PERBAIKAN POLA BERJALANAMPUTEE BAWAH LUTUT DENGAN MENGGUNAKANALIGNMENT ADAPTER FOR PROSTHETIC FOOT BERDASARKANSTATIKA BIOMEKANIKA

Transkripsi

1 PERBAIKAN POLA BERJALANAMPUTEE BAWAH LUTUT DENGAN MENGGUNAKANALIGNMENT ADAPTER FOR PROSTHETIC FOOT BERDASARKANSTATIKA BIOMEKANIKA Skripsi SebagaiPersyaratanMendapatGelarSarjanaTeknik MUCHAMMAD WENDY DARMAWAN I0859 JURUSAN TEKNIK INDUSTRI FAKULTAS TEKNIK UNIVERSITAS SEBELAS MARET SURAKARTA 0

2 LEMBAR PENGESAHAN Judul Skripsi : PERBAIKAN POLA BERJALANAMPUTEE BAWAH LUTUT DENGAN MENGGUNAKAN ALIGNMENT ADAPTER FOR PROSTHETIC FOOT BERDASARKAN STATIKA BIOMEKANIKA Ditulis oleh: MUCHAMMAD WENDY DARMAWAN I0859 Mengetahui, Dosen Pembimbing I Dosen Pembimbing II IlhamPriadythama, ST, MTRetnoWulanDamayanti, ST, MT NIP NIP Pembantu Dekan I Fakultas Teknik UNS Ketua JurusanTeknikIndustri FakultasTeknik UNS KusnoAdiSambowo, ST,Ph.D Dr. CucukNurRosyidi, ST, MT NIP NIP

3 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 :. 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. Kusno Adi Sambowo, ST, Ph.D selaku Pembantu Dekan I Fakultas Teknik Universitas Sebelas Maret Surakarta.. 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.

4 9. Dek Retno Kumoro yang tak bosan dan tak lelah menyemangati saya untuk menyelesaikan TA ini. 0. Mbak Avi Meilawati dan Mas Trisna Tirtana. Terimakasih motivasinya.. Teman-teman Teknik Industri Transfer 008: 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. 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 0 Penulis

5 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-. Latar Belakang... I-. Perumusan Masalah... I-4. Tujuan Penelitian... I-4.4 Manfaat Penelitian... I-4.5 Batasan Masalah... I-4.6 Asumsi Penelitian... I-5.7 Sistematika Penulisan... I-5 BAB II TINJAUAN PUSTAKA... II-.... Amputas i... omekanik Below Knee Prosthetic... II-.... Prostheti c KakiBawahLutut... II-.. Prosthetic kaki bawahlutut... II-.... Alignme nt Below Knee Prosthetic... II-5.. Bench alignment/ alignment plumb line... II-5.. Static alignment... II-6.. Dynamic alignment... II PrinsipBi II-8

6 .4. Prinsip-prinsipmekanik... II-8.4. Tingkat berjalan normal... II Analisis GerakanSaatBerjalan... II Momen GerakanTubuh... II Penelitia nsebelumnya... II-0 BAB III METODOLOGIPENELITIAN... III-. Identifikasi Permasalahan... III-.. Latarbelakangmasalah... III-.. Perumusanmasalah... III-.. Tujuandanmanfaatpenelitian... III-..4 Studiliteraturdanstudiobservasi... III-..5 IdentifikasiAwalPerancangan... III-4. TahapPengumpulandanPengolahan Data... III-4.. PerancanganKomponenAligment Adapter DenganSolidwork III-5.. Proses ManufakturRancanganAlignment Adapter ProstheticDalamProdukNyata... III-5.. FabrikasiRancanganAlignment Adapter Prosthetic III-6..4 PengukuranAnthropometriPengguna Prosthetic... III-6..5 EksperimenPengamatanGerakBerjalanPenggunaProsthetic PadaBidangDatar... III-6..6 PermodelanBiomekanikaPengguna Prosthetic... III-8. TahapAnalisis... III-9.4 Kesimpulandan Saran... III-0 BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA... IV- 4. Pengumpulan Data... IV- 4.. IdentifikasiAwalPerancanganProsthetic... IV- 4.. PengukuranAnthropometriPengguna Prosthetic... IV-

7 4. Permodelan Biomekanika Pengguna Prosthetic Bawah Lutut... IV Capture gerakan berjalan pengguna prosthetic Pada bidang datar... IV Penentuan free body diagram dan sudut sendi pada capture gerakan berjalan penggunaprosthetic di bidang datar... IV Model formulasi gaya dan momen pada ankle joint pengguna prosthetic... IV-4 4. Pengolahan Data... IV Perhitungan Nilai Keseimbangan GayaPadaKomponen Alignment Adapter yang MengalamiPensejajaran... IV Perhitungan Nilai Keseimbangan MomenpadaKomponen Alignment Adapter yang MengalamiPensejajaran... IV Perhitungan Nilai Keseimbangan GayaPadaKomponen Alignment Adapter yangtidakmengalamipensejajaran... IV Perhitungan Nilai Keseimbangan MomenpadaKomponen Alignment Adapter yang MengalamiPensejajaran... IV-76 BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL... V- 5. AnalisisRancanganKomponen Alignment Adapter For Prosthetic Foot... V- 5. AnalisisBiomekanikaPadaAktivitasBerjalanPengguna Prosthetic... V- 5. Interprestasihasil... V-8 BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN... VI- DAFTAR PUSTAKA

