambaran nyata rancangan tersebut. Adapun

tahapanperancangan alignment adapter for prosthetic footakan dijelaskan pada

sub bab selanjutnya.

1. RancanganAlignment Adapter Prosthetic

Rancangan pertama alignment adapter for prosthetic footmasih berupa

gambar sketsa. Rancangan dalam bentuk sketsa tersebut menerapkan prinsip

kerjasliding dan tilting. Prinsip kerja sliding dan tilting dalam rancangan ini dapat

memberikan pergeseranpada sudut kontraktur sendi dalammensejajarkan

menghasilkan keseimbangan beban.


commit to user

IV-4

Adapun komponen-komponen yang menyusun alignment adapter for

prosthetic footpada rancangan ini, yaitu:

a. Komponen tilting atas,

Komponen tiltingatas merupakan komponen penghubung bagian socket

dengan komponen tilting pada prosthetic kakibawah lututendoskeletal.

Karena fungsi komponen tilting atas sebagai penghubung dirancangan dapat

menyokong secara kuat dalam menahanbebantubuh.

Gambar 4.3 Rancangan komponen tilting atas

b. Komponen tilting bawah.

Komponen tiltingbawah berfungsi sebagai pensejajar sudut. Gerakan tiltingball joint di rancang mampu berotasi sebesar 10º kearah anterior,


commit to user

IV-5

posterior, medial dan lateral.Pada bagian sisi bawah komponen dirancang

sebagai alur sliding dengan gerakan anterior dan posterior.

Gambar 4.4 Rancangan komponen tilting bawah

c. Komponen sliding.

Komponen sliding ini berfungsi sebagai tempat pemasangan delapan baut

yang digunakan sebagai penghubung, pengancing dan sekaligus jalur sliding

antara komponen tilting bawah dengan komponen sliding bawah. Delapan

baut tersebut terbagi dua di sisi bagian atas terdapat empat baut sebagai

pengancing sliding atas dengan mekanisme gerakan anterior dan


commit to user

IV-6

posterior.Sedangakan empat baut di sisi bagian bawah sebagai pengancing

sliding bawah dengan mekanisme gerakan medial dan lateral.

Gambar 4.5 Rancangan komponen sliding

d. Komponen sliding bawah.

Komponen slidingbawah berfungsi sebagai pensejajar garis beban dan

sebagai penghubung komponen alignment adapter dengan pylon tube

prosthetic. Mekanisme gerakan sliding pada komponen sliding bawah untuk

pergeseran kearah medial dan lateral.


commit to user

IV-7

Gambar 4.6 Rancangan komponen sliding bawah

e. Komponen baut vertikal.

Komponen ini befungsi sebagai penghubung dan pengunci antar bagian

komponen.

Hasil assembling komponen alignment adapter for prosthetic

footditunjukkan pada gambar 4.7.


commit to user

IV-8

Gambar 4.7 Rancangan alignment adapter prosthetic

Tabel 4.1 Komponen-komponen alignment adapter prosthetic

No Nama Komponen Jumlah1 Komponen tilting atas 1 2 Komponen tilting bawah 1 3 Komponen sliding 1 4 Komponen sliding bawah 1 5 Baut M 8 2 6 Baut M 6 12

2. Perhitungan kapasitas terhadap berat badan penggunarancangan alignment adapter for prosthetic foot

Perhitungan kapasitasterhadap berat badan yang dilakukan pada rancangan

alignment adapter for prosthetic foot bertujuan untuk mengetahui apakah

rancangan yang dibuat memiliki tingkat keamanan yang cukup serta mengetahui

seberapa kuat material yang kita gunakan dalam rancangan untuk menerima beban

dalam jumlah tertentu.Perhitungan kapasitas terhadap berat badandilakukan pada

bagian kritis rancangan alignment adapter for prosthetic foot.Area kritis

rancangan alignment adapter for prosthetic foot terletak pada bagian tilting

bawah, seperti pada gambar 4.8.


commit to user

b

p

a

d

s

P

u

G

Area

berat badan

penampang

x = L

x = πx = 3

x = 7

Adap

alloy (AA2

dilakukan d

silinder atas

Perhitungan

Berd

untuk mena

Gambar 4.7

a yang ditunj

n dengan l

area kritis k

L. lingkar lua

πa.Ra² - πb.R

3,14.1562,5 –

7653,75mm²

pun material

024) denga

di bagian sil

s sebesar 10

sebagai ber

dasarkan nil

ahan gaya t

Area kritis

jukan pada g

uas penamp

omponen til

ar-L. lingkar

Rb²

– 3,14.4000

²

l yang digu

an nilai te

linder komp

000 N denga

ikut:

ai pembeba

tekan maksi

s rancangan

gambar 4.8 m

pang paling

lting bawah.

r dalam

unakan dalam

gangan kom

ponen tilting

an pertimban

anan dapat

imal sebesa

n alignment

merupakan b

g kecil.Beri

m rancangan

mpresi 18

gbawah. Be

ngan kuat m

diketahui b

ar 1000 New

adapter pro

bagian utam

ikut perhitu

n ini adalah

8,61.10 N/

esar pembeb

menahan ber

bahwa ranca

wtondikaren

osthetic

ma menahan

ungan luas

h durallium

/mm². Uji

banan pada

rat 100 kg.

angan kuat

nakan nilai


commit to user

IV-10

σlebih kecil dibandingkan dengan nilai tegangan kompresi material durallium

alloy (AA2024) sebesarσy 18,61.10⁸ N/mm².

3. Perwujudan Rancangan Alignment adapter for prosthetic footDalam Bentuk Produk Nyata

Pembuatan produk alignment adapter for prosthetic footmenggunakan

proses permesinan. Material yang digunakan dalam membuat produk ini adalah

durallium alloy (AA2024). Kelebihan material ini mempunyai karakteristik bahan

yang kuat, ulet dan ringan serta memiliki ketahanan beban yang baik.

Gambar 4.8 Produk alignment adapter prosthetic

Proses fabrikasi rancangan alignment adapter for prosthetic

footbekerjasama dengan mitra pengembang mesin Mitra SentosaSurakarta.

Adapun produk alignment adapter for prosthetic foothasil permesinan dari

rancangan tersebut ditunjukkan pada gambar 4.8.

4. Perakitan Produk Alignment adapter for prosthetic footDengan

Komponen Prosthetic Bawah Lutut Endoskeletal

Produk alignment adapter for prosthetic foothasil fabrikasi kemudian

dirakit dengan komponen dari prosthetickaki bawah lutut endoskeletal.


commit to user

IV-11

Komponen prosthetickaki bawah lutut yang terdiri dari socket sebagai tempat

puntung kaki (stump), pylon shank, sebagai pengganti tulang tibia dan fibula pada

segmen betis, SACH foot sebagai pengganti segmen kaki.

Gambar 4.9 Prostheticbawah lutut dengan komponen alignment adapter prosthetic

Selanjutnya prosthetickaki bawah lutut dengan komponen alignment

adapter for prosthetic footdiujicobakan kepada pengguna prosthetic. Pengujian

yang dilakukan berupa pengamatan aktivitas berjalan pengguna prosthetic di

bidang datar.Pengujian melalui dua tahap pengujian.Pengujian pertama,

komponen alignment adapter for prosthetic footdi setting sedemikian rupa agar

dicapai keseimbangan.

Gerakan yang diakomodasi dalam rancangan tersebut yaitu gerakan tilting

sebesar maximal 10° kearah anteroposterior dan kearah mediolateral.Dengan

gerakan sliding dengan pergeseran maximal sebesar 23 mm kearah mediolateral

dan 27 mm kearah anteroposterior.Perhitungan sederhana pergeseran sudut tilting

sebagai berikut.

Y = R. tan

Y = 25 .tan 10°

Y = 25. 0,648

Y = 16, 2 mm


commit to user

IV-12

Kemampuan dari komponen alignment adapter for prosthetic foot mampu

mengatasi perubahan sudut kontraktur sendi lutut yang berubah dalam periode

waktu tertentu tanpa harus mengganti bagian-bagian komponen penyusun kaki

prosthetic seperti pada kaki prosthetic konvensional.Pengujian kedua,alignment

adapter for prosthetic foottidak mengalami pensejajaran atau tidak mengalami

setting agar menyerupai komponen konvensional yang tidak dilengkapi dengan

alignment setting. Pengujian dilakukan untuk mengetahui sejauhmana

fungsialignment adapter for prosthetic footdapat mendukung kestabilan gerak

pengguna prosthetickaki saat berjalan.

Gambar 4.10 Prosthetic bawah lutut dengan komponenalignment adapter for prosthetic footyang dipasangkan pada pengguna prosthetic

Pada aplikasi penerapan komponen alignment adapter for prosthetic foot

terhadap amputee kebutuhan gerakan tilting sebesar 7° untuk menyesuaikan

kontraktur stump sebesar 7° flexion dengan sliding kearah anterior sejauh 5mm

untuk menyeimbangkan garis beban. Sedangkan komponen alignment adapter

for prosthetic foot pada gerakan sliding dan tilting dari sisi lateral tidak

mengalami pergeseran dikarenakan stump dari sisi lateral terposisi normal.

4.1.2 Pengukuran Anthropometri Pengguna Prosthetic

Pengumpulan data diperoleh melalui dokumentasi penelitian dan wawancara

terhadap pengguna kakiprosthetic yang menjadi responden dalam penelitian.


commit to user

IV-13

Pengambilan data dilakukan di Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan

Ergonomi UNS, Surakarta. Adapun data yang diambil dalam penelitian terdiri dari

data responden pengguna prosthetic dan data dimensi prosthetic.

1. Data Responden Pengguna Kaki Prosthetic.

Pemilihan pengguna prosthetic yang digunakan sebagai responden dalam

penelitian didasarkan pada kondisi tubuh responden yang disesuaikan dengan

kondisi penelitian. Wawancara dilakukan agar mendapatkan data diri dan data

riwayat amputasi kaki responden. Data diri dan riwayat amputasi responden

pengguna prostheticberdasarkan hasil wawancara, sebagai berikut:

Nama : Sugeng

Umur :30 tahun

Jenis kelamin :Laki-laki

Riwayat amputasi : Penderita kaki gajah

Kaki amputasi :Kaki kanan

Tipe amputasi :Bawah lutut (below knee amputation)

Kondisi stump :Baik dan masih bisa digerakkan

Jenis prosthetic yang pernah digunakan : Eksoskeletal

Pengukuran anthropometri pengguna kaki prosthetic dilaksanakan di

Laboratorium Ergonomi Jurusan Teknik Industri UNS. Pengukuran dilakukan

untuk memperoleh data panjang segmen tubuh pengguna kakiprosthetic.


commit to user

IV-14

Tabel 4.2 Data anthropometri pengguna prosthetic

Body

Body weight (without prosthetic) 52 kg Pengguna prosthetic height 164 cm Head length 20 cm Neck length 10 cm Torso or body length 55 cm Upper arm length 31 cm Lower arm length 26 cm Hand length 18 cm Pelvis circumference 79 cm Tronchanter ke anterior midline circumference 66 cm

Thight Ischial tuberosity (SB saat berdiri) 80 cm Thight length 34 cm Stump length 11 cm

Knee Knee width (sitting) 10 cm Top of knee (sitting) 45 cm

Shank Tibial plateau (KB saat berdiri) 45 cm Calf circumference 36 cm Calf circumference length 32 cm Shank length 38 cm

Foot Ankle circumference 36 cm Ankle circumference length 8 cm Foot width 24 cm Shoe size 41

Data anthropometri tubuh yang diambilmerupakan data pengukuran tinggi

badan dan berat badan pengguna kaki prosthetic, Kemudian dilakukan

pengukuran terhadap segmen tubuh diantaranya pengukuran panjang torso,

panjang stump, lebar knee, panjang betis (shank) dan panjang telapak kaki (foot).

Adapun pengambilan data anthropometri pengguna kaki prosthetic digunakan

untuk menghitung letak titik pusat massa (COM) dan massa tiap segmen tubuh

pengguna prosthetic.


commit to user

IV-15

2. Data Dimensi Prosthetic Endoskeletal.

Model prosthetic endoskeletal dengan alignment adapter dalam penelitian

ini secara keseluruhan terdiri dari bagian komponen socket, alignment adapter,

pylon shank, foot adapter dan SACH foot, seperti pada gambar 4.9.

Gambar 4.11 Prosthetic endoskeletal denganalignment adapter

Pengukuran terhadapat dimensi kakiprosthetic dilakukan untuk

mengetahuiukuran berat dan panjang kakiprosthetic.Adapun tinggi dan berat

prosthetic diukur pada masing-masing komponen (part)penyusun kakiprosthetic.

Rekapitulasi data pengukuran dimensi kakiprosthetic yang digunakan dalam

penelitian, sebagai berikut:

Tabel 4.3 Dimensi prosthetic endoskeletal denganalignment adapter

No. Keterangan Prosthetic bawah lutut

1. Total prosthetic weight 1,35 kg a. Socket weight 0,15 kg b. Prosthetic shank weight 0,7 kg c. Prosthetic foot weight 0,5 kg

2 Total prosthetic height 48 cm a. Prosthetic shank height 40cm b. Foot width 8 cm

Socket

alignment adapter

Foot adapter

SACH foot

Pylon


commit to user

IV-16

Seperti halnya dengan pengukuran anthropometri pada pengguna

prosthetic, pengukuran dimensi prosthetic kaki bawah lutut endoskeletaldengan

penggunaan komponen alignment adapter for prosthetic footdigunakan untuk

mengetahui letak pusat massa (COM) dan massa tiap segmen tubuh pengguna

prosthetic.

3. Penentuan Massa Tiap Segmen TubuhPenggunaProsthetic

Pengukuran anthropometri tubuh pengguna kaki prosthetic dan dimensi kaki

prosthetic digunakan sebagai input dalam penentuan massa segmen tubuh

pengguna prosthetic.Penentuan variabel tersebut digunakan sebagai inputdalam

permodelan matematis gerakan berjalan pengguna kaki prosthetic di bidang datar

dengan pendekatan static equilibrium.

Perbandingan panjang segmenstump terhadap thigh dan shank dilakukan

pada segmen kaki normal dan kaki amputasi (stump), agar diperoleh nilai

persentase massa stump dari leg. Permodelan distribusi berat tubuh Webb

Associaties (1978),diperoleh persamaan persentase massa tubuh pengguna

prosthetic tanpa prosthetic, sebagai berikut:

% stump dari shank = Panjang stumpPanjang shank

x %shank dari total body

=11,738 x27,4%

= 8.43%

% stump dari leg= %stump dari shank x berat leg

= 8.43% x 9.81 = 0.83%

% tubuh amputasi dari leg = % leg dari total body – % stump dari leg

= 15,7% - 0,83%

= 14,87%

Persentase (%)massa tubuh pengguna kaki prosthetic tanpa prosthetic,sebagai

berikut:

Persentase massa tubuh pengguna prosthetic = 22.65 %+68.6%= 91.25%

Selanjutnya, hasil perhitungan persentase massa tubuh pengguna

prosthetic digunakan untuk mengetahui nilai massa setiap segmen tubuh dari

pengguna kaki prosthetic. Berikut contoh perhitungan massa segmen tubuh, yaitu:


commit to user

IV-17

• Massa stump kaki

Mstump = % stump

% massa tubuh pengguna prosthetic x massa tubuh pengguna prosthetic

= 0,83%91,25%

x 57.0113 kg

= 0.52kg

Perhitungan segmen tubuh lainnya dilakukan dengan menggunakan

metode yang sama. Hasil pengukuran massa segmen tubuh pengguna

prostheticditunjukkan pada tabel 4.3. Massa bagian atas tubuh (upper body), head,

neck, body, upper arm dan lower armmenjadi satu kesatuan dan diasumsikan

sebagai beban dari tubuh yang harus ditopang oleh kaki normal dan prosthetic.

Tabel 4.4 Massa segmen tubuh pengguna kaki prosthetic

Massa keseluruhan segmen tubuh pengguna kaki prosthetic dihitung

dengan pendekatan yang sama seperti perhitungan sebelumnya.Proporsi antara

tubuh bagian kanan seimbang dengan tubuh bagian kiri, terkecuali pada bagian

kaki amputasi. Pada bagian kaki amputasi, massa tubuh merupakan massa

kakiprosthetic sebagai bagian pengganti anggota tubuh yang hilang yang nilainya

ditetapkan seperti saat pengukuran dimensi prosthetic. Berikut contoh perhitungan

individual segmen tubuh pengguna prosthetic.

a. Massa head and neck.

Mhead & neck =% head and neck

% massa tubuh pengguna prosthetic x massa tubuh pengguna prosthetic

Berat segmen Kiri (kg) Kanan(kg)Head 73.80% 3.87Neck 26.20% 1.38Thorax 43.80% 13.68Lumbar 29.40% 9.18Pelvis 26.80% 8.37

Upper arm 54.90% 3.50 1.75 1.75Forearm 33.30% 2.12 1.06 1.06Hand 11.80% 0.75 0.38 0.38

Upper body 68.60% 42.86Thigh 63.70% 6.25 6.25 6.25

Shank 27.40% 2.69 2.69 0.85

Foot 8.90% 0.87 0.87 0.5

0.83% 0.52 stump 0.83% 0.52 ‐ 0.52stump‐prost 1.46

Proporsi Massa Tubuh (kg)Segmen Tubuh Individual Segmen Tubuh (kg)

Head and Neck

8.40% 5.25 5.25

Torso 50.00% 31.24 31.24

Arm 10.20% 6.37

Leg 15.70% 9.81

Right Leg


commit to user

IV-18

=8,4%

87,08%x 57 kg

= 5,25kg

b. Massa head.

Mhead = % head

% head and neckx massa head and neck

= 73,8%100%

x 57kg

= 3,87 kg

Rekapitulasi proporsi massa keseluruhan segmen tubuh pengguna

prostheticditunjukkan pada tabel 4.5.

Tabel 4.5 Proporsi massa individual segmen tubuh

Proporsi pembagian berat tubuh bagian kanan dan kiri berdasarkan

distribusi berat tubuh Webb Associaties (1978), diasumsikan seimbang, artinya

tubuh bagian kiri akan mendapat distribusi berat sebesar 50% dari total berat

segmen pengguna kaki prostheticbawah lutut. Keseimbangan proporsi berat tubuh

ini berlaku pada upper body, karena sebagian kaki dari thigh sampai foot pada

kaki kiri pengguna prosthetic merupakan bagian yang digantikan fungsinya oleh

kaki prosthetic dengan pengukuran berat tersendiri seperti yang terdapat dalam

tabel 4.5.

4. Penentuan letak Titik Pusat Massa (Center of Mass)

Penentuan letak titik pusat massa dilakukan denganmermodelkan titik-titik

pusat massa Dempster. Titik pusat massa ditentukan pada segmen foot,

Kiri (kg) Kanan (kg)Head 73.80% 3.87Neck 26.20% 1.38Thorax 43.80% 13.68Lumbar 29.40% 9.18Pelvis 26.80% 8.37Upper arm 54.90% 3.50 1.75 1.75Forearm 33.30% 2.12 1.06 1.06Hand 11.80% 0.75 0.38 0.38Thigh 63.70% 6.25 6.25 6.25Shank 27.40% 2.69 2.69 1.37Foot 8.90% 0.87 0.87 0.5

Right Leg 0.83% Stump 41.08% 0.52 - 0.52

31.24

5.25

Individual Segmen Tubuh (kg)

Head and Neck 8.40%

Proporsi Massa Tubuh (kg)

Leg 15.70%

Segmen Tubuh

Torso 50.00%

Arm left/right 10.20%


commit to user

IV-19

shank,thigh dan upper body. Penjelasan mengenai sebaran titik berat pada segmen

tubuh pengguna kaki prosthetic ditunjukkan pada gambar 4.12.

Gambar 4.12 Persebaran titik pusat massa

Persebaran titik pusat massa berdasarkan persebaran Dempster pada gambar

4.12 di atas, selain melibatkan keseluruhan segmen kaki normal dan melibatkan

segmen stump. Stump merupakan bagian kaki yang diamputasi. Bagian stump

pada penderita amputasi bawah lutut, diukur dari pangkal knee joint sampai pada

bagian ujung kaki yang diamputasi. Wshank-prosthetic adalah gaya berat yang bekerja

pada segmen betis pengguna kaki prosthetic yang merupakan gaya berat

gabungan antara bagian stump dan prosthetic. Shank-prosthetic L2 adalah panjang

segmen betis dari knee joint ke pusat titik berat segmen betis kaki

prosthetic.Shank-prosthetic L2 merupakan pajang yang diukur dari pusat titik

berat segmen betis kaki prosthetic sampai bagian ankleprosthetic.

Wshank merupakan gaya berat yang bekerja pada segmen betis. ShankL1

merupakan panjang segmen betis dari knee joint ke pusat titik berat segmen betis

kaki normal, sedangkan shank L2adalah panjang segmen dari pusat titik berat

segmen betis ke ankle. WThighmerupakan gaya berat yang bekerja pada segmen

paha. Thigh L1 adalah panjang dari pelvic sampai ke titik pusat massa segmen

paha kaki normal. Panjang dari titik pusat massa ke lutut dinamakan Thigh L2.

Wfoot adalah gaya berat yang bekerja pada telapak kaki.

Kaki normal

Kaki prosthetic

Shank Prosthetic L1

Wfoot

Wfoot

Wshank

Shank L1

Shank L2

Thigh L1

Thigh L2 Thigh Prosthetic L2

Shank Prosthetic L2

Thigh Prosthetic L1

Wupper body

Wthigh Wthigh prosthetic

Wshank prosthetic


commit to user

IV-20

Pada bagian telapak kaki persebaran titik pusat massa berbeda dengan

konsep dari Dempster karena bentuk kaki digambarkan dalam bentuk segitiga

sembarang. Penentuan titik pusat massa pada kaki dilakukan berdasarkan titik

tengah dari segitiga tersebut. Pengukuran panjang persebaran titik pusat massa

dilakukan dengan menggunakan skala perbandingan gambar di AutoCad. Berikut

contoh perhitungan panjang segmen tubuh pengguna kaki prosthetic.

Shank L2 kaki normal,

L2 pada segmen betis adalah panjang dari titik pusat massa segmen betis ke

ujung mata kaki.

Shank L2 = 56,7 % x 38 = 21,55 cm

Shank L1 kaki prosthetic,

L1 pada segmen betis adalah panjang dari lutut sampai ke titik pusat massa

segmen betis.

Shank L1 = 43,3 % x 38 = 14,00cm

Penentuan lokasi titik pusat massa ini berlaku pada keseluruhan tubuh

pengguna kaki prosthetic.Pengukuran lokasi titik pusat massa kaki prosthetic pada

segmen shank dan foot, yang merupakan bagian kaki amputasi yang digantikan

fungsinya oleh kaki prosthetic, dilakukan dengan pendekatan yang sama dengan

kaki normal (ShankL1,ShankL2).Pada bagian segmen foot penentuan titik pusat

massa menggunakan titik tengah dari segitiga sembarang. Segitiga sembarang

tersebut merepresentasikan bentuk dari kaki manusia.Penentuan panjang segmen

pada kaki dilakukan dengan pendekatan skala perbandingan gambar di AutoCad.

Rekapitulasi data panjang titik berat segmen tubuh pengguna prosthetic

ditunjukkan pada tabel 4.6.

Tabel 4.6 Panjang titik berat segmen tubuh pengguna kaki prosthetic

Kaki Kiri (Normal)

Kaki Kanan (Prosthetic)

Kaki Kiri (Normal)

Kaki Kanan (Prosthetic)

Thigh L1 43.30% 34 34 14.72 14.72

Thigh L2 56.70% 34 34 19.28 19.28

Shank L1 43.30% 38 38 16.45 14.00

Shank L2 56.70% 38 38 21.55 24.00

SegmenPersentase Segmen (cm)

Panjang Segmen (cm) Panjang Titik Berat (cm)


commit to user

IV-21

Berdasarkan tabel 4.6 di atas dapat diketahui lokasi titik pusat massa yang

terdapat pada masing-masing segmen tubuh. Misalnya untuk segmen betis kaki

normal, titik pusat massanya terletak di 21,55 cm dari pangkal betis (distal end)

atau 16,45 cm dari lutut (proximal end)

4.2 PERMODELAN BIOMEKANIKA PENGGUNA KAKI PROSTHETICBAWAH LUTUT

Formulasi matematik dibangun dalam kajian biomekanika ankle joint

dengan menggunakan pendekatan static equilibrium. Kajian yang dilakukan

berupa penghitungan nilai gaya dan momen pada bagian ankle joint untuk

mengetahui tingkat keseimbangan berjalan pengguna kaki prosthetic pada segmen

tubuh tersebut.

4.2.1 Capture Gerakan BerjalanPengguna Prosthetic Pada Bidang Datar

Berjalan diartikan sebagai gerakan tubuh untuk berpindah dari satu tempat

ke tempat yang lain. Berjalan adalah suatu rangkaian dari gait cycle.Periode gait

cycle terdiri dari dua fase berdiri (stance fase) dan fase mengayun (swing fase).

Fase berdiri merupakan periode saat kaki bersentuhan dengan permukaan

landasan, sedangkan fase mengayun adalah periode saat kaki mengayun dan tidak

bersentuhan langsung permukaan landasan.

Gambar 4.13 Periode cycle gait

Fase gerakan yang diamati dalam penelitian aktifitas berjalan pengguna

prostheticbawah lutut dengan komponen alignment adapter for prosthetic

footterdiri dari delapan fase gerakan yaitu initial contact, loading response, mid

stance, terminal stance, pre swing, initial swing, mid swing dan terminal swing.

Pengamatan gerak berjalan pengguna prosthetic pada bidang datar difokuskan


commit to user

IV-22

hanya pada bagian ankle joint untuk mengetahui kontribusi rancangan alignment

adapter for prosthetic footdalam mendukung aktivitas berjalan di bidang datar.

Langkah pertama yang dilakukan sebelum pengambilan capture gerakan

ialah melakukan buffering data pada video capture dalam menentukan ke delapan

fase berjalan agar di dapat posisi capture sesuai fase yang di inginkan.

Dokumentasi aktifitas gerakan berjalan pengguna prosthetic pada bidang

datar dilakukan di Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan Ergonomi.

Pengambilan capturegerakan dilakukan untuk menetapkan fase gerakan dalam

satu siklus berjalan pada bidang datar, berdasarkan dokumentasi video penelitian.

Hasil capturegerakan berjalan pengguna prostheticditunjukkan pada gambar 4.13.

Fase Initial Contact Fase Loading Respone Fase Mid Stance Fase Terminal Stance

Fase Pre Swing Fase Initial Swing Fase Mid Swing Fase Terminal Swing

c

Gambar 4.14Gerakan berjalan pengguna kaki prosthetic di bidang datar

Berdasarakan capture hasil pengamatan aktivitas berjalan pengguna

prosthetic di bidang datar, selanjutnya dilakukan pemodelan biomekanika gerakan

berjalan tersebut menggunakan free body diagrams (FBD). FBD tersebut

merupakan representasi pola gerakan kaki pengguna prostheticsaat melakukan

aktivitas berjalan. Penggunaan free body diagrams dimaksudkan untuk


commit to user

IV-23

mempermudahdalam perumusan formulasi perhitungangaya dan momen pada

ankle joint dengan pendekatan static equilibrium.

4.2.2 Penentuan Free Body Diagram dan Sudut Sendi Pada Capture

Gerakan Berjalan Pengguna KakiProsthetic di Bidang Datar Pemodelan menggunakan free body diagrams dilakukan pada hasil capture

gerakan berjalan pengguna prosthetic di bidang datar. Tujuan pemodelan ini

dalam membantu menggambarkan tubuh manusia dan memudahkan dalam

penguraian gaya pada tiap segmen tubuh yang digunakan dalam menyusun

formulasi model biomekanika. Adapun model free body diagramdari capture

gerakan berjalan pengguna kaki prosthetic pada bidang datarditunjukkan pada

gambar 4.13.

Fase Initial Contact Fase Loading Respone Fase Mid Stance Fase Terminal Stance

Fase Pre Swing Fase Initial Swing Fase Mid Swing Fase Terminal Swing

Gambar 4.15 Free body diagram gait cycle pada bidang datar

Pada tahap ini selain dilakukan pemodelan terhadap capturegait cycle pada

bidang datar, juga dilakukan penentuan sudut yang terbentuk pada sendi kaki.

2θ

1θ

3θ2θ

1θ

3θ 2θ1θ

3θ

2θ

1θ

3θ

2θ

1θ

3θ 2θ1θ

3θ

2θ1θ 2θ

1θ

3θ


commit to user

IV-24

� 1 26� 2 11� 3 18� 1 29� 2 10� 3 13� 1 7� 2 33� 3 9� 1 18� 2 17� 3 22� 1 36� 2 8� 3 15� 1 3� 2 16� 3 23� 1 12� 2 15� 3 ‐� 1 24� 2 16� 3 18

8Terminal Swing

5 Pre Swing

6 Initial Swing

7 Mid Swing

2Loading Respone

3 Mid Stance

4Terminal Stance

Heel Strike1

Dengan Pensejajaranrekapitulasi sudut

Data sudut sendi kaki digunakan sebagai inputdata dalam model formulasi

penghitungan gaya dan momen pada ankle joint. Penentuan sudut kaki

berdasarkan data dari goniometer. Adapun data sudut sendi kaki pengguna kaki

prosthetic dalam satu siklus berjalan normal (gait cycle) di bidang datar

ditunjukkan pada tabel 4.7.

Tabel 4.7Rekapitulasi sudut kaki pengguna prosthetic pada gait cycle bidang datar

4.2.3 Model Formulasi Gaya dan Momen Pada Ankle Joint PenggunaKaki

Prosthetic

Pengamatan gerakan berjalan pada bidang datar difokuskan pada bagian

ankle joint. Gerakan berjalan pada bidang datar ditinjau dari delapan fase gerakan

kaki yang disesuaikan dengan pola gait cycle.Kajian biomekanika melalui

perhitungan nilai gaya dan momen pada bagian ankle joint, baik kaki normal

maupun kakiprosthetic.