8 DAFTAR TABEL Tabel 4. Komponen-komponen alignment adapter prosthetic... Tabel 4. Data anthropometri pengguna prosthetic... Tabel 4. Dimensi Prosthetic endoskeletaldenganalignment adapter... Tabel 4.4 Massa segmen tubuh pengguna prosthetic... Tabel 4.5 Proporsi massa individual segmen tubuh... Tabel 4.6 Panjang titik berat segmen tubuh pengguna prosthetic... Tabel 4.7 Rekapitulasi sudut kaki pengguna prosthetic pada gait cycle bidang datar.. Tabel 4.8 Lengan momen perhitungangaya ankle joint kaki normal fase initial contact.. IV-8 IV-4 IV-5 IV-7 IV-8 IV-0 IV-4 IV-65 Tabel 4.9 Gaya beratsegmentubuhpengguna prosthetic... IV-65 Tabel 4.0 Lengan momenperhitungangaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact.. IV-66 Tabel 4. Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint... IV-67 Tabel 4. Lengan momen perhitunganmomen ankle joint kaki normal fase initial contact... IV-69 Tabel 4. Lengan momenperhitunganmomen ankle joint kaki prostheticfase initial contact... IV-70 Tabel 4.4 Rekapitulasi perhitungan nilai momen pada ankle joint... IV-7 Tabel 4.5 Lengan momen perhitungangaya ankle joint kaki normal fase initial contact.. IV-7 Tabel 4.6 Gaya beratsegmentubuhpengguna prosthetic... IV-7 Tabel 4.7 Lengan momenperhitungangaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact.. IV-74 Tabel 4.8 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint... IV-75 Tabel 4.9 Lengan momen perhitunganmomen ankle joint kaki normal fase initial contact... IV-76 Tabel 4.0 Lengan momenperhitunganmomen ankle joint kaki prostheticfase initial contact... IV-77

9 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 (9,5%) dengantembaga (4,4%), magnesium (,5%) danmangan ( 0,6%). E Eksoskeletal = Prosthetic dengan rangka luar menjadi penumpu.

10 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.

11 L Loading respon = Periode 0% 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.

12 SACH foot T Tibia Tilting Toe-off Trochanter = Jenis telapak alat ganti anggota gerak bawah (telapak prothese kaki) dengan bahan kayu dilapisi karet dan bersifat statis. = Tulang kering. = Pergeseransudutataurotasi. = Bagian dari fase berdiri pada siklus berjalan dimana ujung kaki mulai off atau terangkat dari lantai. = Ujung penonjolan tulang lateral di akhir tulang paha.

13 DAFTAR GAMBAR Gambar. Kontraktur stump... II- Gambar. Cakupangerakpadatungkai kaki normal... II- Gambar. Below knee prosthetic... II- Gambar.4 Bench alignment... II-6 Gambar.5 Static alignment... II-7 Gambar.6 Dynamic alignment... II-8 Gambar.7 Kekuatan momen... II-0 Gambar.8 Siklus berjalan normal... II- Gambar.9 Faseberdiridanberayun... II- Gambar.0 Mekanisme otot-otot kaki... II- Gambar. Tubuhsebagai system enam link dan joint... II-7 Gambar. Permodelantitikpusatmassadempter... II-8 Gambar.4 Sebuah momen... II-0 Gambar. Metodologi penelitian... III- Gambar 4. Kontraktur stump... IV- Gambar 4. Cakupangerakpadatungkai kaki normal... IV- Gambar 4. 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-0 Gambar 4.0 Prosthetic bawah lutut dengan komponen alignment adapter prostheticyang dipasangkan pada pengguna prosthetic... IV- Gambar 4. Prosthetic endoskeletaldenganalignment adapter... IV-5 Gambar 4. Persebaran titik pusat massa... IV-9 Gambar 4. Periode cycle gait... IV-0 Gambar 4.4 Capture gerakan berjalan pengguna prosthetic di bidang datar... IV- Gambar 4.5 Free body diagram gait cycle pada bidang datar... IV- Gambar 4.6 Fase initial contact gerakan berjalan pada bidang datar... IV-6 Gambar 4.7 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase initial contact... IV-7 Gambar 4.8 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase initial contact... IV-8 Gambar 4.9 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase initial contact... IV-9 Gambar 4.0 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase initial contact... IV-0 Gambar 4. Fase loading response gerakan berjalan bidang datar... IV- Gambar 4. Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

14 fase loading response... IV- Gambar 4. Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase loading response... IV- Gambar 4.4 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase loading response... IV-5 Gambar 4.5 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase loading response... IV-6 Gambar 4.6 Fase midstance gerakan berjalan bidang datar... IV-7 Gambar 4.7 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase mid stance... IV-8 Gambar 4.8 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase mid stance... IV-9 Gambar 4.9 Fase terminal stance gerakan berjalan bidang datar... IV-40 Gambar 4.0 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase terminal stance... IV-4 Gambar 4. Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase terminal stance... IV-4 Gambar 4. Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase terminal stance... IV-44 Gambar 4. Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase terminal stance... IV-45 Gambar 4.4 Fase pre swing gerakan berjalan bidang datar... IV-46 Gambar 4.5 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase pre swing... IV-47 Gambar 4.6 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase pre swing... IV-48 Gambar 4.7 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase pre swing... IV-49 Gambar 4.8 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase pre swing... IV-50 Gambar 4.9 Fase initial swing gerakan berjalan naik bidang datar... IV-5 Gambar 4.40 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase initial swing... IV-5 Gambar 4.4 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase initial swing... IV-5 Gambar 4.4 Fase mid swing gerakan berjalan bidang datar IV-54 Gambar 4.4 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