� 1 20� 2 11� 3 12� 1 26� 2 12� 3 7� 1 11� 2 26� 3 6� 1 19� 2 16� 3 20� 1 41� 2 10� 3 14� 1 7� 2 14� 3 28� 1 9� 2 15� 3 ‐� 1 23� 2 22� 3 14

Heel Strike1

Rekapitulasi SudutTanpa Pensejajaran

2Loading Respone

3 Mid Stance

4Terminal Stance

8Terminal Swing

5 Pre Swing

6 Initial Swing

7 Mid Swing


commit to user

IV-25

Kajian biomekanikauntuk memperhitungkan nilai gaya dan momen pada

setiap gerakan berjalan dalam menentukan tingkat keseimbangan pengguna kaki

prosthetic.Nomenklatur symbol pengukuran ynag digunakan dalam penyusunan

model formulasi bioemkanika, sebagai berikut:

A1 = Ankle joint kaki normal

A2 = Ankle joint kaki prosthetic

K2 = Knee joint kaki prosthetic

MA1 = Momen di ankle joint kaki normal

MA2 = Momen di ankle joint kaki prosthetic

MK2 = Momen di knee joint kaki prosthetic

FNA1 = Gaya pada ankle joint kaki normal

FNA2 = Gaya pada ankle joint kaki prosthetic

WF1 = Gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki normal

WS1 = Gaya berat segmen betis (shank) kaki normal

WT1 = Gaya berat segmen paha (thigh) kaki normal

WB = Gaya berat segmen tubuh bagian atas

WT2 = Gaya berat segmen paha (thigh) kaki prosthetic

WS2 = Gaya berat segmen betis (shank) kaki prosthetic

WF2 = Gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki prosthetic

Ra1 = Jarak gaya pada ankle joint kaki normal ke pusat momen

Ra2 = Jarak gaya pada ankle joint kaki prosthetic ke pusat momen

Rs1 = Jarak gaya berat segmen betis (shank) kaki normal kepusat momen

Rs2 = Jarak gaya berat segmen betis (shank) kaki prosthetic ke pusat momen

Rb = Jarak gaya berat segmen tubuh bagian atas ke pusat momen

Rt1 = Jarak gaya berat segmen paha (thigh) kaki normal ke pusat momen

Rt2 = Jarak gaya berat segmen paha (thigh) kaki prosthetic ke pusatmomen

Rf1 = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki normal ke titik ankle joint

Rf2 = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki prosthetic ke titik ankle joint

Ra1’ = Jarak titik ankle joint kaki normal ke ujung jari kaki normal

Ra2’ = Jarak titik ankle joint kaki prosthetic ke ujung jari kaki prosthetic

Ra1” = Jarak titik ankle joint kaki normal ke titik tumit kaki normal


commit to user

IV-26

Ra2” = Jarak titik ankle joint kaki prosthetic ke titik tumit kaki prosthetic

Rf1’ = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) normal ke ujung jari kaki normal

Rf1” = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) normal ke tumit kaki normal

Rf2’ =Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) prosthetic ke ujung jari kaki prosthetic

Rf2” =Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) prosthetic ke tumit kaki prosthetic

L1 = Panjang segmen betis (shank) kaki normal

L2 = Panjang segmen paha (thigh) kaki normal

L3 = Panjang segmen paha (thigh) kaki normal

L4 = Panjang segmen betis (shank) kaki prosthetic

Nomenklatur dari variabel pengukuran di atas berlaku untuk delapan gerakan fase

berjalan, baik pada penyusunan formulasi gaya dan momen untuk ankle joint kaki

normal maupun kaki prosthetic.

1. Fase 1: Initial Contact

Initial contact merupakan fase awal dari gait cycle, dimana menjadi

periode pertama dari stance phase. Pada fase ini kaki prosthetic (kaki merah)

dalam keadaan terangkat ke atas dengan tumit menyentuh permukaan tanah

sedangkan kaki normal (kaki hijau) dalam kondisi heel off.

Gambar 4.16 Fase initial contact gerakan berjalan pada bidang datar

θ


commit to user

IV-27

Ankle joint kaki prosthetic bergerak plantarflexion dan melakukan kontak

pertama dengan bidang datar melalui tumit.Ankle joint pada kaki normal bergerak

dorsiflexion dengan kontak pertama terjadi pada bagian ujung jari kaki.

a. Formulasi Penentuan Gaya Pada Ankle Joint

Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint fase initial

contact.

Kaki Normal.

Gambar 4.17 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

fase initial contact

Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu:

02 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) 0

22

22221111'1111=

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+

−×−×−×−×−×−×−×

f

stbtsfa

RWF

RWSRWTRWBRWTRWSRWFRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ]f22s22t22bt11s11f1'1a11 RWFRWS RWTRWBRWTRWSRWFRFNA ×−×+×+×+×+×+×=×

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ ×−×+×+×+×+×+×=

1

2222221111'111

a

fstbtsf

RRWFRWSRWTRWBRWTRWSRWF

FNA …4.1


commit to user

IV-28

dengan,

[ ]34322111 )( )( )( θθθ SinLLSinLSinLRa +++=

[ ]34322111 )())()"( θθθ SinLLSinLSinLRs +++=

[ ]343221 )()"( θθ SinLLSinLRt ++=

343 )( θSinLLRb +=

3432 )'( θSinLLRt +=

342 )'( θSinLRs =

Rf1’= jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real

Rf2 = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real

Kaki Prosthetic.

Gambar 4.18 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic



commit to user

IV-29

Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic,

yaitu:

01 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) 0

2211

11112222"22=

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×+×

af

stbtsf

RFNARWF

RWSRWTRWBRWTRWSRWF

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+×

+×+×+×+×+×=×

1111

112222"2222

fs

tbtsf

RWFRWS

RWTRWBRWTRWSRWFRaFNA ...4.2

dengan, [ ]34322112 )( )( )( θθθ SinLLSinLSinLRa +++=

[ ]334''

22112 )( )( )( θθθ SinLLSinLSinLR s +++=

[ ]33"

22112 )( )( )( θθθ SinLSinLSinLRt ++=

[ ]21 )()( θθ Sin L Sin LR 21b +=

[ ]22111 )()( ' θθ SinLSinLRt +=

11'

1 )( θSinLRs =


Rf2= jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real

b. Formulasi Penentuan Momen Pada Ankle Joint

Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase initial

contact.


commit to user

IV-30

Kaki Normal.

Gambar 4.19 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal


Stick diagram di atas untuk formulasi momen pada ankle joint kaki normal,

yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×+×=

22"22

22221111111M

af

stbtsf

RFNARWFRWSRWTRWBRWTRWSRWF

A....4.3

dengan,

111 )( ' θ Sin LRs =

[ ]2'

11 )()( θθ Sin L Sin LR 21t +=

[ ]2211 )( )( θθ SinLSinLRb +=

[ ]3322112 )( )( )( '' θθθ SinLSinLSinLRt ++=

[ ]34322112 )( )( )( '' θθθ SinLLSinLSinLRs +++=

( )[ ]34322112 )( )( θθθ SinLLSinLSinLRa +++=


Rf2”= jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real


commit to user

IV-31

Kaki Prosthetic.

Gambar 4.20 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic


Stick diagram di atas untuk formulasi momen pada ankle joint kaki prosthetic,

yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×−×

−×−×−×−×+×=

2222

1111'1122112MA

stb

tsffa

RWSRWTRWB

RWTRWSRWFRWFRFNA

....4.4 dengan,


( )[ ]34322111 )( )( '' θθθ SinLLSinLSinLRs +++=

( )[ ]343221 )( '' θθ SinLL Sin LRt ++=

( ) 343 θ SinLLRb +=

332 )( ' θ Sin LLR 4t +=

342 )( ' θ Sin LRs =



θ


commit to user

IV-32

2. Fase 2: Loading Response

Pada fase loading response, kaki melakukan kontak sepenuhnya dengan

bidang berjalan dan berat badan sebagian dipindahkan kepada kaki prosthetic

(kaki merah). Kaki prosthetic dalam keadaan rata (foot flat) dengan bidang datar

sedangkan kaki normal berada pada fase pre swing.

Gambar 4.21 Fase loading response gerakan berjalan bidang datar

Ankle joint kaki prosthetic bergerak plantarflexion dan melakukan kontak

penuh dengan permukaan bidang datar. Ankle joint pada kaki normal juga

bergerak plantarflexion ditandai dengan gerakan tumit ke atas (heel off).


Penyusunan formulasi untuk perhitungan gaya pada ankle joint fase

loading response.

θθ


commit to user

IV-33

Kaki Normal.


fase loading response

Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu:

02 =∑MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( )

022

221111'1111 =⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡

×

−×−×−×−×−×−×

s

tbtsfa

RWS

RWTRWBRWTRWSRWFRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×

+×+×+×+×+×=×

22

221111'1111

s

tbtsfa

RWS

RWTRWBRWTRWSRWFRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×

+×+×+×+×+×

=1

22

221111'11

1a

s

tbtsf

RRWS

RWTRWBRWTRWSRWF

FNA …..4.5

dengan,


⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ +++= 34322111 )())()"( θθθ SinLLSinLSinLRs


commit to user

IV-34

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ ++= 343221 )()"( θθ SinLLSinLRt

343 )( θ SinLLRb +=

3432 )'( θ SinLLRt +=

342 )'( θSinLRs =


Kaki Prosthetic.



Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic,

yaitu:

01 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( )

022

2222111111 =⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡

×

−×+×+×+×+×+×

a

stbtsf

RFNA

RWSRWTRWBRWTRWSRWF


commit to user

IV-35

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×+

×+×+×+×+×=×

22

2211111122

s

tbtsf

RWS

RWTRWBRWTRWSRWFRaFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×

+×+×+×+×+×

=2

22

22111111

2a

s

tbtsf

RRWS

RWTRWBRWTRWSRWF

FNA …..4.6

dengan,


⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ +++= 34322112 )"( )( )( θθθ SinLLSinLSinLRs

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ ++= 3322112 )"( )( )( θθθ SinLSinLSinLRt

[ ]2211 )( )( θθ SinLSinLRb +=

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ += 2211 )'()( θθ Sin L Sin LR 1t

111 )'( θSinLRs =

Rf1= jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real


Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase loading

response.


commit to user

IV-36

Kaki Normal.




yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×=

2222

221111111M

as

tbtsf

RFNARWS

RWTRWBRWTRWSRWFA

..4.7

dengan,

111 )( ' θ Sin LRs =

[ ]2'


[ ]21 )()( θθ Sin L Sin LR 21b +=

[ ]3322112 )( )( )( '' θθθ SinLSinLSinLRt ++=

[ ]34322112 )( )( )( '' θθθ SinLLSinLSinLRs +++=




commit to user

IV-37

Kaki Prosthetic.

Gambar 4.25 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prostheticfase loading response

Stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×

−×−×−×−×−×=

2222

1111'11112M

st

btsfa

RWSRWT

RWBRWTRWSRWFRFNAA

…..4.8 dengan,


[ ]34322111 )( )( )( '' θθθ SinLLSinLSinLRs +++= [ ]343221 )()( '' θθ SinLL Sin LRt ++=

[ ]343 )( θ SinLLRb +=

[ ]332 )( ' θ Sin LLR 4t +=

[ ]342 )( ' θ Sin LRs =



commit to user

IV-38

3. Fase 3: Midstance

Fase midstance merupakan periode dari siklus berjalan antara fase loading

respone dengan heel rise. Dimulai pada saat heel sesaat sebelum meninggalkan

landasan. Pada fase midstance berat tertumpu pada kaki prosthetic yang berada

dalam kondisi stance, sedangkan kaki normal berada dalam kondisi mengayun.

Gambar 4.26Fase midstance gerakan berjalan bidang datar

Ankle joint pada fase mid stance berperan sebagai weight bearing untuk

menahan berat tubuh dan sekaligus membantu pergerakan (progression) kaki

untuk fase selanjutnya. Gerakan pergelangan kaki pada periode ini berubah dari

gerakan plantarflexion ke dorsiflexion.


commit to user

IV-39

a. Formulasi Penentuanan Gaya Pada Ankle Joint

Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint kaki prosthetic

fase initial contact.

Gambar 4.27 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase mid stance

Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu:

01 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) 0

11

1111222222 =⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡×

+×+×−×−×−×−×

f

stbtsa

RWFRWSRWTRWBRWTRWSRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡×

−×−×+×+×+×=×

11

1111222222

f

stbts

RWFRWSRWTRWBRWTRWS

RaFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡×

−×−×+×+×+×

=2

11

11112222

2a

f

stbts

RRWF

RWSRWTRWBRWTRWS

FNA …..4.9


commit to user

IV-40

Dengan, [ ]321432 θθθ Sin )L( Sin )L( Sin) L L(R 12a −++=

[ ]321342 θθθ Sin )L( Sin )L( Sin)LL(R 12"

s −++= [ ]3212 θθθ Sin )L( Sin )L( Sin )L(R 123

"t −+=

[ ]32 θθ Sin )L( Sin )L(R 12b −=

[ ]321 θθ Sin )L( Sin )L(R 12'

t −=

311 θSin)'L(Rs =



Tahapan penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint kaki

prosthetic fase mid stance, sebagai berikut:

Gambar 4.28 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic

fase mid stance


commit to user

IV-41

Berdasarkan stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki

prosthetic, yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+×

+×+×+×+×+×=

2111

112222

2Mfas

tbtspcw

RWFRWSRWTRWBRWTRWSRFP

A…..4.10

dengan,

( )[ ]1312212 f43fa R Sin)L( Sin)L Sin )LL(R +−++= θθθ

( )[ ]312211 θθθ Sin)L( Sin)L Sin )LL(R "43s −++=

( )[ ]13221 θθ Sin)LL Sin )"L(R 4t ++=

13 θ Sin)LL(R 4b +=

132 θ Sin)L'L(R 4t +=

142 θ Sin )'L(Rs =


4. Fase 4: Terminal stance (heel off)

Fase terminal stance disebut fase heel off atau heel rise. Periode ini

merupakan waktu dimana tumit mulai terangkat dari landasan dan bersiap untuk

masuk fase swing dalam gait cycle.

Gambar 4.29 Fase terminal stance gerakan berjalan bidang datar

Pada fase ini berat tubuh berpindah ke bagian jari kaki (forefoot)

prosthetic, sehingga bagian ini menjadi tumpuan kaki untuk bergerak. Bagian


commit to user

IV-42

heelpada kaki prosthetic bergerak meninggi menghasilkan gerakan

dorsiflexionpada ankle joint.


Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint fase terminal

stance, sebagai berikut:

Kaki Normal.

Gambar 4.30 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase terminal stance

Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu:

02 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) 0

11"1111

11222222=

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×+×

+×+×+×+×+×

afs

tbtsf

RFNARWFRWS

RWTRWBRWTRWSRWF

( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+×+×

+×+×+×+×=×

"111111

22222211 fst

btsfa RWFRWSRWT

RWBRWTRWSRWFRFNA


commit to user

IV-43

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×+×

+×+×+×+×+×

=1

"1111

11222222

1a

fs

tbtsf

RRWFRWS

RWTRWBRWTRWSRWF

FNA …4.11

Dengan,

[ ]32123141 θθθ Sin)LL(Sin)L(Sin)L(Ra +++=

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ +++= 14233211 θθθ Sin)L()Sin)L(Sin)L"L(Rs

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ ++= 3223141 θθθ Sin)"L()Sin)L(Sin)L(Rt

[ ]2314 θθ Sin)L(Sin)L(Rb += [ ]23142 θθ Sin)L(Sin)L(R '

t +=

142 θSin)'L(Rs =

Rf1” = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real


Kakiprosthetic.

Gambar 4.31 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase terminal stance

θ


commit to user

IV-44

Berdasarkan stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki

prosthetic, yaitu:

01 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) 0

1111

112222'2222=

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+×

−×−×−×−×−×−×

fs

tbtsfa

RWFRWS

RWTRWBRWTRWSRWFRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×=×

1111

112222'2222

fs

tbtsf

RWFRWS


( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×

=2

1111

112222'22

2a

fs

tbtsf

RRWFRWS

RWTRWBRWTRWSRWF

FNA ....4.12

Dengan,

[ ]321212 θθθ Sin )LL( Sin )L( Sin )L(R 34a +++=

[ ]321212 θθθ Sin )LL( Sin )L( Sin )L(R 34"

s +++=

[ ]32122 θθ Sin )LL( Sin )L(R 3"

t ++=

321 θ Sin )LL(Rb +=

3211 θ Sin )'LL(Rt +=

311 θSin)L(R 's =


Rf2’ = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real

b. Formulasi Perhitungan Momen Pada Ankle Joint

Tahapan penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase

terminal stance, sebagai berikut:


commit to user

IV-45

Kaki Normal

Gambar 4.32 Stick diagram perhitungan momenankle kaki normal

fase terminal stance


yaitu:

( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+×−×−×

−×−×−×−×=

111111

2222'22221M

ftsb

tsfa

RWFRWTRWSRWB

RWTRWSRWFRFNAA ...4.13

Dengan,

311 θ Sin )L(R '

s =

31 θ Sin )'LL(R 21t +=

3θ Sin )LL(R 11b +=

[ ]322 θθ Sin )LL( Sin )L(R 213"

t ++=

[ ]3212 θθθ Sin )LL( Sin )L( Sin )L(R 2134"

s +++=

( )[ ]321212 θθθ SinLL Sin )L( Sin )L(R 34a +++=



commit to user

IV-46


Rp = jarak real polyurethane dari titik pusat ankle joint kaki prosthetic

Kaki Prosthetic.

Gambar 4.33 Stick diagram perhitungan momenankle kaki prosthetic

fase terminal stance


( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ( )⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+×−×+×

+×+×+×+×=

"11111111

2222222M

fast

btsf

RWFRFNARWSRWT

RWBRWTRWSRWFA ...4.14

Dengan,

142 θ Sin )'L(Rs =

( )[ ]23142 θθ Sin )'L( SinLRt +=

( )[ ]2314 θθ Sin )L( SinLRb +=

( )[ ]3223141 θθθ Sin )"L( Sin )L( SinLRt ++=

( )[ ]32123141 θθθ Sin )L"L( Sin )L( SinLRs +++=


commit to user

IV-47

( )[ ]321211 θθθ SinLL Sin )L( Sin )L(R 34a +++=


Rf2 = jaraksesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real

5. Fase 5: Pre Swing

Fase pre-swing merupakan periode dimana kaki akan mulai meninggalkan

permukaan landasan. Fase ini merupakan akhir dari periode berdiri (stance phase)

untuk mulai masuk ke periode mengayun (swing phase). Fase pre swing dimulai

gerakanfoot flat pada kaki normal, sedangkan kaki prosthetic berada pada posisi

akan meninggalkan landasan untuk melakukan gerakan mengayun (heel off).

Gambar 4.34 Fase pre swing gerakan berjalan bidang datar

Pada fase inianklejointberada dalam puncak gerakan plantarflexion dengan

tumpuan pada bagian jari kaki (toe).


Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint fase pre swing.


commit to user

IV-48

Kaki Normal.


fase pre swing


02 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ] 0111111222222 =×−×+×+×+×+×+× astbtsf RFNARWSRWTRWBRWTRWSRWF

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ]111122222211 stbtsfa RWSRWTRWBRWTRWSRWFRFNA ×+×+×+×+×+×=×

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ ×+×+×+×+×+×=

1

11112222221

a

stbtsf

RRWSRWTRWBRWTRWSRWF

FNA …4.15

dengan,

12 θ Sin )'L(R 4s =

[ ]212 θθ Sin )'L( Sin )L(R 34t +=

[ ]21 θθ Sin )L( Sin )L(R 34b +=

[ ]32211 θθθ Sin)"L( Sin )L( Sin )L(R 34t ++=

[ ]312211 θθθ Sin)"LL( Sin )L( Sin )L(R 34s +++=


commit to user

IV-49

[ ]312211 θθθ Sin)LL( Sin )L( Sin )L(R 34a +++=


Kaki Prosthetic.


fase pre swing

Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu:

01 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

01111

2222'2222 =⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×

−×−×−×−×−×

st

btsfa

RWSRWT

RWBRWTRWSRWFRFNA

( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×+×

+×+×+×+×

=2

1111

2222'22

2a

st

btsf

RRWSRWT

RWBRWTRWSRWF

FNA

( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×+×

+×+×+×+×+=×

1111

2222'2222

st

btsfa RWSRWT

RWBRWTRWSRWFRFNA …4.16

Dengan,


[ ]3212312 θθθ Sin)LL(Sin)L( Sin )L(R 4"

s +++=


commit to user

IV-50

[ ]32122 θθ Sin)LL( Sin )L(R 3"

t ++=

[ ]32 θ Sin )LL(R 1b += [ ]311 θ Sin )LL(R 2

't +=

31 θ Sin )L(R 1

's =



Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase pre swing,

sebagai berikut:

Kaki Normal.


fase pre swing Stick diagram di atas formulasi momenpada ankle joint kaki normal, yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×

−×−×−×−×−×=

1111

2222'22221M

ft

btsfa

RWSRWT

RWBRWTRWSRWFRFNAA …4.17

Dengan,


commit to user

IV-51


[ ]3212312 θθθ Sin)LL(Sin)L( Sin )L(R 4"

s +++= [ ]32122 θθ Sin)LL( Sin )L(R 3

"t ++=

[ ]32 θ Sin )LL(R 1b +=

[ ]311 θ Sin )LL(R 2'

t +=

31 θ Sin )L(R 1'

s =


Kaki Prosthetic.


fase pre swing

Stick diagram di atas formulasi momenpada ankle joint kaki prosthetic, yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×=

1111

112222222MA

as

tbtsf

RFNARWS

RWTRWBRWTRWSRWF…4.18

Dengan,

142 θ Sin )'L(Rs =

( ) ( )[ ]23142 θθ SinL SinLR 't +=

θ


commit to user

IV-52

( ) ( )[ ]2314 θθ SinL SinLRb +=

( ) ( )[ ]3223141 θθθ Sin )"L( SinL SinLRt ++=

( ) ( )[ ]31223141 θθθ Sin )"LL( SinL SinLRs +++=

( ) ( )[ ]32123141 θθθ Sin )LL( SinL SinLRa +++=


6. Fase 6: Initial swing

Fase keenam merupakan fase initial swing, dimana merupakan periode

awal swing phase. Kaki mulai melakukan ayunan untuk pergerakan kaki ke depan.

Fase initial swing dimulai pada saat telapak kaki prosthetic mulai diangkat dari

permukaan landasan (toe off), sedangkan kaki normal menahan tubuh dengan

berada dalam kondisi kaki rata (foot flat) terhadap bidang datar.

Gambar 4.39 Fase initial swing gerakan berjalan naik bidang datar

Gerakan yang terjadi pada ankle jointkaki prostheticselama periode initial

swing bertujuan untuk membantu pergerakan kaki ke depan. Pada periode ini

anklejointmasih bergerak plantarflexion dan diikuti oleh jari kaki yang bergerak

dorsiflexion ke atas (foot clearance) sehingga kakiprosthetic pada posisi melayang

di atas landasan.

a. Formulasi Perhitungan Gaya Pada Ankle Joint

Tahapan penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint kaki

normal fase initial swing, sebagai berikut:


commit to user

IV-53


fase initial swing

Berdasarkan stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki normal,

yaitu:

0=∑ MK

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ] 0222222111111 =×+×−×−×−×−×−× ftsbtsa RWFRWTRWSRWBRWTRWSRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ]222222111111 ftsbtsa RWFRWTRWSRWBRWTRWSRFNA ×−×+×+×+×+×=×

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ ×−×+×+×+×+×=

1

22222211111

a

ftsbts

RRWFRWTRWSRWBRWTRWS

FNA …4.19

Dengan, [ ]231211 )( )( θθ SinLSinLLRa ++= [ ]21

"1 )()( θθ Sin L Sin LLR 321s ++=

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ += 23121 )()"( θθ SinLSinLRt

23)( θSinLRb =

342 )"( θSinLRs =


commit to user

IV-54

232 )'( θSinLRt =




normalfase initial contact, sebagai berikut:


fase initial swing

Berdasarkan stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki normal,

yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ]1222221111 fastbts1 RWFRWSRWTRWBRWTRWSAM ×+×+×+×+×+×= 4.20 Dengan,

111 )( ' θ Sin LRs =

( ) 12'

11 θ SinLLRt +=



commit to user

IV-55

[ ]23211 f4321fa R Sin )L( Sin )L( Sin )LL(R +−++= θθθ

( ) ( )[ ]3421212 θθθ Sin"L Sin )L( SinLLR 3s −++=

( ) ( )[ ]23"

1212 θθ SinL SinLLRt ++=


7. Fase 7: Mid swing

Fase mid swing dimulai dengan gerakan flexion pada lutut dan diakhiri

dengan tungkai kaki yang bergerak hingga berada pada posisi vertikal dengan

permukaan landasan. Pada fase ini terjadi gerak perpanjangan tungkai kaki dalam

persiapan melakukan fase heel strike.

Gambar 4.42 Fase mid swing gerakan berjalan bidang datar

Pada posisi ini bagian anklejointkaki prosthetic dalam posisi dorsiflexion

dan mulai bergerak ke posisi netral (0°). Gerakan tersebut bertujuan untuk

menghindari gerakan menyeret kaki karena lutut mulai melakukan gerakan

extension.

a. Formulasi Perhitungan Gaya Pada Ankle Joint

Tahapan penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint kaki

normal fase mid swing, sebagai berikut:

θ


commit to user

IV-56


fase mid swing


02 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ] 0222222111111 =×+×−×−×−×−×−× fstbtsa RWFRWSRWTRWBRWTRWSRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ]222222111111 fstbtsa RWFRWSRWTRWBRWTRWSRFNA ×−×+×+×+×+×=×

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ ×−×+×+×+×+×=

1

22222211111

a

fstbts

RRWFRWSRWTRWBRWTRWS

FNA …4.21

dengan,

[ ]211 )()( θθ Sin LL Sin LLR 4321a +++=

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ +++= 21211 )()"( θθ SinLLSinLLR 43s

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ ++= 2121 )()"( θθ SinLLSinLR 43t

2)( θSinLLR 43b +=

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡ += 2432 )'( θSinLLRt

⎥⎦⎤

⎢⎣⎡= 242 θSin)'L(Rs


θ


commit to user

IV-57



normal fase mid swing, sebagai berikut:


fase mid swing

Berdasarkan stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki normal,

yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ]12222211111 fastbts RWFRWSRWTRWBRWTRWSAM ×+×+×+×+×+×= 4.22 Dengan,

111 )( ' θ Sin LRs =

( ) 12'

11 θ SinLLRt +=


( )[ ]23"

1212 )( θθ Sin L SinLLRt ++=

( )[ ]24"

31212 )( θθ Sin LL SinLLRs +++=

( )[ ]22431211 )( ffa RSinLLSinLLR +++= + θθ

θ


commit to user

IV-58


8. Fase 8: Terminal swing

Fase terminal swing merupakan akhir dari gait cycle. Fase terminal swing

dimulai pada saat akhir dari fase mid swing, dimana tungkai kaki mengalami

perpanjangan maksimum dan berhenti pada saat heel kaki prosthetic mulai

mengenai landasan. Pada periode ini, pergerakan kaki prosthetic ke depan

dikurangi dan bersiap untuk melakukan gerakan mendarat pada permukaan

landasan (fase initial contact).

Gambar 4.45 Fase terminal swing gerakan berjalan bidang datar

Bagian ankle pada kaki prosthetic bergerak dorsiflexion menuju posisi

tumit menyentuh permukaan bidang datar. Anggota tubuh siap untuk kembali

dalam posisi berdiri, dengan berakhirnya gerakan dalam fase swing ini.


Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint fase terminal

swing, sebagai berikut:


commit to user

IV-59

Kaki Normal.


fase terminal swing


02 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )[ ] 02222221111'1111 =×+×−×−×−×−×−×−× fstbtsfa RWFRWSRWTRWBRWTRWSRWFRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−

×+×+×+×+×+×=×

22

22221111'11

11f

stbtsf

a RWF

RWSRWTRWBRWTRWSRWFRFNA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ ×−×+×+×+×+×+×=

1

2222221111'111

a

fstbtsf


FNA 4.23

Dengan,


( )[ ]34322111 )( )( '' θθθ SinLLSinLSinLRs +++=

( )[ ]343221 )( '' θθ SinLL Sin LRt ++=



commit to user

IV-60

( ) 343'

2 θ SinLLRt +=

342 )( ' θ Sin LRs =

Rf1’ = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real Rf2 = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real

Kaki Prosthetic.


fase terminal swing

Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu:

01 =∑ MA

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) 0

22"22

2222111111=

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×+×

af

stbtsf

RFNARWF

RWSRWTRWBRWTRWSRWF

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×+×

+×+×+×+×+×=×

"2222

2211111122

fs

tbtsf

RWFRWS



commit to user

IV-61

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×+×

+×+×+×+×+×

=2

"2222

22111111

2a

fs

tbtsf

RRWFRWS

RWTRWBRWTRWSRWF

FNA …4.24

Dengan,


[ ]34"

322112 )( )( )( θθθ SinLLSinLSinLRs +++=

[ ]33"


[ ]21 )()( θθ Sin L Sin LR 21b +=

[ ]2'


11'

1 )( θSinLR s =




Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase terminal

swing, sebagai berikut:


commit to user

IV-62

Kaki Normal.


fase terminal swing

Stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki normal, yaitu:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×+×

+×+×+×+×+×=

22"2222

221111111MA

afs

tbtsf

RFNARWFRWS

RWTRWBRWTRWSRWF…4.25

Dengan,

111 )( ' θ Sin LRs =

[ ]2'


[ ]21 )()( θθ Sin L Sin LR 21b +=

[ ]33212 θθθ Sin )"L( Sin )L( Sin )L(R 21t ++=

[ ]343212 θθθ Sin )"LL( Sin )L( Sin )L(R 21s +++=




θ


commit to user

IV-63

Kaki Prosthetic.


fase terminal swing


( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×−×

−×−×−×−×+×=

2222

1111'1122112M

stb

tsffa

RWSRWTRWB

RWTRWSRWFRWFRFNAA …4.26

Dengan,


( )[ ]3432111 θθθ SinLL Sin )L( Sin )"L(R 2s +++=

( )[ ]343221 )( '' θθ SinLL Sin LRt ++=


332 )( ' θ Sin LLR 4t +=

342 )( ' θ Sin LRs =




commit to user

IV-64

4.3 PENGOLAHAN DATA

Pengujianbiomekanika menggunakan pendekatan static equilibrium

dilakukan berdasarkan formulasi yang dilakukan pada sub bab 4.2dari

perhitungan diperoleh nilai gaya dan momen pada ankle jointpengguna

prostheticdalam aktivitas berjalan di bidang datar. Kondisi static equilibrium

didapat melalui keseimbangan nilai gaya dan momen pada ankle joint baik kaki

normal maupun kaki prosthetic.Nilai gaya dan momen pada ankle joint kaki

normal maupunkaki prostheticdikomparasikan untuk melihat kontribusi dari

rancangan alignment adapter for prosthetic footdalam mengakomodasi gerak

berjalan pengguna kakiprosthetic.

4.3.1 Penentuan Nilai Keseimbangan GayaPada Komponen Alignment Adapter yang Mengalami Pensejajaran.

Nilai keseimbangan gaya dihitung pada delapan fase gerakan berjalan

berdasarkan formulasi model biomekanika pada kaki normal maupun kaki

prosthetic.Berikut contoh perhitungan nilai keseimbangan gaya pada komponen

yang mengalami pensejajaran, yaitu:

1. Fase 1

Perhitungan nilai gaya pada gerakan berjalan fase initial contact,

dilakukan baik pada kaki normal maupun kaki prosthetic.