15 fase terminal swing... IV-6 Gambar 4.49 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase terminal swing... IV-6 Gambar 4.50 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengankomponen alignmentadaptermengalamipensejajaran IV-68 Gambar 4.5 Komparasi nilai momen pada ankle joint dengan komponenalignment adaptermengalami pensejajaran.. IV-7 Gambar 4.5 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengankomponen alignment adapter yang tidakmengalamipensejajaran IV-75 Gambar 4.5 Komparasi nilai momen pada ankle joint dengan komponenalignment adapter tanpamengalami pensejajaran... IV-79 Gambar 5. Ulirdalam... V- Gambar 5. Helicoil... V- Gambar 5. Komparasinilaigayadan moment... V-6 Gambar 5.4 Komparasinilaigayadan moment... V-8 Gambar 5.5 Komparasinilaigayadan moment... V-0 Gambar 5.6 Komparasinilaigayadan moment... V- Gambar 5.7 Komparasinilaigayadan moment... V-4 Gambar 5.8 Komparasinilaigayadan moment... V-6

16 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.. 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, 006).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, 007). 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, 96). Tingkat amputasi tungkai bawah lutut dapat dibagi menjadi tingkatan amputasi yaitu short stump, medium stump dan long stump(handicap International, 006). Tingkatan amputasi mempengaruhi sudut cakupan gerak/rom (ring of motion) dan kontraktur stump. Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump (muscle commit shortening), to user kondisi ini mengakibatkan sudut I-

17 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, 006). 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, 996). 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, 96). 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, 96). 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 commit kedua to user kaki saling menyeimbangkan beban I-

18 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, 006). 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. I-

19 . 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.. 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:. Merancang alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut dengan system adjustablepada komponen pensejajaran.. Menguji desain rancangan alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut tersebut terhadap siklus berjalan(gait cycle)amputee..4 MANFAAT PENELITIAN Manfaat dari penelitian,sebagai berikut:. Menghasilkan komponen alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut dengan system adjustable.. Mengetahui tingkat keseimbangan berjalan pengguna prosthetic bawah lutut dengan pemakaian komponenalignment adapter.. 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..5 BATASAN MASALAH Batasan masalah dalam penyusunan penelitian ini, sebagai berikut:. Arah sudut kontraktur flexi-exstensi dan abduction-adduction.. Dilakukan pada endoskeletal prosthetic shank. I-4

20 . 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..6 ASUMSI PENELITIAN Asumsi penelitian dalam penyusunan penelitian ini, sebagai berikut:. Niilai gaya dan momen pada bagian anklejointdapatmewakili perhitungan nilai gaya dan momen pada pola berjalan.. Posisi pengaturan alignment tidak mempengaruhi titik pusat massa prosthetic.. Pada kajian biomekanika, anggota gerak atas dan tubuh (kepala, leher, tangan, dan batang tubuh) pengguna prosthetic menjadi satu kesatuan dan dianggap sebagai beban..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 commit yang ada. to user Pada bagian ini diuraikan mengenai I-5

21 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. I-6

22 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.. 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, 006). 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, 96). Tingkat amputasi tungkai bawah lutut dapat dibagi menjadi tingkatan amputasi yaitu short stump, medium stump dan long stump(handicap International, 006). 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..

23 Gambar. Kontraktur stump Sumber: Handicap International, 006 Cakupan gerak sendi lutut pada tungkai kaki normal mampu melakukan gerakan flexiondengan besaran 0-0 dan gerakan Extensiondengan besaran , seperti pada gambar.. Gambar.Cakupan gerak pada tungkai kaki normal Sumber: Handicap International, 006. 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, 996).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)... 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..

24 a. Foot Ankle Gambar. Below knee prosthetic Sumber: Handicap International, 006 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:. 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.. 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.. 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. commit Saat to kaki user bergerak, ring ditekan. Resistensi kaki

25 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.. Socket patellar tendon-bearing disebut sebagai socket PTB.. Socket supracondylar disebut socket PTB-SC. Juga, disebut singkatan bahasa Jermannya yaitu socket KBM (Kondylen-Bettung Munster).. Socket supracondylar suprapatellar disebut sebagai PTB-SCSP socket. Sering disebut dalam singkatan bahasa Prancisnya yaitu socket PTS (Prostesis Tibiale Supracondylienen).. ALIGNMENTBELOW KNEE PROSTHETIC

26 Pensejajaran (Alignment)adalah mekanisme yang digunakan untuk mengubah hubungan antar komponen prostetic agar mendapat gaya berjalan yang terbaik bagi amputee secara individual(handicap International, 006). 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... 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, 006).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.4 Bench alignment Sumber: Handicap International, 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

27 ketika berdiri(handicap International, 006).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 0 0 dan external rotasi Gambar.5 Static alignment Sumber: Handicap International, 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, 006). 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

28 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, 996). Gambar.6 Dynamic alignment Sumber: Handicap International, 006

29 .4 PRINSIP BIOMEKANIKBELOW KNEE PROSTHETIC Prinsip-prinsip biomekanika pada below kneeprosthetic meliputi beberapa bagian, yaitu:.4. 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. Vektorvektor 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