Kaki normal.

Gaya berat pada tiap segmen dan panjang lengan momen merupakan variabel

yang digunakan dalam menentukan besarnya gaya yang terjadi pada ankle

joint saat aktivitas berjalan. Contoh perhitungan lengan momen kaki normal

pada fase initial contact.


= [(0,38x sin 260) + (0,34x sin 110) + (0,720 x sin 180)]

= 0,454 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gaya ankle jointkaki normal

pada fase initial contact ditunjukkan pada tabel 4.8.


commit to user

IV-65

Tabel 4.8Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki normal fase initial contact

Sedangkan untuk contoh perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh

pengguna prosthetic, sebagai berikut:

Ws1 = ms1 x g

= (2.69 x 9,8) N

= 26,36 Newton

Rekapitulasi perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh pengguna


Tabel 4.9Gaya berat segmen tubuh pengguna prosthetic

Besargaya berat segmen tubuh pengguna prosthetic digunakan dalam

penentuan gaya dan momen pada ankle joint untuk delapan fase gerakan

berjalan. Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.7)dan gaya berat segmen tubuh

(tabel 4.8) menjadi input dalam perhitungan gaya pada ankle joint kaki normal

fase initial contact. Hasil perhitungan gaya pada ankle joint kaki normal,

sebagai berikut:

No Jarak Moment (d) Panjang (m)

1 Ra1 0.454

2 Rs1 0.359

3 Rt1 0.251

4 Rb 0.222

5 Rt2 0.203

6 Rs2 0.060

7 Rf1' 0.132

8 Rf2 0.055

No Segmen Massa (kg) Gaya Berat (W)1 Body (B) 42.86 420.028

2 Tight Normal (T1) 6.25 61.250

3 Tight Prosthetic (T2) 6.25 61.250

4 Shank Normal (S1) 2.69 26.362

5 Shank Prosthetic (S2) 1.46 14.261

6 Foot Normal (F1) 0.88 8.624

7 Foot Prosthetic (F2) 0.50 4.900


commit to user

IV-66

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ ×−×+×+×+×+×+×=

1

2222221111'111

a

fstbtsf


FNA

454,0272.0850,0441,12453,93348,15477,9135,1 −+++++

=

= 291,734 Newton

Kaki prosthetic.

Panjang lengan momen digunakan sebagai salah satu variabel dalam

menentukan besarnya gaya yang terjadi pada anklejointsaat aktivitas berjalan.

Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki prosthetic pada fase initial

contact.

[ ]33"


= [(0,38x sin26) + (0,34 x sin 110)+ (0,063 x sin 180)]

= 0,251 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gayaankle jointkaki prosthetic

pada fase initial contact ditunjukkanpada tabel 4.10.

Tabel 4.10 Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact

Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.10) dan gaya berat segmen tubuh (tabel

4.9) menjadi input dalam perhitungan gaya pada ankle joint kaki prosthetic

fase initial contact. Hasil perhitungan gayapada ankle joint kaki prosthetic,

sebagai berikut:


1 Ra2 0.454

2 Rs2 0.394

3 Rt2 0.251

4 Rb 0.231

5 Rt1 0.203

6 Rs1 0.094

7 Rf1 0.036

8 Rf2" 0.10


commit to user

IV-67

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×+

×+×+×+×+×+×

=2

11

11112222"22

2a

f

stbtsf

RRWF

RWSRWTRWBRWTRWSRWF

FNA

454.0

306.0490,2456,12218,97363,15624,5477,0 ++++++=

= 295,044 Newton

Rekapitulasi perhitungan nilai gaya padaanklejointdalam aktivitas berjalan

pengguna prostheticdi didang datar pada delapan fase gerakan berjalan

ditampilkan pada tabel 4.11.

Tabel 4.11 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint

no FASE Gait Gaya

Ankle Normal Ankle Prosthetic

1 Heel Strike Fase 1 292 295 2 Loading Respone Fase 2 242 344 3 Mid Stance Fase 3 0 303 4 Terminal Stance Fase 4 273 313 5 Pre Swing Fase 5 343 241 6 Initial Swing Fase 6 285 0 7 Mid Swing Fase 7 327 0 8 Terminal Swing Fase 8 284 302

erdasarkan tabel4.11 komparasi nilai gaya pada ankle joint kaki normal dan kaki

prosthetic pada setiap fase gerakan berjalan dapat digambarkan dalam grafik pada

gambar 4.50.


commit to user

j

b

k

k

s

m

4

b

B

a

1

d

•

Gambar

Grafi

joint yang d

bidang data

komponen y

kaki prosth

sedangkansa

mempunyai

4.3.2 Perhit

Adapt

Nilai

berdasarkan

Berikut con

alignment ad

1. Fase 1

Perhi

dilakukan ba

• Kaki no

Panjang

menentu

r 4.50 Kompalignm

fik pada gam

dihasilkan k

ar mengguna

yang mengal

hetic memp

aat kondisi s

nilai yang le

tungan Nila

ter yang Me

i keseimban

formulasi m

ntoh perhit

dapter for pr

itungan nila

aik pada kak

ormal.

lengan m

ukan besarn

parasi nilai ment adapte

mbar 4.50men

kaki normal

akan prosth

lami setting.

punyai nilai

swing phase

ebih kecil da

ai Keseimba

engalami Pe

gan momen

model biome

tungan nila

rosthetic foo

ai momen

ki normal ma

momen digu

nya momen

gaya pada aer mengalam

nunjukkan p

l maupun k

hetic endosk

. Pada fase s

i yang lebi

e nilai gaya

aripada kaki

angan Mom

ensejajaran

n dihitung pa

ekanika pada

ai keseimba

otyang meng

pada gerak

aupun kaki p

unakan seba

yang terja

ankle joint dmi pensejaja

perbandingan

kaki prosthe

keletal deng

stance phase

ih besar da

a pada ankle

normal.

men pada K

ada delapan

a kaki norm

angan mom

galami pense

kan berjalan

prosthetic.

agai salah

adi pada a

dengan komaran

n nilai gaya

tic saat berj

gan alignme

e gayapada

aripada kak

e joint kaki

Komponen A

n fase geraka

mal dan kaki

men pada

ejajaran, yait

n fase initia

satu variab

anklejointsaa

mponen

pada ankle

rjalan pada

nt adapter

ankle joint

ki normal,

prosthetic

Alignment

an berjalan

prosthetic.

komponen

tu:

al contact,

bel dalam

at aktivitas


commit to user

IV-69

berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki normal pada fase

initial contact.

[ ]2'

11 )()( θθ Sin L Sin LR 21t += = [(0,38x sin 260) + (0,34 sin 110)]

= 0,203 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki normal

pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.12.

Tabel 4.12 Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki normal fase initial contact

Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.12),gaya berat segmen tubuh (tabel 4.8)

dan gaya pada ankle joint (tabel 4.11) menjadi inputdalam perhitungan momen

ankle joint kaki normal fase initial contact. Hasil perhitungan momen pada

ankle joint kaki normal, sebagai berikut:

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×+×=

22"22

22221111111M

af

stbtsf

RFNARWFRWSRWTRWBRWTRWSRWF

A

[ ] 935,1334910604,536315218974561249022840 += , + +, + , + , + , + , = -0,028N.m

• Kaki prosthetic.


menentukan besarnya momen yang terjadi pada ankle joint saat aktivitas

berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki prosthetic pada fase

initial contact.

( )[ ]343221 )( '' θθ SinLL Sin LRt ++=


1 Rs1 0.094

2 Rt1 0.203

3 Rb 0.231

4 Rt2 0.251

5 Rs2 0.394

6 Ra2 0.454

7 Rf1 0.033

8 Rf2" 0.100


commit to user

IV-70

= [(0,147x sin 110) + (0.720x sin 180)]

= 0,251 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki

prosthetic pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.13.

Tabel 4.13 Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact

Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.13), gaya berat segmen tubuh (tabel 4.8)

dan gaya pada ankle joint (tabel 4.11) menjadi input dalam perhitungan

momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact. Hasil perhitungan

momen pada ankle joint kaki prosthetic, sebagai berikut:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×−×

−×−×−×−×+×=

2222

1111'1122112MA

stb

tsffa

RWSRWTRWB

RWTRWSRWFRWFRFNA

[ ]847,0441,12453,93348,15477,9153,1282,0432,132 −−−−−−= +

= -0,003 N.m

Rekapitulasi nilai keseimbangan momen pada ankle yang dihasilkan

pengguna prosthetic pada 8 fase gerakan berjalan ditampilkan pada tabel 4.14


1 Ra1 0.454

2 Rs1 0.359

3 Rt1 0.251

4 Rb 0.222

5 Rt2 0.203

6 Rs2 0.060

7 Rf1' 0.134

8 Rf2 0.058


commit to user

B

k

p

j

m

m

s

k

n

Tabel

Berdasarkan

kaki prosthe

pada gambar

Gambar 4

Grafi

jointkaki no

menggunaka

mengalami

stabil pada a

kembali me

nilai momen

1 He2 Lo3 M4 Te5 Pr6 In7 M8 Te

No

4.14 Rekap

n tabel4.14 k

etic pada set

r 4.51.

4.51 Kompaalignm

fik pada gam

ormal maup

an prosthetic

pensejajaran

awal fase be

nurun dan n

n pada ankl

eek Strikeoading RespoMid Stanceerminal Stancre Swingnitial SwingMid Swingerminal Swin

FASE Gait

pitulasi perh

komparasi n

iap fase gera

arasi nilai mment adapte

mbar 4.51 me

pun kaki p

c endoskelet

n. Nilai mom

erdiri dan mu

nilainya stab

le joint kaki

Fase 1one Fase 2

Fase 3ce Fase 4

Fase 5Fase 6Fase 7

ng Fase 8

hitungan nil

nilai momen

akan berjala

momen padaer mengalam

enunjukkan k

prosthetic s

tal dengan k

menpada an

ulai meningk

bil hingga a

i normal me

lai momen p

n pada ankl

an dapat diga

a ankle jointmi pensejaja

komparasi n

saat berjalan

komponenal

nkle jointkak

kat tajam pa

akhir siklus

empunyai n

Ankle Norma‐0.028‐0.0310.000‐0.208‐0.18722.70287.404‐0.055

M

pada ankle

lejointkaki n

ambarkan da

t dengan koaran

nilai momen

n pada bid

lignment ada

ki prosthetic

ada fase ke ti

gait cycle.

nilai yang cu

al Ankle Pro‐0.00‐0.2662.7‐0.49‐0.020.000.00‐0.51

Moment

joint

normal dan

alam grafik

omponen

pada ankle

dang datar

dapter yang

ccenderung

iga, namun

Sedangkan

ukup stabil

sthetic0360359629000018


commit to user

IV-72

pada fase berdiri (stance phase) dan mulai meningkat pada fase mengayun (swing

phase).

4.3.3 Penentuan Nilai Keseimbangan Gaya Pada Komponen Alignment Adapter Tidak Mengalami Pensejajaran.

Nilai keseimbangan gaya dihitung pada delapan fase gerakan berjalan

berdasarkan formulasi model biomekanika pada kaki normal maupun kaki

prosthetic. Berikut perhitungan nilai keseimbangan gaya pada

komponenalignment adapteryang tidak mengalami pensejajaran

1. Fase 1

Perhitungan nilai gaya pada gerakan berjalan fase initial contact,


Kaki normal.

Gaya berat pada tiap segmen dan panjang lengan momen merupakan variabel

yang digunakan dalam menentukan besarnya gaya yang terjadi pada ankle

joint saat aktivitas berjalan. Contoh perhitungan lengan momen kaki normal

pada fase initial contact.


= [(0,38 x sin 200) + (0,34 x sin 110) + (0,720 x sin 120)]

= 0,345 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gaya ankle jointkaki normal


Tabel 4.15Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki normal fase initial contact


1 Ra1 0.345

2 Rs1 0.271

3 Rt1 0.178

4 Rb 0.150

5 Rt2 0.137

6 Rs2 0.040

7 Rf1' 0.134

8 Rf2 0.058


commit to user

IV-73

Sedangkan untuk contoh perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh

pengguna prosthetic, sebagai berikut:

Ws1 = ms1 x g

= (2.69 x 9,8) N

= 26,36 Newton

Rekapitulasi perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh pengguna


Tabel 4.16 Gaya berat segmen tubuh pengguna prosthetic

Besargaya berat segmen tubuh pengguna prosthetic digunakan dalam

penentuan gaya dan momen pada ankle joint untuk delapan fase gerakan

berjalan.


4.16) menjadi input dalam perhitungan gaya pada ankle joint kaki normal fase

initial contact. Hasil perhitungan gaya pada ankle joint kaki normal, sebagai

berikut:

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ ×−×+×+×+×+×+×=

1

2222221111'111

a

fstbtsf


FNA

345,0283.0449,0991,6515,62889,10140,7153,1 −+++++

=

= 263,206 Newton

Kaki prosthetic.


menentukan besarnya gaya yang terjadi pada anklejoint saat aktivitas berjalan.

No Segmen Massa (kg) Gaya Berat (W)1 Body (B) 42.86 420.028

2 Tight Normal (T1) 6.25 61.250

3 Tight Prosthetic (T2) 6.25 61.250

4 Shank Normal (S1) 2.69 26.362

5 Shank Prosthetic (S2) 1.37 13.426

6 Foot Normal (F1) 0.88 8.624

7 Foot Prosthetic (F2) 0.50 4.900


commit to user

IV-74

Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki prosthetic pada fase initial

contact.

[ ]33"


= [(0,38 x sin20) + (0,34 x sin 110)+ (0,063 x sin 120)]

= 0,208 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gayaankle jointkaki prosthetic


Tabel 4.17 Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact


4.16) menjadi inputdalam perhitungan gaya pada ankle joint kaki prosthetic

fase initial contact. Hasil perhitungan gaya pada ankle joint kaki

prostheticberdasarkan persamaan 4.2, sebagai berikut:

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( )

⎥⎥⎥⎥⎥

⎦

⎤

⎢⎢⎢⎢⎢

⎣

⎡

×+

×+×+×+×+×+×

=2

11

11112222"22

2a

f

stbtsf

RRWF

RWSRWTRWBRWTRWSRWF

FNA

345.0

284.0943,1214,10839,81733,12088,4491,0 ++++++=

= 323,885 Newton


1 Ra2 0.345

2 Rs2 0.304

3 Rt2 0.208

4 Rb 0.195

5 Rt1 0.167

6 Rs1 0.074

7 Rf1 0.033

8 Rf2" 0.10023


commit to user

b

d

B

p

g

j

b

a

g

Reka

berjalan pen

ditampilkan

Tabe

Berdasarkan

prosthetic pa

gambar 4.52

Gambar

Grafi

joint yang d

bidang datar

adapter yan

gayapada an

HeeLoaMidTerPreInitMidTer

apitulasi pe

ngguna pros

pada tabel 4

el 4.18 Reka

n tabel4.18 k

ada setiap fa

2.

r 4.52 Kompalignment a

fik pada gam

dihasilkan k

r mengguna

ng mengala

nkle joint ka

ek Strikeding Responed Stanceminal Stance Swingtial Swingd Swingminal Swing

FASE Gait

rhitungan n

stheticdi dida

4.18.

apitulasi per

komparasi ni

ase gerakan b

parasi nilai adapter yan

mbar 4.52men

kaki normal

akan prosthe

amisetting a

aki prostheti

Fase 1e Fase 2

Fase 3Fase 4Fase 5Fase 6Fase 7Fase 8

nilai gaya

ang datar pa

rhitungan n

ilai gaya pad

berjalan dap

gaya pada ang tidak men

nunjukkan p

l maupun k

etic endoskel

atau pensej

ic mempuny

Ank

pada anklej

ada delapan

nilai gaya pa

da ankle join

pat digambar

ankle joint dngalami pen

perbandingan

kaki prosthe

letal dengan

ajaran. Pad

yai nilai yan

le Normal An2631740284369252365240

Gay

ejoint dalam

n fase geraka

ada ankle jo

nt kaki norm

rkan dalam g

dengan komnsejajaran

n nilai gaya

tic saat berj

n komponen

da fase sta

ng lebih besa

nkle Prostheti32441225030121400346

a

m aktivitas

an berjalan

oint

al dan kaki

grafik pada

mponen

pada ankle

rjalan pada

n alignment

nce phase

ar daripada

ic


commit to user

IV-76

kaki normal, sedangkansaat kondisi swing phase nilai gaya pada ankle joint kaki

prosthetic mempunyai nilai yang lebih kecil daripada kaki normal.