30 kekuatan yang terdekat bisa sangat membantu dalam menyelesaikan kekuatan yang tidak diketahui. Kekuatan yang memiliki efek yang sama pada kotak sebagai keseluruhan kombinasi dari tiga kekuatan yang bergerak secara simultan. Momen dari kekuatan cenderung untuk memproduksi rotasi dari tubuh mengenai poin referensi. Tiap-tiap besarannya adalah produk dari kekuatan dikali jarak tegak lurus dari garis arah kekuatan menuju poin referensi. Pertimbangkan batang keseimbangann dari jungkat jungkit. Jika kekuatan F diterapkan pada jarak d, rotasi batang kearah jarum jam. Jika baik kekuatan F atau jarak dari d meningkat, kecenderungan rotasi meningkat secara proporsional. Jika kekuatan diukur dengan pons dan jarak dengan feet, momen ditunjukkan dalam lb-ft searah jarum jam. Gambar.7 Kekuatan momen Sumber: Radcliffe dan Foort, 96 Menjaga rotasi selama gerakan dari kekuatan F, aksi berbalik harus diterapkan. Tambahkan sedetik kekuatan P dengan lengan pengungkit b. Kekuatan P sekarang menghasilkan kebalikan arah jarum jam yang mana momen produk dari P kali b [lb-ft]. Momen equilibrium untuk menjaga rotasi, produk dari F kali d harus sama dengan P kali b..4. Tingkat Berjalan Normal Kekomplekan proses daya gerak terbukti ketika mempertimbangkan enam faktor utama yang mempengaruhi bentuk gerakan yaitu interaksi sendi lutut, flexi lutut, flexi hip, rotasi panggul poros vertikal, kemiringan lateral dari panggul dan pergeseran lateral dari panggul. Melalui daya penggerak, tubuh manusia melibatkan pengaruh dari total pola pergeseran dari faktor faktor bentuk gerakan sejumlah otot utama dari bagian tubuh yang lebih rendah. Terdapat dua fase saat kaki berjalan yaitu fase berdiri dan fase berayun. Fase berdiri (stance phase) merupakan bagian siklus dimana tungkai acuan berkontak dengan lantai, terbagi menjadi fase heel contact, foot flat, midstance point, dan heel off.fase berdiri dimulai saat tumit menyentuh lantai (heel contact), kemudian dilanjutkan commit dengan to kak user ki yang menapak penuh ke lantai (foot-

31 flat).midstance dimulai saat posisi foot-flat dan berakhir saat heel-off. Push-off dimulai saat heeloff 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.6 menunjukkan siklus berjalan manusia normal.gambar.7 menunjukkan fase berdiri dan berayun secara keseluruhan.

32 Gambar.8 Siklus berjalan normal Sumber: C.W. Radcliffe dan Foort, 96 Gambar.9 Fase berdiri dan berayun Sumber: Staff Prosthetics and Orthotics, 990

33 gerakan otot dari keseluruhan sendi yang menyebabkan fleksibilitas plantarflexion atau dorsiflexion. Mekanisme dari kelompok otot-otot utama dari extremity-lower ditunjukkan pada gambar.0. Gambar.0Mekanisme otot-otot kaki Sumber: C.W. Radcliffe dan Foort, 96 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.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. II-

34 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 0 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. II-

35 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 commit hasil dari to user kombinasi efek pendulum, dimana II-

36 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.. ANTHROPOMETRI DATA BIOMEKANIKA Menurut Frankel dan Nordin (980), 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 II-4

37 joint(sambungan). Link mewakili segmen tubuh dan joint menggambarkan sendi sebagai penghubung tiap segmen tubuh. Menurut Chaffin dkk. (999), tubuh manusia terdiri dari enam link, sebagai berikut:. Link lengan bawah yang dibatasi oleh joint telapak tangan dan siku.. Link lengan atas yang dibatasi oleh joint siku dan bahu.. 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. Tubuh sebagai sistem enam link dan joint Sumber: Chaffin et al, 999 Menurut Chaffin et al. (999), 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 (955) seperti digambarkan pada gambar.. Panjang link tiap segmen berotasi di sekitar sambungan dan mekanika terjadi mengikuti hukum Newton. Prinsip-prinsip ini digunakan untuk menyatakan gaya II-5

38 mekanik pada tubuh dan gaya otot yang diperlukan untuk mengimbangi gayagaya yang terjadi. Gambar. Permodelan titik-titik pusat massa dempster Sumber: Chaffin DB, et al, 999 Pada penetuan massa tiap segmen, tubuh manusia digambarkan sebagai stick diagram seperti pada pemodelan Dempters (955). Persentase massa segmen tubuh ditentukan berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh (Webb Associaties, 978). Tabel. Pemodelan distribusi berat badan Group Segment (%) of Total Body Weight Head and Neck 8.40% Torso 50.00% Total Arm 0.0% Total Leg 5.70% Sumber: Webb Associaties, 978 Individual Segment (%) of Group Segment Weight Tubuh a. Head 7.80% b. Neck 6.0% a.thorax 4.80% b. Lumbar 9.40% c. Pelvis 6.80% a. Upper arm 54.90% b. Forearm.0% c. Hand.80% a. Thigh 6.70% b. Shank 7.40% c. Foot 8.90% II-6

39 . 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, 96). Hal tesebut diketahui dengan keseimbangan gaya dan momen pada kaki normal maupun kaki prosthetic selama pengguna prosthetic berjalan dalam satu periode waktu..6. Keseimbangan gerakan manusia Susan J. Hall (999) 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:. Jumlah total gaya vertikal yang terjadi pada tubuh sama dengan nol.. Jumlah total gaya horisontal yang terjadi pada tubuh sama dengan nol.. Jumlah total torsi/momen harus sama dengan nol. F x = 0 F y = 0 t = dengan, Fx = Gaya Vertikal (N) Fy = Gaya Horisontal (N) t = Torsi (Nm).6. 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, 999). Satuan dasar dari gaya berdasarkan sistem metric adalah Newton (N). F = m x a.... II-7

40 .6. 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.... dengan, F = Gaya pada suatu benda(n) d = Lengan momen (m) Gambar. Sebuah momen Sumber: Gudang Ilmu Fisika, 00 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). II-8

41 .7 PENELITIAN SEBELUMNYA Retno Wulan Damayanti pada tahun 00 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 007 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 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 459,6 N dan yang terkecil terjadi pada ankle baik kaki normal dan kaki prosthetic sebesar 7,49 N. Gaya normal untuk fase yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu sebesar 495,48 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki prosthetic sebesar 65,4 N. Gaya normal untuk fase yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu sebesar 58,94 N dan yang terkecil terjadi pada bagian hip sebesar 476,56 N. Gaya normal untuk fase 4 yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu sebesar 6, N dan yang terkecil terjadi pada bagian hip sebesar 59,88 N. Gaya normal untuk fase 5 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 5,9 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 464,77 N. Gaya normal untuk fase 6 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 459,6 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 0,66 N. Gaya normal untuk fase 7 yang terbesar terjadi pada bagian knee prosthetic yaitu sebesar 58,985 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 7,4 N. Gaya normal untuk fase 8 yang terbesar terjadi pada bagian ankle prosthetic yaitu sebesar 6,88 N dan yang terkecil terjadi pada hip sebesar 58,97 N. Gaya normal untuk fase 9 yang terbesar terjadi pada bagian knee prosthetic yaitu sebesar 48,8 N dan yang terkecil terjadi pada knee kaki normal sebesar 5,485 N. Pengembangan rancangan dititikberatkan pada berat SACH foot. II-9

42 Yulie Khrisna pada tahun 006 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 00 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. II-0

43 BAB III METODOLOGI PENELITIAN Metodologi penelitian merupakan gambaran mengenai langkah-langkah sistematis yang dilakukan dalam tugas akhir berdasarkan tahapan yang ditunjukkan pada gambar.. Gambar. Metodologi Penelitian III-

44 Gambar. Metodologi Penelitian Gambar. 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.. 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:. 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. III-

45 . 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.. 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, 006). Berdasarkan informasi tersebut dapat diketahui III-

46 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).. 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... Perancangan Komponen Aligment Adapter Dengan Solidwork 004 Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump (muscle shortening), kondisi tersebut mengakibatkan sudut cakupan gerak stump III-4

47 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 D menggunakan software solidwork 004. Proses perancangan komponen alignment adapter dilakukan dengan menggunakan SolidWork 004. Software ini digunakan untuk merepresentasikan konsep sketsa gambar ke dalam bentuk visualisasi desain D, sehingga secara langsung dapat diketahui bentuk nyata dari rancangan produk... Proses Manufaktur Rancangan Alignment adapter for prosthetic footdalamproduk Nyata Setelah dilakukan perancangan alignment adapter for prosthetic footmenggunakan SolidWork 004 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 (AA04). 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... Fabrikasi Rancangan Alignment adapter for prosthetic foot Produk alignment adapter for prosthetic foot tersebut kemudian digabung dengan komponen lain dari prostheticbawah lutut endoskeletal. Prostheticbawah III-5

48 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...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:. Penentuan massa tiap segmen, Persentase massa segmen tubuh thigh,shank,foot dan stumpditentukan berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh Webb Associaties (978) dalam Chaffin etal, (999) pada tabel.. Bagian atas tubuh yang terdiri dari head, neck, torso, dan arms, diasumsikan sebagai satu kesatuan massa, yang ditopang kedua kaki pengguna prosthetic saat berjalan.. Penentuan letak titik pusat massa. Penentuan letak titik pusat massa dilakukan berdasarkan permodelan titik-titik pusat massa Dempster (gambar.6). Titik pusat massa ditentukan pada segmen kaki (foot, shank dan thigh) baik kaki normal maupun kaki prosthetic...5 Eksperimen Pengamatan Gerak Berjalan Pengguna KakiProsthetic PadaBidang Datar Pengamatan gerak berjalan pengguna kaki prosthetic dilaksanakan bidang datar yang dilakukan pada: Hari/tanggal : Selasa, 0November 00 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:. Mempersiapkan seluruh peralatan yang digunakan dalam pengujian biomekanik. III-6

49 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.. 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.. 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. III-7

50 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...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:. 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.. 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 004. III-8

51 . 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.. 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. III-9

52 .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. III-0

53 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. 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.. 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 0. IV-

54 Mid-line of the thigh Gambar 4.Sudut kontraktur stump Sumber: Handicap International, 006 Cakupan gerak sendi lutut pada tungkai kaki normal mampu melakukan gerakan flexion Mid-line of the stump dengan besaran 0-0 dan gerakan Extension dengan besaran , yang dijelaskan pada gambar.. Mid-line of the shank Mid-line of the shank Gambar 4. Cakupan gerak pada tungkai kaki normal Sumber: Handicap International, 006 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:. Menyesuaikan garis beban(sliding). IV-

55 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.. 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 004 yang mempunyai kemampuan visualisasi rancangan dalam bentuk D sehingga dapat langsung diketahui gambaran nyata rancangan tersebut. Adapun tahapanperancangan alignment adapter for prosthetic footakan dijelaskan pada sub bab selanjutnya.. 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. IV-

56 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. Rancangan komponen tilting atas b. Komponen tilting bawah. Komponen tiltingbawah berfungsi sebagai pensejajar sudut. Gerakan tiltingball joint di rancang mampu berotasi sebesar 0º kearah anterior, IV-4

57 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 IV-5

58 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. IV-6

59 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. IV-7

60 Gambar 4.7 Rancangan alignment adapter prosthetic Tabel 4. Komponen-komponen alignment adapter prosthetic No Nama Komponen Jumlah Komponen tilting atas Komponen tilting bawah Komponen sliding 4 Komponen sliding bawah 5 Baut M 8 6 Baut M 6. 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. IV-8