4.3.4 Perhitungan Nilai Keseimbangan Momenpada Komponen Alignment

Adapter yang tidak Mengalami Pensejajaran

Nilai keseimbangan momen dihitung pada delapan fase gerakan berjalan

berdasarkan formulasi model biomekanika pada kaki normal dan kaki prosthetic.

Berikut perhitungan nilai keseimbangan gaya pada komponen alignment adapter

yang tidak mengalami pensejajaran

1. Fase 1

Perhitungan nilai momen pada gerakan berjalan fase initial contact,


• Kaki normal


menentukan besarnya momen yang terjadi pada anklejointsaat aktivitas

berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki normal pada fase

initial contact.

[ ]2'

11 )()( θθ Sin L Sin LR 21t += = [(0,38x sin 200) + (0,34 sin 110)]

= 0,167 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki normal

pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.19.

Tabel 4.19 Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki normal fase initial contact


1 Rs1 0.074

2 Rt1 0.167

3 Rb 0.195

4 Rt2 0.208

5 Rs2 0.304

6 Ra2 0.345

7 Rf1 0.032942

8 Rf2" 0.10023


commit to user

IV-77

Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.19), gaya berat segmen tubuh (tabel

4.16) dan gaya pada ankle joint (tabel 4.18) menjadi input dalam perhitungan

momen ankle joint kaki normal fase initial contact. Hasil perhitungan momen

pada ankle joint kaki normal berdasarkanpersamaan 4.3, sebagai berikut:

( ) ( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ⎥

⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

×−×

+×+×+×+×+×+×=

22"22

22221111111M

af

stbtsf

RFNARWF

RWSRWTRWBRWTRWSRWFA

[ ] 591,1114910326,473312839812141094312840 += ,+ +, + , +, + , + ,

= 0.239N.m

• Kaki prosthetic


menentukan besarnya momen yang terjadi pada ankle joint saat aktivitas

berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki prosthetic pada fase

initial contact.

( )[ ]343221 )( '' θθ SinLL Sin LRt ++= = [(0,147x sin 110) + (0.720x sin 120)]

= 0,178 m

Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki

prosthetic pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.20.

Tabel 4.20 Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact

Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.20), gaya berat segmen tubuh (tabel

4.16) dan gaya pada ankle joint (tabel 4.18) menjadi input dalam perhitungan

momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact. Hasil perhitungan


1 Ra1 0.345

2 Rs1 0.271

3 Rt1 0.178

4 Rb 0.150

5 Rt2 0.137

6 Rs2 0.040

7 Rf1' 0.13

8 Rf2 0.057694


commit to user

IV-78

momen pada ankle joint kaki prostheticberdasarkanpersamaan 4.4, sebagai

berikut:

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( ) ( ) ⎥

⎦

⎤⎢⎣

⎡

×−×−×

−×−×−×−×+×=

2222

1111'1122112MA

stb

tsffa

RWSRWTRWB

RWTRWSRWFRWFRFNA

⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡ −−−−−−=

570,0370,8877,62889,10140,7153,1283,0685,90 +

= -0.031 N.m

Rekapitulasi nilai keseimbangan momen pada ankle yang dihasilkan

pengguna prosthetic pada 8 fase gerakan berjalan ditampilkan pada tabel 4.21

Tabel 4.21 Rekapitulasi perhitungan nilai momen pada ankle joint dengan

komponen alignment adapter tanpa mengalami pensejajaran

Berdasarkan tabel4.21 komparasi nilai momen pada anklejointkaki normal dan

kaki prosthetic pada setiap fase gerakan berjalan dapat digambarkan dalam grafik

pada gambar 4.53.

Ankle Normal Ankle Prosthetic1 Heek Strike Fase 1 0.239 ‐0.0312 Loading Respone Fase 2 0.236 ‐0.0183 Mid Stance Fase 3 0.000 89.5684 Terminal Stance Fase 4 ‐0.313 0.0495 Pre Swing Fase 5 ‐0.554 0.0996 Initial Swing Fase 6 49.918 0.0007 Mid Swing Fase 7 66.760 0.0008 Terminal Swing Fase 8 0.316 ‐0.566

No FASE GaitMoment


commit to user

j

m

t

p

f

c

y

m

Gambar 4

Grafi

jointkaki no

menggunaka

tidak men

prostheticce

fase ke tiga,

cycle. Sedan

yang cukup

mengayun (s

4.53 Kompaalignmen

fik pada gam

ormal maup

an prosthetic

ngalami p

enderung stab

, namun kem

ngkan nilai

stabil pada f

swing phase

arasi nilai mnt adapterta

mbar 4.53 me

pun kaki p

c endoskelet

pensejajaran

bil pada awa

mbali menur

momen pad

fase berdiri

e).

momen padaanpa menga

enunjukkan k

prosthetic s

tal dengan k

. Nilai

al fase berdir

run dan nilai

da ankle jo

(stance phas

a ankle jointalami pensej

komparasi n

saat berjalan

komponenal

momenpad

ri dan mulai

inya stabil h

int kaki nor

se) dan mula

t dengan kojajaran

nilai momen

n pada bid

lignment ada

da ankle

i meningkat

hingga akhir

rmal mempu

ai meningka

omponen

pada ankle

dang datar

dapter yang

jointkaki

tajam pada

siklus gait

unyai nilai

at pada fase


commit to user

V-1

BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL

Analisis dan interpretasi hasil penelitian bertujuan untuk menjelaskan hasil

pengolahan data pada bab sebelumnya, sehingga hasil penelitian dapat diketahui

dengan lebih jelas. Analisis yang dilakukan menitikberatkan pada hasil rancangan

alignment adapter for prosthetic foot dan kajian biomekanika aktivitas berjalan

pengguna prosthetic kaki. Analisis pada hasil rancangan dilakukan untuk

mengetahui sejauh mana pengaruh komponen alignment adapter for prosthetic

foot dalam memberikan keseimbangan berjalan pada pemakai kaki prosthetic

bawah lutut. Analisis biomekanika dilakukan untuk mengetahui kontribusi dari

rancangan alignment adapter for prosthetic footdalam mendukung aktivitas

berjalan pengguna prosthetic.

5.1 ANALISIS RANCANGAN KOMPONEN ALIGNMENT ADAPTER FOR PROSTHETIC FOOT

Analisis yang dilakukan terhadap rancangan komponen alignment adapter

for prosthetic foot mencakup analisis terhadap desainmekanisme rancangandan

material kemudian analisis pengujian jalan komponen alignment adapter for

prosthetic foot.Analisis tersebut dimaksudkan untuk melihat seberapa jauh

keberhasilan dan kekurangan rancangan komponen alignment adapter for

prosthetic foot dalam mendukung aktifitas berjalan pengguna prosthetic kaki

bawah lutut.

5.1.1 Analisis Desain dan Material

Rancangankomponen alignment adapter for prosthetic foot merupakan

perwujudanterhadap kebutuhan pensejajaran sudut kontraktur sendi lutut pada

penderita amputasi bawah lutut. Rancangan alignment adapter for prosthetic foot

pada penelitian ini mengadaptasi sistim adjustment dalam mensejajarkan

komponen prosthetic terhadap sudut kontraktur kaki amputee.Penerapan gerakan

tilting dan sliding dikarenakan kedua gerak tersebut mampu mensejajarkan sudut

kontraktur kaki amputee agar sesuai dengan kaki normal.

Gerakan yang diakomodasi dalam rancangan tersebut yaitu gerakan tilting

sebesar maximal 10° kearah anteroposterior dan kearah mediolateral.Dengan


commit to user

g

d

f

b

k

G

t

k

u

p

p

s

p

m

P

a

m

k

s

y

b

gerakan slid

dan 27 mm k

for prostheti

berubah dal

komponen p

Gambar 5.1

Pada

terhadap am

kontraktur

untuk menye

prosthetic fo

pergeseran d

Hasi

software so

proses perm

menghasilka

Penggunaan

adapter for p

merupakan

ketahanan y

streght yang

yang baik d

berjalan. Si

ding dengan

kearah anter

ic footmamp

lam periode

penyusun kak

1Aplikasi pfoot

a aplikasi pe

mputee kebu

stump sebes

eimbangkan

ootpada gera

dikarenakan

l rancangan

lidwork 200

mesinan CNC

an desain

n material du

prosthetic fo

perpaduan

yang baik da

g cukup ting

dalam mene

ifat materia

pergeseran

roposteriorK

pu mengatas

e waktu ter

ki prosthetic

enerapan k

nerapan ko

utuhan gera

sar 7° flexio

n garis beban

akan sliding

stump dari s

n 3D alignm

04 yang tel

C dengan t

n rancangan

uralium alloy

oot memberi

antara bebe

alam mener

ggi menyeba

erima tekan

al yang rin

V-2

maximal se

Kemampuan

si perubahan

rtentu tanpa

c seperti pad

komponen a

omponen alig

akan tilting

ondengan sli

n. Sedangkan

g dan tilting

sisi lateral te

ment adapter

lah diwujud

toleransi pro

n sesuai d

y sebagai bah

ikan keuntun

erapa logam

rima beban.

abkan materi

nan sehingga

ganmemberi

ebesar 23mm

dari kompo

n sudut kontr

a harus men

a kaki prosth

alignment a

gnment adap

sebesar 7°

iding kearah

n komponen

g dari sisi la

erposisi norm

r for prosthe

dkan dalam

oses permes

dengan dim

han pembuat

ngan bagi am

m yang mem

Sifat logam

ial tersebut

a aman dig

ikan keuntu

m kearah m

onen alignme

raktur sendi

ngganti bag

hetic konven

adapter for

pter for pros

untuk men

h anterior se

n alignment a

ateral tidak m

mal.

etic foot me

bentuk nya

sinan 0.1mm

mensi ranca

t komponen

mputee. Dura

mpunyai kek

m yang mem

mempunyai

gunakan pad

ungan bagi

ediolateral

ent adapter

lutut yang

gian-bagian

nsional.

prosthetic

sthetic foot

nyesuaikan

ejauh 5mm

adapter for

mengalami

nggunakan

ata dengan

m sehingga

angan 3D.

alignment

alium alloy

kuatan dan

miliki yield

ketahanan

da aktifitas

pengguna


commit to user

V-3

prosthetickarena dengan berat prosthetic yang ringan memudahkan dalam

penggunaanya.

Penggunaan material duralium alloy juga tidak terlepas dari permasalahan.

Sifat logam yang lunak mudah sekali mengalami keausan ketika di lakukan

adjustment yang dilakukan berulang ulang sehingga mengakibatkan penguncian

tidak maksimal. Hal tersebut menimbulkan bunyi akibat adanya kelonggaran,

Gambar 5.2Ulir dalam terkikis pada komponen alignment adapter for prosthetic foot

Ulir dalam yang terkikis mengakibatkan baut pengunci mengalami

pergeseran atau kelonggaran meskipun sudah dikencangkan dengan kuat. Hal

tersebut berpengaruh terhadap kestabilan socket adapter saat dipakai pengguna

prosthetic baik berjalan atau hanya berdiri. Ketika di pakai pada bagian socket

adapterprosthetic menimbulkan bunyi dan terdapat kelonggaran akibat baut

pengunci yang bergeser.

Alternatif untuk mengatasi permasalahan tentang keausan ulir dalam

dengan mempertahankan pemakaian material duralium alloy adalah dengan

pemasangan helicoil.


commit to user

V-4

Gambar 5.3Helicoil

Helicoilmerupakan piranti terbuat dari baja berfungsi sebagai pengganti

ulir yang aus atau terkikis. Dengan adanya piranti ini pengikisan ulir dalam akibat

proses adjustment yang dilakukan secara berulang ulang bisa dikurangi.

5.1.2 Analisis Uji Jalan Komponen Alignment Adapter for Prosthetic Foot

Tahap pengujian komponenalignment adapter for prosthetic foot dengan

analisis biomekanika diawali dengan pengambilan gambar pada delapan fase

gerakan. Tahap pengambilan gambar bertujuan untuk mendapatkan penentuan

free body diagram yang merupakan representasi pola gerakan kaki saat

melakukan aktifitas berjalan. Pengambilan data pada satu fase gerakan terdiri

dari beberapa capture atau gambar.

Pemilihan data atau capture sangat mempengaruhi hasil dari penelitian.

Hasil pemilihan capture merupakan data pedoman dalam menentukan nilai gaya

dan moment. Kesalahan dalam menentuan capture sangat mungkin terjadi karena

pengambilan data dilakukan dengan video recorder pada posisi diam.

Keterbatasan alat dalam pengambilan gambar capture atau video jalan

pengguna prosthetic mempengaruhi hasil penelitian. Fitur video recorder yang

digunakan dalam pengambilan data tidak dilengkapi dengan sensor

gerarak.Proses recording dilakukan secara static sehingga sudut yang terbentuk

pada sendi kaki tidak terekam dengan benar.

Resolusi video recorder yang digunakan dalam penelitian hanya mampu

mengambil 10 frame dalam 1 detik. Keterbatasan video recorder mengakibatkan

terjadi efek slow motion saat fase mengayun. Gambar terlihat kurang jelas


commit to user

V-5

sehingga mempersulit dalam penentuan free body diagramatau sudut yang

terbentuk dari sendi kaki.

5.2 ANALISIS BIOMEKANIKA PADA AKTIVITAS BERJALAN

PENGGUNA PROSTHETIC

Penelitian dilakukan pada aktifitas berjalan pengguna prosthetic. Kajian

biomekanika melalui konsep static equilibrium diturunkan dalam tiap fase

gerakan dalam gait cycle. Penentuan fase gerakan didasarkan dari karakteristik

yang terbentuk dari setiap gerakan berjalan, mengacu pada siklus gerakan berjalan

(gait cycle) dari Whittle (2007). Berdasarkan hal tersebut diperoleh delapan fase

gerakan yang terbentuk dalam satu gait cycle. Analisis yang dilakukan pada

gerakan berjalan pada bidang datar hanya difokuskan pada komparasi nilai gaya

dan momenyang terjadi di ankle joint kaki normal maupun kaki prosthetic pada

komponen alignment adapter yang mengalami pensejajaran dan komponen

alignment adapteryang tidak mengalami pensejajaran. Tujuannya untuk lebih

mengetahui kontribusi alignment adapter for prosthetic footdalam menunjang

aktifitas berjalan pengguna prosthetic. Analisis terhadap kemampuan alignment

adapter for prosthetic foot pada gerakan berjalandilakukan dengan

membandingkan gerakan kaki antar fase yang menunjukkan karakteristik gerakan

yang samapada komponen alignment adapter yang mengalami pensejajran dan

tidak mengalami pensejajaran.