61 Gambar 4.7 Area kritis rancangann alignment adapter prosthetic Area yang ditunjukan pada gambar 4.8 merupakan bagian utama menahan berat badan dengan luas penampang paling kecil.berikut perhitungan luas penampang area kritis komponen tilting bawah. x = L. lingkar luar-l. lingkar dalam x = πa.ra² - πb.rb² x =,4.56,5, x = 765,75mm² Adapun material yang digunakan dalam rancangann ini adalah durallium alloy (AA04) dengan nilai tegangan kompresi 8,6.0 N/ /mm². Uji dilakukan di bagian silinder komponen tiltingbawah. Besar pembebanan pada silinder atas sebesar 000 N dengan pertimbangan kuat menahan berat 00 kg. Perhitungan sebagai berikut: Berdasarkan nilai pembebanan dapat diketahui bahwa rancangan kuat untuk menahan gaya tekan maksimal sebesar 000 Newtondikarenakan nilai

62 σlebih kecil dibandingkan dengan nilai tegangan kompresi material durallium alloy (AA04) sebesarσy 8,6.0⁸ N/mm².. 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 (AA04). 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 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. IV-0

63 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 0 kearah anteroposterior dan kearah mediolateral.dengan gerakan sliding dengan pergeseran maximal sebesar mm kearah mediolateral dan 7 mm kearah anteroposterior.perhitungan sederhana pergeseran sudut tilting sebagai berikut. Y = R. tan Y = 5.tan 0 Y = 5. 0,648 Y = 6, mm IV-

64 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 4.0 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.. Pengukuran Anthropometri Pengguna Prosthetic Pengumpulan data diperoleh melalui dokumentasi penelitian dan wawancara terhadap pengguna kakiprosthetic yang menjadi responden dalam penelitian. IV-

65 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.. 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 :0 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. IV-

66 Tabel 4. Data anthropometri pengguna prosthetic Body Body weight (without prosthetic) 5 kg Pengguna prosthetic height 64 cm Head length 0 cm Neck length 0 cm Torso or body length 55 cm Upper arm length cm Lower arm length 6 cm Hand length 8 cm Pelvis circumference 79 cm Tronchanter ke anterior midline circumference 66 cm Thight Ischial tuberosity (SB saat berdiri) 80 cm Thight length 4 cm Stump length cm Knee Knee width (sitting) 0 cm Top of knee (sitting) 45 cm Shank Tibial plateau (KB saat berdiri) 45 cm Calf circumference 6 cm Calf circumference length cm Shank length 8 cm Foot Ankle circumference 6 cm Ankle circumference length 8 cm Foot width 4 cm Shoe size 4 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. IV-4

67 . 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. Socket alignment adapter Pylon SACH foot Foot adapter Gambar 4. 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. Dimensi prosthetic endoskeletal denganalignment adapter No. Keterangan Prosthetic bawah lutut. Total prosthetic weight,5 kg a. Socket weight 0,5 kg b. Prosthetic shank weight 0,7 kg c. Prosthetic foot weight 0,5 kg Total prosthetic height 48 cm a. Prosthetic shank height 40cm b. Foot width 8 cm IV-5

68 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.. 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 (978),diperoleh persamaan persentase massa tubuh pengguna prosthetic tanpa prosthetic, sebagai berikut: % stump dari shank = Panjang stump x %shank dari total body Panjang shank =,7 8 x7,4% = 8.4% % stump dari leg= %stump dari shank x berat leg = 8.4% x 9.8 = 0.8% % tubuh amputasi dari leg = % leg dari total body % stump dari leg = 5,7% - 0,8% = 4,87% Persentase (%)massa tubuh pengguna kaki prosthetic tanpa prosthetic,sebagai berikut: Persentase massa tubuh pengguna prosthetic =.65 %+68.6%= 9.5% 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: IV-6

69 Massa stump kaki M stump = % stump x massa tubuh pengguna prosthetic % massa tubuh pengguna prosthetic = 0,8% x 57.0 kg 9,5% = 0.5kg Perhitungan segmen tubuh lainnya dilakukan dengan menggunakan metode yang sama. Hasil pengukuran massa segmen tubuh pengguna prostheticditunjukkan pada tabel 4.. 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 Proporsi Massa Tubuh (kg) Segmen Tubuh Berat segmen Individual Segmen Tubuh (kg) Kiri (kg) Kanan(kg) Head and Head 7.80% % 5.5 Neck Neck 6.0% Thorax 4.80%.68 Torso 50.00%.4 Lumbar 9.40% Pelvis 6.80% 8.7 Upper arm 54.90% Arm 0.0% 6.7 Forearm.0% Hand.80% Upper body 68.60% 4.86 Thigh 6.70% Leg 5.70% 9.8 Shank 7.40% Foot 8.90% Right Leg 0.8% 0.5 stump 0.8% stump prost.46 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. % head and neck M head & neck = x massa tubuh pengguna prosthetic % massa tubuh pengguna prosthetic IV-7

70 = 8,4% x 57 kg 87,08% = 5,5kg b. Massa head. % head M head = x massa head and neck % head and neck = 7,8% 00% x 57kg =,87 kg Rekapitulasi proporsi massa keseluruhan segmen tubuh pengguna prostheticditunjukkan pada tabel 4.5. Tabel 4.5 Proporsi massa individual segmen tubuh Proporsi Massa Tubuh (kg) Segmen Tubuh Individual Segmen Tubuh (kg) Kiri (kg) Kanan (kg) Head and Neck 8.40% Head 7.80%.87 Neck 6.0% Thorax 4.80%.68 Torso 50.00% Lumbar 9.40% Pelvis 6.80% 8.7 Upper arm 54.90% Arm left/right 0.0% Forearm.0% Hand.80% Thigh 6.70% Leg 5.70% Shank 7.40% Foot 8.90% Right Leg 0.8% Stump 4.08% Proporsi pembagian berat tubuh bagian kanan dan kiri berdasarkan distribusi berat tubuh Webb Associaties (978), 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 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, IV-8