5.2.1 Analisis Biomekanik pada Komponen Alignment Adapter Mengalami Pensejajaran

Hasil komparasi nilai gaya dan momenyang terjadi di ankle joint kaki

normal maupun kaki prosthetic pada komponen alignment adapter for prosthetic

foot dengan mengalami pensejajaran sebagai perbandingan sejauhmana kontribusi

komponen alignment adapter for prosthetic foot dalam menunjang aktifitas

berjalan di bandingkan dengan komponen alignment adapter for prosthetic foot

tanpa mengalami pensejajaran. Komparasi nilai gaya dan momen antar fase

berjalan, sebagai berikut:


commit to user

V-6

1. Fase 1: Initial Contact dengan Fase 4: Terminal stance pada komponen

alignment adapter mengalami pensejajaran

Gerakan kaki normal pada fase terminal stance mempunyai kemiripan

pola gerakan dengan kaki prosthetic pada fase initial contact.Ankle joint pada kaki

normal maupun prosthetic di kedua fase tersebut berada dalam posisi

plantarflexion dan berperan sebagai tumpuan kaki untuk memulai pergerakan kaki

ke depan. Begitu pula pola gerakan kaki normal pada fase initial contact

mempunyai kemiripan dengan gerak kaki prosthetic pada fase terminal stance.

Ankle joint pada kaki normal dan kaki prosthetic di kedua fase tersebut berada

dalam posisi dorsiflexion sebagai usaha untuk membantu pergerakan kaki ke

depan.

Berdasarkan hasil perhitungan kajian biomekanika static equilibrium pada

aktivitas berjalan pengguna prosthetic diperoleh nilai gaya dan momen pada ankle

joint kaki normal maupun prosthetic di setiap fase gerakan berjalan. Komparasi

nilai gaya dan momen pada ankle joint digunakan untuk mengetahui

keseimbangan antara kaki normal dengan kaki prosthetic. Adapun komparasi nilai

gaya dan momen pada ankle joint antara fase initial contact dan terminal

stance, terdapat dalam gambar 5.4.

Gambar 5.4 Komparasi nilai gaya dan momen antara fase initial contact dan terminal stance pada komponen alignment adapter mengalami pensejajaran

Gaya yang terjadi pada bagian ankle joint merupakan gaya reaksi akibat

aksi pembebanan pada ankle joint yang berasal dari gaya berat segmen

tubuh..Dari hasil komparasi pada gambar 5.4 dapat dilihat bahwa gaya yang


commit to user

V-7

terjadi pada ankle joint kaki prosthetic di fase initial contact lebih besar

dibandingkan ankle joint kaki normal di fase terminal stance. Gaya yang ditopang

oleh ankle joint kaki prostheticsebesar 295 N sedangkan pada ankle joint kaki

normal sebesar 273 N. Gaya yang ditopang ankle joint kaki prosthetic lebih besar

dikarenakan sudut yang terbentuk antara kaki normal dan prosthetic pada fase

initial contact lebih besar dibanding sudut yang terbentuk pada fase terminal

stance. Sudut gerakan kaki tersebut menyebabkan nilai lengan momen gaya berat

segmen tubuh menjadi lebih besar yang akhirnya mempengaruhi besarnya gaya

yang terjadi pada ankle joint.

Selanjutnya untuk gerakan kaki normal pada fase initial contact yang

memiliki kesamaan gerak dengan kaki prosthetic fase terminal stance, besar gaya

yang terjadi pada ankle joint kaki prostheticjauh lebih besar dibandingkan gaya

pada kaki normal. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar

313N sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 293N. Pada fase terminal

stance, gaya yang harus ditopang ankle joint lebih besar dikarenakan gerakan kaki

prosthetic lebih menjauhi sumbu tubuh dibandingkan kaki normal sehingga sudut

gerakan kaki yang dihasilkan juga besar. Besar sudut mempengaruhi panjang

lengan momen yang dihasilkan gaya berat segmen tubuh.

Pada gambar 5.4 terlihat pula komparasi nilai momen pada ankle joint.

Pada kaki prosthetic fase initial contact nilai momen yang dihasilkan ankle joint

hampir sama dengan nilai momen yang dihasilkan ankle joint pada kaki normal

fase terminal stance. Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar -0.003

N.m sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal sebesar -0.208

N.m.Nilai momen sebesar -0,003 N.m pada ankle joint kaki prosthetic

mengindikasikan bahwa pada faseinitial contact,ankle joint tidak melakukan

pergerakanuntuk mendukung gerakan tumit kaki yang menjadi tumpuan tubuh

untuk mulai melangkah pada permukaan landasan. Hal serupa juga terjadi pada

kaki normal fase terminal stance, nilai momen tidak berbeda jauh dengan ankle

joint kaki prosthetic karena pada fase tersebutgerak ankle joint dibatasi untuk

mendukung tumit yang menjadi tumpuan.

Komparasi nilai momen pada kaki normal fase initial contact dengan kaki

prosthetic fase terminal stance menunjukkan perbedaan yang terlalu


commit to user

V-8

signifikan.Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar -0,496 N.m

sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal sebesar -0.028 N.m.

Berdasarkan nilai momenankle joint kaki normal fase initial contact dapat

diindikasikan bahwa ankle joint pada fase tersebut tidak melakukan pergerakan

dan berada pada posisi netral untuk membantu menopang berat tubuh akibat

pengguna prosthetic yangbelum mampu beradaptasi secara baik dengan prosthetic

kaki yang digunakannya.Sementara itu pada kaki prosthetic fase terminal stance,

pergerakan dari tubuh pengguna yang sedikit condong ke depan mengakibatkan

ankle joint melakukan sedikit gerak dorsiflexion dengan nilai momen sebesar -

0.496 N.m.

2. Fase 2: Loading Respone dengan Fase 5: Pre Swing

Gerakan kaki normal pada fase loading respone mempunyai kemiripan

pola gerakan dengan kaki prosthetic pada fase pre swing.Ankle joint pada kaki

normal maupun prosthetic di kedua fase tersebut berada dalam posisi

plantarflexion dan tumpuan kaki berada di jari kaki (toe). Begitu pula pola

gerakan kaki normal pada fase pre swing mempunyai kemiripan dengan gerak

kaki prosthetic pada fase loading respone. Ankle joint pada kaki normal dan kaki

prosthetic di kedua fase tersebut berada dalam posisi flat atau melakukan kontak

penuh dengan permukaan bidang datar sebagai tumpuan tubuh sebagai akibat

pergerakan kaki ke depan.






gaya dan momen pada ankle joint antara faseloading respone dan pre swing,

terdapat dalam gambar 5.5.


commit to user

V-9

Gambar 5.5Komparasi nilai gaya dan momen antara fase Loading Responedengan Pre Swing


aksi pembebanan pada ankle joint yang berasal dari gaya berat segmen tubuh..

Dari hasil komparasi pada gambar 5.5 dapat dilihat bahwa gaya yang terjadi pada

ankle joint kaki prosthetic di fase loading responetidak jauh berbeda dengan nilai

gaya pada ankle joint kaki normal di fase pre swing. Gaya yang ditopang oleh

ankle joint kaki prosthetic sebesar 344N sedangkan pada ankle joint kaki normal

sebesar 343N.Gayapada kaki prosthetic fase loading respone besar dikarenakan

kakiprosthetic mendorong sebagian berat tubuhnya pada kaki prosthetic.

Sementara itu yang ditopang ankle joint kaki normalpada fase pre swing lebih

kecildikarenakan pada fase tersebut kaki normal memberikan peran menjadi

tumpuan akibat tubuh yang akanbergerak ke depan. Selain itu, kaki prosthetic

pada fase pre swing dalam posisi memberikan dorongan sehingga beban kaki

dipindahkan ke kaki normal sebagai tumpuan gerak.

Selanjutnya untuk gerakan kaki normal pada fase loading respone yang

memiliki kesamaan gerak dengan kaki prosthetic fase pre swing, besar gaya yang

terjadi pada ankle joint kaki prosthetic jauh lebih besar dibandingkan gaya pada

kaki normal. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar 241 N

sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar242N. Pada fase loading respone,

gaya yang harus ditopang ankle jointkaki prostheticlebih besar dikarenakan

gerakan kaki prosthetic lebih menjauhi sumbu tubuh dibandingkan kaki normal

sehingga sudut gerakan kaki yang dihasilkan juga besar. Besar sudut

mempengaruhi panjang lengan momen yang dihasilkan gaya berat segmen tubuh.


commit to user

V-10




fase terminal stance. Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar -0,260

N.m sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal sebesar -0,187N.m.

Nilai momen sebesar -0,260 N.m pada ankle joint kaki prosthetic

mengindikasikan bahwa pada fase initial contact, ankle joint tidak melakukan

pergerakan untuk mendukung gerakan tumit kaki yang menjadi tumpuan tubuh



joint kaki prosthetic karena pada fase tersebut gerak ankle joint dibatasi untuk

mendukung tumit yang menjadi tumpuan kaki sekaligus sebagai peredam

guncangan (shock absorption) akibat gerakan extension dari lutut kaki.

Komparasi nilai momen pada kaki normal fase loading respon dengan kaki

prosthetic fase pre swingmenunjukkan perbedaan yang tidak terlalu signifikan.

Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar -0,029 N.m sedangkan nilai

momen pada ankle joint kaki normal sebesar -0,031 N.m. Berdasarkan nilai

momen ankle joint kaki normal fase loading respondapat diindikasikan bahwa

ankle joint pada fase tersebut tidak melakukan pergerakan untuk membantu

menopang berat tubuh akibat pengguna prosthetic yang belum mampu beradaptasi

secara baik dengan prosthetic kaki yang digunakannya.

3. Fase 3: Mid Stance dengan Fase 7: Mid Swing

Gerakan kaki normal pada fase mid stance mempunyai kemiripan pola

gerakan dengan kaki prosthetic pada fase mid swing.Ankle joint pada kaki normal

maupun prosthetic di kedua fase tersebut berada dalam posisi mengayun dan tidak

memiliki peran sebagai tumpuan kaki. Begitu pula pola gerakan kaki normal pada

fase mid stance mempunyai kemiripan dengan gerak kaki prosthetic pada fase mid

swing. Ankle joint pada kaki normal dan kaki prosthetic di kedua fase tersebut

berada dalam posisi flat sebagai tumpuan utama beban tubuh.





commit to user

V-11



gaya dan momen pada ankle joint antara fase mid stancedan mid swing, terdapat

dalam gambar 5.6.

Gambar 5.6Komparasi nilai gaya dan momen antara fase midstance dan midswing


aksi pembebanan pada ankle joint yang berasal dari gaya berat segmen tubuh.

Nilai gaya pada ankle joint dipengaruhi oleh gaya berat segmen tubuh (W), sudut

gerakan kaki (θ) dan lengan momen (r) dari gaya berat tiap segmen tubuh. Dari

hasil komparasi pada gambar 5.6 dapat dilihat bahwa gaya yang terjadi pada ankle

joint kaki prosthetic di fase mid stance lebih besar dibandingkan ankle joint kaki

normal di fase mid swing. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic

sebesar 303 N sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 285 N. Gaya yang

ditopang ankle joint kaki prosthetic lebih besar dikarenakan beban tubuh ditopang

sepenuhnya oleh kakiprosthetic pada fase mid stancejauh lebih besar dibanding

gaya yang terbentuk pada fase mid swing.

Selanjutnya untuk gerakan kaki normal pada fase mid stanceyang memiliki

kesamaan gerak dengan kaki prosthetic fase mid swing, besar gaya yang terjadi

pada ankle joint kaki normal adalah sama. Gaya yang ditopang oleh ankle joint

kaki prostheticdanankle joint kaki normal sebesar 0 N dikarenakan pada kedua

fase ini posisi ankle joint mengayun sehinngga terbebas dari tumpuan beban

tubuh.


commit to user

V-12

Pada gambar 5.6 terlihat pula komparasi nilai momen pada ankle

joint.Pada kaki prosthetic fase midstance nilai momen yang dihasilkan ankle joint

lebih besar dengan nilai momen yang dihasilkan ankle joint pada kaki normal fase

mid swing yaitu memiliki nilai momen besar. Nilai momen pada ankle joint kaki

prosthetic sebesar 62,7 N.m sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal

sebesar 22,7N.m. Nilai momen pada ankle joint kaki prostheticdan ankle normal

mengindikasikan bahwa pada fase mid stance dan fase mid swing, ankle joint

berperan tunggal melakukan pergerakan untuk mendukung gerakan tumit kaki

yang menjadi tumpuan tubuh. Hal serupa tidak terjadi pada kaki normal fase mid

swing danankle joint kaki prosthetic pada fase mid stance dikarenakan ankle pada

posisi mengayun dengan nilai momen 0Nm. Nilai gaya tersebut mengindikasikan

bahwa ankle joint tidak menopang beban tubuh karena posisi kaki berada di atas

permukaan bidang datar dan dalam keadaan mengayun.

5.2.2 Analisis Biomekanik pada Komponen Alignment Adapter tanpa mengalami Pensejajaran Hasil komparasi nilai gaya dan momenyang terjadi di ankle joint kaki

normal maupun kaki prosthetic pada komponen alignment adapter for prosthetic

foot tanpa mengalami pensejajaran sebagai perbandingan sejauh mana kontribusi

komponen alignment adapter for prosthetic foot dengan mengalami pensejajaran

dalam menunjang aktifitas berjalan. komponenalignment adapter for prosthetic

foot tanpa mengalami pensejajaran di asumsikan mewakili prosthetic konventional

yang tidak memiliki komponen alignment.Komparasi nilai gaya dan momen antar

fase berjalan, sebagai berikut:

1. Fase 1: Initial Contact dengan Fase 4: Terminal stance pada komponen alignment adapter mengalami pensejajaran






gaya dan momen pada ankle joint antara fase initial contact dan terminal

stance, terdapat dalam gambar 5.7.


commit to user

V-13

Gambar 5.7 Komparasi nilai gaya dan momen antara fase initial contact dan terminal stance pada komponen alignment adapter tanpa mengalami pensejajaran




ankle joint kaki prosthetic di fase initial contact lebih besar dibandingkan ankle

joint kaki normal di fase terminal stance. Gaya yang ditopang oleh ankle joint

kaki prosthetic sebesar 324 N sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 284

N. Gaya yang ditopang ankle joint kaki prosthetic lebih besar dikarenakan sudut

yang terbentuk antara kaki normal dan prosthetic pada fase initial contact lebih

besar dibanding sudut yang terbentuk pada fase terminal stance. Sudut gerakan

kaki tersebut menyebabkan nilai lengan momen gaya berat segmen tubuh menjadi

lebih besar yang akhirnya mempengaruhi besarnya gaya yang terjadi pada ankle

joint.

Selanjutnya untuk gerakan kaki normal pada fase initial contact yang

memiliki kesamaan gerak dengan kaki prosthetic fase terminal stance, besar gaya

yang terjadi pada ankle joint kaki prosthetic jauh lebih besar dibandingkan gaya

pada kaki normal. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar

301N sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 263N. Pada fase terminal

stance, gaya yang harus ditopang ankle joint lebih besar dikarenakan gerakan kaki

prosthetic lebih menjauhi sumbu tubuh dibandingkan kaki normal sehingga sudut

gerakan kaki yang dihasilkan juga besar. Besar sudut mempengaruhi panjang

lengan momen yang dihasilkan gaya berat segmen tubuh.


commit to user

V-14




fase terminal stance. Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar -0.031

N.m sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal sebesar -0.313 N.m.

Nilai momen sebesar -0,031 N.m pada ankle joint kaki prosthetic

mengindikasikan bahwa pada fase initial contact, ankle joint tidak melakukan




joint kaki prosthetic karena pada fase tersebut gerak ankle joint dibatasi untuk


guncangan (shock absorption).

Komparasi nilai momen pada kaki normal fase initial contact dengan kaki

prosthetic fase terminal stance menunjukkan perbedaan yang tidak terlalu

signifikan. Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar 0,049 N.m

sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal sebesar 0.239 N.m.

Berdasarkan nilai momen ankle joint kaki normal fase initial contact dapat

diindikasikan bahwa ankle joint pada fase tersebut melakukan pergerakan dan

membantu menopang berat tubuh. Sementara itu pada kaki prosthetic fase

terminal stance, pergerakan dari tubuh pengguna yang sedikit condong ke depan

mengakibatkan ankle joint melakukan sedikit gerak dorsiflexion dengan nilai

momen sebesar 0,049 N.m.

2. Fase 2: Loading Respone dengan Fase 5: Pre Swing






gaya dan momen pada ankle joint antara faseloading respone dan pre swing,

terdapat dalam gambar 5.8.


commit to user

V-15

Gambar 5.8 Komparasi nilai gaya dan momen antara fase loading respone dan pre swing




ankle joint kaki prosthetic di fase loading respone tidak jauh berbeda dengan

nilai gaya pada ankle joint kaki normal di fase pre swing. Gaya yang ditopang

oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar 412N sedangkan pada ankle joint kaki

normal sebesar 369N.Gayapada kaki prosthetic fase loading respone besar

dikarenakan kaki prosthetic mendorong sebagian berat tubuhnya pada kaki

prosthetic. Sementara itu yang ditopang ankle joint kaki normal pada fase pre

swing lebih kecil dikarenakan pada fase tersebut kaki normal memberikan peran

menjadi tumpuan akibat tubuh yang akan bergerak ke depan. Selain itu, kaki

prosthetic pada fase pre swing dalam posisi memberikan dorongan sehingga

beban kaki dipindahkan ke kaki normal sebagai tumpuan gerak.

Selanjutnya untuk gerakan kaki normal pada fase loading respone yang

memiliki kesamaan gerak dengan kaki prosthetic fase pre swing, besar gaya yang

terjadi pada ankle joint kaki prosthetic jauh lebih besar dibandingkan gaya pada

kaki normal. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar 214 N

sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 174 N. Pada fase loading

respone, gaya yang harus ditopang ankle joint kaki prosthetic lebih besar

dikarenakan gerakan kaki prosthetic lebih menjauhi sumbu tubuh dibandingkan

kaki normal sehingga sudut gerakan kaki yang dihasilkan juga besar. Besar sudut

mempengaruhi panjang lengan momen yang dihasilkan gaya berat segmen tubuh.


commit to user

V-16


Pada kaki prosthetic fase loading responet nilai momen yang dihasilkan ankle

joint hampir sama dengan nilai momen yang dihasilkan ankle joint pada kaki

normal fase pre swing. Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar

-0,018 N.m sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal sebesar -

0,554N.m. Nilai momen sebesar -0,018 N.m pada ankle joint kaki prosthetic

mengindikasikan bahwa pada fase loading respon, ankle joint tidak melakukan



kaki normal fase pre swing, nilai momen tidak berbeda jauh dengan ankle joint

kaki prosthetic karena pada fase tersebut gerak ankle joint dibatasi untuk


guncangan (shock absorption).

Komparasi nilai momen pada kaki normal fase loading respon dengan kaki

prosthetic fase pre swing menunjukkan perbedaan yang tidak terlalu signifikan.

Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic sebesar 0,099 N.m sedangkan nilai

momen pada ankle joint kaki normal sebesar 0,236 N.m. Berdasarkan nilai

momen ankle joint kaki normal fase loading respon dapat diindikasikan bahwa

ankle joint pada fase tersebut tidak melakukan pergerakan untuk membantu

menopang berat tubuh akibat pengguna prosthetic yang belum mampu beradaptasi

secara baik dengan prosthetic kaki yang digunakannya. Sementara itu pada kaki

prosthetic fase pre swing, pergerakan dari tubuh pengguna yang sedikit condong

ke depan mengakibatkan ankle joint melakukan sedikit gerak dorsiflexion dengan

nilai momen sebesar 0,099N.m untuk mengimbangi berat tubuh pengguna

prosthetic.

3. Fase 3: Mid Stance dengan Fase 6: Mid Swing







commit to user

V-17

gaya dan momen pada ankle joint antara fase mid stance dan mid swing, terdapat

dalam gambar 5.9.

Gambar 5.9 Komparasi nilai gaya dan momen antara fase midstance dan midswing


aksi pembebanan pada ankle joint yang berasal dari gaya berat segmen tubuh.

Nilai gaya pada ankle joint dipengaruhi oleh gaya berat segmen tubuh (W), sudut

gerakan kaki (θ) dan lengan momen (r) dari gaya berat tiap segmen tubuh. Dari

hasil komparasi pada gambar 5.9 dapat dilihat bahwa gaya yang terjadi pada ankle

joint kaki prosthetic di fase mid stancesama besar denganankle joint kaki normal

di fase mid swing. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar

250 N sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 252 N. Gaya yang

ditopang ankle joint kaki prostheticsama besar dikarenakan beban tubuh ditopang

sepenuhnya pada kakiprostheticpada fase mid stancedan kaki normalpada fase

mid swing.

Selanjutnya untuk gerakan kaki normal pada fase mid stance yang

memiliki kesamaan gerak dengan kaki prosthetic fase mid swing, besar gaya yang

terjadi pada ankle joint kaki normal jauh lebih besar dibandingkan gaya pada kaki

prosthetic. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar 0 N

sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 0 N.


Pada kaki prosthetic fase midstance nilai momen yang dihasilkan ankle joint


fase mid swing yaitu memiliki nilai momen besar. Nilai momen pada ankle


commit to user

V-18

jointkaki prosthetic sebesar 89,6 N.m sedangkan nilai momen pada ankle joint

kaki normal sebesar 49,9 N.m. Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic dan

ankle normal mengindikasikan bahwa pada fase mid stance dan fase mid swing,

ankle joint berperan tunggal melakukan pergerakan untuk mendukung gerakan

tumit kaki yang menjadi tumpuan tubuh. Hal serupa tidak terjadi pada kaki normal

fase mid swing dan ankle joint kaki prosthetic pada fase mid stance dikarenakan

ankle pada posisi mengayun dengan nilai momen 0Nm.

5.3 INTEPRESTASI HASIL

Rancangan alignment adapter for prosthetic foot pada penelitian ini

menerapkan mekanisme gerakan sliding dan tilting untuk mengatasi sudut

kontraktur sendi lutut. Gerakan yang diakomodasi dalam rancangan tersebut yaitu

gerakan tilting sebesar 10° kearah anteroposterior dan kearahmediolateral dengan

gerakan sliding dengan pergeseran sebesar 23mm kearah mediolateral dan 27mm

kearah anteroposterior. Kemampuan dari komponen alignment adapter for

prosthetic footmampu mengatasi perubahan sudut kontraktur sendi lutut yang

berubah dalam periode waktu tertentu tanpa harus mengganti bagian-bagian

komponen penyusun kaki prosthetic seperti pada kaki prosthetic konventional.

Masih terdapat kelemahan pada perancangan komponen alignment adapter

for prosthetic foot pada penelitian ini seperti sifat material durallium alloy yang

lunak mudah sekali mengalami goresan ketika di lakukan adjustment pada

pemakaiannya, adjustment yang dilakukan berulang ulang menimbulkan

pengikisan di ulir dalam mengakibatkan penguncian tidak maksimal. Hal tersebut

menimbulkan bunyi akibat baut yang kelonggaran.Ulir dalam yang terkikis

mengakibatkan baut pengunci mengalami pergeseran atau kelonggaran meskipun

sudah dikencangkan dengan kuat. Hal tersebut berpengaruh terhadap kestabilan

socket adapter saat dipakai pengguna prosthetic baik berjalan atau hanya berdiri.

Ketika di pakai pada bagian socket adapterprosthetic menimbulkan bunyi dan

terdapat kelonggaran akibat baut pengunci yang bergeser.

Kajian biomekanik diwujudkan melalui penentuan formulasi nilai gaya

dan momen. Komparasi nilai gaya dan momen menjadi tolak ukur komponen

alignment adapter dalam memperbaiki pola berjalan pengguna prosthetic kaki

bawah lutut. Perbedaan yang tidak terlalu besar tersebut mengindikasikan bahwa


commit to user

V-19

komponen mampu mengimbangi gaya reaksi akibat pembebanan dari segmen

tubuh yang dihasilkan ankle joint kaki normal pada pergerakan kaki yang sama.

Hal tersebut menunjukan bahwa pada gerakan kaki yang sama pengguna

prosthetic mulai percaya pada kemampuan rancangan komponen alignment

adapter for prosthetic footdan berani menumpukan beban tubuh pada kaki

prosthetic.Hasil komparasi menunjukan bahwa antara ankle joint kaki normal dan

ankle joint kaki prosthetic dengan pensejajaran rata-rata perbedaan nilai keduanya

1,86N sedangkan hasil komparasi ankle joint kaki normal dan kaki prosthetic

tanpa pensejajaran rata-rataperbadaan nilai kedua gayaadalah 5,87N.

Pembebanan yang tidak terlalu besar pada komponen alignment adapter

for prosthetic footmengindikasikan bahwa prostheticdengan alignment adapter

for prosthetic foot mampu mengimbangi nilai moment dan gaya yang di hasilkan

ankle joint kaki normal dengan gerakan kaki yang sama. Hal tersebut menunjukan

pada gerakan kaki yang sama pengguna prosthetic mulai percaya dengan

kemampuan rancangan alignment adapter for prosthetic footdan berani

menumpukan beban tubuh pada kaki prosthetic.

Hasil komparasi nilai momen menunjukan bahwa antara ankle joint kaki

normal dan ankle joint kaki prosthetic dengan pensejajaran rata-rata perbedaan

nilai momen keduanya 5,6 Nm sedangkan hasil komparasi ankle joint kaki normal

dan kaki prosthetic tanpa pensejajaran rata-rata perbedaan nilai kedua momen

adalah 5,7Nm.

Pembebanan yang tidak terlalu besar pada komponen alignment adapter

for prosthetic foot mengindikasikan bahwa prosthetic dengan alignment adapter

for prosthetic foot mampu mengimbangi nilai moment yang di hasilkan ankle

joint kaki normal dengan gerakan kaki yang sama. Hal tersebut menunjukan pada

gerakan kaki yang sama pengguna prosthetic mampu menghasilkan gerakan yang

sama seperti yang dilakukan ankle joint kaki normal dalam mendukung gerakan

kaki saat aktifitas berjalan.


commit to user

VI-1

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

Bab ini membahas mengenai kesimpulan yang diperoleh dari hasil

penelitian dan saran untuk pengembangan penelitian lebih lanjut. Kesimpulan dan

saran dijelaskan pada sub bab berikut ini.

6.1 KESIMPULAN

Bagian kesimpulan merupakan jawaban atas tujuan dari penelitian yang

telah ditetapkan sebelumnya. Berdasarkan hasil pengolahan dan pengumpulan

data yang telah dilakukan maka dapat ditarik kesimpulan, sebagai berikut:

1. Alignment adapter for prosthetic footmengatasi sudut kontrakturstump

yangterjadi antara5° sampai dengan 10° flexion, 0° sampai dengan

5°abduction dan 5° sampai dengan 7°adduction besaran sudut kontraktur

diakomodasi komponen dalam penelitian ini dengan gerakan tilting sebesar

10° dan pensejajran komponen bagian-bagian prosthetic di akomodasi gerakan

sliding sebesar 27mm kearah anteroposterior dan 23mm kearah mediolateral.

Mekanisme pensejajaran dengan pergerakan sliding dan tiltingmampu

menjawab kebutuhan mensejajarkan sudut kontraktur.

2. Hasil kajian biomekanik pada ankle joint, baik kaki normal maupun kaki

prosthetic dapat diketahui bahwa rancangan alignment adapter for prosthetic

foot mampumengimbangi fungsi dari kaki normal terlihat pada nilai gaya dan

momenankle joint yang hampir seimbang padarancangan alignment adapter

for prosthetic footdengankomponen alignment mengalami pensejajaran dan

rata-rata nilai gaya dan momen sebesar 1,86 N dan 5,6 Nm.

6.2 SARAN

Saran perbaikan yang dapat diberikan dari hasil penelitian, sebagai berikut:

1. Penggunaan SACHfoot (solid ankle cushion heel) mempengaruhi besarnya

nilai komparasi gaya dan momen pada stance phasekhususnya fase initial

contact, fase loading respond dan terminal stance. Hilangnya fungsi plantar

flexion dan dorsi flexion pada akle jointmenyebabkan telapak kaki tidak dapat

kontak penuh dengan lantai saat fase initial contact, fase loading respond dan


commit to user

VI-2

terminal stance. Untuk meningkatkan hasil perbaikan berjalan penelitian

selanjutnya diharapkan komponen Alignment adapter for prosthetic foot di

padukan dengan single axis ankle foot.

2. Penggunaan material duralium alloy juga tidak terlepas dari permasalahan.

Sifat logam yang lunak mudah sekali mengalami keausan ketika di lakukan

adjustment yang dilakukan berulang ulang sehingga mengakibatkan

penguncian tidak maksimal. Alternatif untuk mengatasi permasalahan

tentang keausan ulir dalam dengan mempertahankan pemakaian material

duralium alloy adalah dengan pemasangan helicoil.

.


commit to user

DAFTAR PUSTAKA

Amputee Coalition of America.2008.Prosthetic feet [online].Tersedia di

www.amputee-coalition.org [1 Maret 2010]

Andrian, Marlene and John Cooper, 1981, Biomechanics of Human Movement,

Brown and Benchmark, Iowa.

Ariesta A.B. 2011. PengembanganRancangandanKajianBiomekanika Ankle Joint

Sistem Double Axis PadaPenggunaan Prosthetic

AtasLututEndoskeletal.Skripsi Strata 1.JurusanTeknikIndustri,

Fakultasteknik, UniversitasSebelasMaret Surakarta.

Chaffin, D.B., and Anderson G.B.J., 1991, Occupational Biomechanics, John

Wiley and Sons Inc, New York.

Hall SJ, 1999, Basic Biomechanic 3rd Edition. India: McGraw Hill

Handicap International,

2006,PetunjukdanPelaksanaanPraktikKlinikBagiMahasiswa Prodi OP

Poltekkes Surakarta, Poltekkes Surakarta, Surakarta.

Herdiman L, Susmartini S, Damayanti RW, Aisyati A. 2008.

PengembanganKarakteristikProthese Kaki JenisAbove Knee Prothese

(AKP) denganBerbantu Computer Aided Engineering (CAE). Proceeding

National Conference on applied Ergonomic 2008.Halaman 54-59. ISBN:

(978-979-18304-0-9.

Lohat AS. 2009. GudangIlmuFisikaDasar-Torsi Alias Momen Gaya [online], 12

paragraf. Tersedia di www.gurumuda.com [17 Maret 2010].

May J. B. EdD.PT. FAPTA., 1996, Amputation and Prosthetic, Department of

Physical Therapy, Georgia.

Radcliffe C. W and Foort J., 1961, The Patelar Tendon Bearing Below Knee

Prosthesis, School of Medicine University of California, San Francisco.

Staff Prosthetics and Orthotics, 1990, Lower Limb Prosthetics, New York

University Medical Center, New York.

perbaikan pola berjalanamputee bawah lutut

Documents