71 shank,thigh dan upper body. Penjelasan mengenai sebaran titik berat pada segmen tubuh pengguna kaki prosthetic ditunjukkan pada gambar 4.. Thigh L Thigh Prosthetic L W upper body Thigh L Thigh Prosthetic L W thigh W thigh prosthetic Shank L Shank Prosthetic L Shank L Kaki prosthetic W shank W shank prosthetic Shank Prosthetic L Kaki normal W foot W foot Gambar 4. Persebaran titik pusat massa Persebaran titik pusat massa berdasarkan persebaran Dempster pada gambar 4. 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. W shank-prosthetic adalah gaya berat yang bekerja pada segmen betis pengguna kaki prosthetic yang merupakan gaya berat gabungan antara bagian stump dan prosthetic. Shank-prosthetic L adalah panjang segmen betis dari knee joint ke pusat titik berat segmen betis kaki prosthetic.shank-prosthetic L merupakan pajang yang diukur dari pusat titik berat segmen betis kaki prosthetic sampai bagian ankleprosthetic. W shank merupakan gaya berat yang bekerja pada segmen betis. ShankL merupakan panjang segmen betis dari knee joint ke pusat titik berat segmen betis kaki normal, sedangkan shank L adalah panjang segmen dari pusat titik berat segmen betis ke ankle. W Thigh merupakan gaya berat yang bekerja pada segmen paha. Thigh L adalah panjang dari pelvic sampai ke titik pusat massa segmen paha kaki normal. Panjang dari titik pusat massa ke lutut dinamakan Thigh L. W foot adalah gaya berat yang bekerja pada telapak kaki. IV-9

72 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 L kaki normal, L pada segmen betis adalah panjang dari titik pusat massa segmen betis ke ujung mata kaki. Shank L = 56,7 % x 8 =,55 cm Shank L kaki prosthetic, L pada segmen betis adalah panjang dari lutut sampai ke titik pusat massa segmen betis. Shank L = 4, % x 8 = 4,00cm 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 (ShankL,ShankL ).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 Segmen Persentase Segmen (cm) Panjang Segmen (cm) Kaki Kiri Kaki Kanan (Normal) (Prosthetic) Panjang Titik Berat (cm) Kaki Kiri Kaki Kanan (Normal) (Prosthetic) Thigh L 4.0% Thigh L 56.70% Shank L 4.0% Shank L 56.70% IV-0

73 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,55 cm dari pangkal betis (distal end) atau 6,45 cm dari lutut (proximal end) 4. 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.. 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. 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 IV-

74 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.. 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 4.4Gerakan 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 IV-

75 mempermudahdalam perumusan formulasi perhitungangaya dan momen pada ankle joint dengan pendekatan static equilibrium. 4.. 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.. Fase Initial Contact Fase Loading Respone Fase Mid Stance Fase Terminal Stance θ θ θ θ θ θ θ θ θ θ θ θ Fase Pre Swing Fase Initial Swing Fase Mid Swing Fase Terminal Swing θ θ θ θ θ θ θ θ θ θ θ Gambar 4.5 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. IV-

76 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 Heel Strike 5 Pre Swing 6 Initial Swing 7 Mid Swing 8 Loading Respone Mid Stance 4 Dengan Pensejajaran rekapitulasi sudut Heel Strike Terminal Stance Terminal Swing 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. Tanpa Pensejajaran Rekapitulasi Sudut Loading Respone Mid Stance 4 Terminal Stance 5 Pre Swing 6 Initial Swing 7 Mid Swing 8 Terminal Swing IV-4

77 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: A A K = Ankle joint kaki normal = Ankle joint kaki prosthetic = Knee joint kaki prosthetic MA = Momen di ankle joint kaki normal MA = Momen di ankle joint kaki prosthetic MK = Momen di knee joint kaki prosthetic FNA = Gaya pada ankle joint kaki normal FNA = Gaya pada ankle joint kaki prosthetic WF = Gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki normal WS = Gaya berat segmen betis (shank) kaki normal WT = Gaya berat segmen paha (thigh) kaki normal W B = Gaya berat segmen tubuh bagian atas WT = Gaya berat segmen paha (thigh) kaki prosthetic WS = Gaya berat segmen betis (shank) kaki prosthetic WF = Gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki prosthetic R a R a R s R s R b R t R t R f = Jarak gaya pada ankle joint kaki normal ke pusat momen = Jarak gaya pada ankle joint kaki prosthetic ke pusat momen = Jarak gaya berat segmen betis (shank) kaki normal kepusat momen = Jarak gaya berat segmen betis (shank) kaki prosthetic ke pusat momen = Jarak gaya berat segmen tubuh bagian atas ke pusat momen = Jarak gaya berat segmen paha (thigh) kaki normal ke pusat momen = Jarak gaya berat segmen paha (thigh) kaki prosthetic ke pusatmomen = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki normal ke titik ankle joint R f = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) kaki prosthetic ke titik ankle joint R a = Jarak titik ankle joint kaki normal ke ujung jari kaki normal R a = Jarak titik ankle joint kaki prosthetic ke ujung jari kaki prosthetic R a = Jarak titik ankle joint kaki normal ke titik tumit kaki normal IV-5

78 θ perpustakaan.uns.ac.id R a = Jarak titik ankle joint kaki prosthetic ke titik tumit kaki prosthetic R f = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) normal ke ujung jari kaki normal R f = Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) normal ke tumit kaki normal R f =Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) prosthetic ke ujung jari kaki prosthetic R f =Jarak gaya berat segmen telapak kaki (foot) prosthetic ke tumit kaki prosthetic = Panjang segmen betis (shank) kaki normal L L L L 4 = Panjang segmen paha (thigh) kaki normal = Panjang segmen paha (thigh) kaki normal = 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.. Fase : 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 4.6 Fase initial contact gerakan berjalan pada bidang datar IV-6

79 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 4.7 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase initial contact Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = 0 ( FNA Ra ) ( WF Rf ' ) ( WS Rs ) ( WT Rt ) ( WB Rb ) ( WT Rt ) ( WS Rs ) + ( WF R ) f = 0 [( WF Rf' ) + ( WS Rs) + ( WT R ) + ( WB Rb) + ( WT Rt) + ( WS Rs) ( WF f) ] FNA Ra = R t ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) ( WF R ) f ' s t b t s FNA = Ra f 4. IV-7

80 dengan, [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + [( L" ) Sinθ + ( L ) Sinθ ) + ( L L Sinθ ] R s + = 4 ) [( L" ) Sinθ + ( L L Sinθ ] R t + = 4 ) 4 R b = ( L + Sinθ L4 ) R t ( + Sinθ = L' L4 ) R s = ( Sinθ L' 4 ) R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real Kaki Prosthetic. Gambar 4.8 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase initial contact IV-8

81 Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = 0 ( WF R f " ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) ( WF R f ) ( FNA Ra ) ( WF R f " ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( ) ( ) Ra = WS Rs + WF R f FNA...4. dengan, [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ + ( L L ) Sin θ ] R a = + '' [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ + ( L 4 L Sin θ ] " [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ ( L Sinθ ] R s + = ) R t + = ) [( L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rb = + ) ' [( L ) Sin θ ( L Sin θ ] R t + = ) ' L) R s = ( Sinθ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 4 + = 0 b. Formulasi Penentuan Momen Pada Ankle Joint contact. Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase initial IV-9

82 Kaki Normal. Gambar 4.9 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase initial contact Stick diagram di atas untuk formulasi momen pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = dengan, ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) + ( ) ( ) WF R f " FNA Ra R ( ' s = Sin θ L) ' [( L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rt = + ) [( L ) Sinθ ( L ) Sinθ ] R b = + '' [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ ( L ) Sinθ ] R t = + '' [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L 4) Sinθ ] R s = + [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real IV-0

83 θ perpustakaan.uns.ac.id Kaki Prosthetic. Gambar 4.0 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase initial contact Stick diagram di atas untuk formulasi momen pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = dengan, ( FNA R ) + ( WF R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) a ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) b t f s R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real f ' [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + R [( ) ( ) ( 4 ) ] '' s = L Sinθ + L Sinθ + L + L Sinθ '' R t = [( L ) Sin θ + ( L + L4 ) Sin θ ] ( L L4 ) Sinθ R b = + Rt = L + L4 ) ( ' Sin θ R ( ' s = Sin θ L 4 ) R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 4 s t IV-

84 θ perpustakaan.uns.ac.id. Fase : 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. 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). a. Formulasi Penentuan Gaya Pada Ankle Joint Penyusunan formulasi untuk perhitungan gaya pada ankle joint fase loading response. IV-

85 Kaki Normal. Gambar 4. Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase loading response Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = 0 ( FNA R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) a s FNA R FNA = dengan, a = f ' s t b t = 0 ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) f ' s ( WS ) Rs ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) ( WS R ) f ' s s R a t t [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + ( L " ) Sinθ ( L ) Sinθ ) ( L L4 ) Sinθ R s = 4 b b t t IV-

86 ( L " + + ) Sinθ ( L L4 Sinθ R t = ) R b = ( L + Sinθ L4 ) R ( ' t + Sin θ = L L4 ) R ( ' s = Sinθ L 4 ) R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real Kaki Prosthetic. Gambar 4. Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase loading response Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = 0 ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) ( FNA R ) f a s t b t s = 0 IV-4

87 FNA Ra FNA = dengan, = + ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) ( WS R ) f s s ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) ( WS R ) f s s R a [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] t R a = + ( L ) Sin θ ( L " ) Sin θ ( L L 4 ) Sin θ ( L + + ) Sin θ " ( L ) Sin θ ( L Sinθ R s = = ) R b = [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ ] R t ( L ) Sin θ + ' ( L Sin θ Rt = ) R ( ' s = Sin θ L ) t 4 b b t t R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real b. Formulasi Penentuan Momen Pada Ankle Joint response. Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase loading IV-5

88 Kaki Normal. Gambar 4.4 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase loading response Stick diagram di atas untuk formulasi momen pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = dengan, ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R b) + ( WT R ) ( WS R ) ( FNA R ) L) f s R ( ' s = Sin θ s a ' [( L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rt = + ) [( L ) Sin θ ( L Sin θ ] Rb = + ) t '' [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ ( L ) Sinθ ] R t = + '' [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L 4 ) Sinθ ] R s = + [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 4 t IV-6

89 Kaki Prosthetic. Gambar 4.5 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase loading response Stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = dengan, ( FNA R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) t a s f ' s [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + [( L ) ( ) ( ) ] '' Sinθ + L Sinθ + L L Sinθ R s = + '' [( L ) Sin θ + ( L L Sin θ ] R t + = 4 ) [( L L Sinθ ] R b = + 4) [( L ] ' L Sin θ [( L 4 ] ' Sin θ Rt = + 4 ) R s = ) 4 4 t b..4.8 R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real IV-7

90 . Fase : 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 4.6Fase 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. IV-8

91 a. Formulasi Penentuanan Gaya Pada Ankle Joint Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint kaki prosthetic fase initial contact. Gambar 4.7 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase mid stance Stick diagram di atas untuk formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = 0 ( FNA R ) ( WS R ) ( WT R ) ( WB R ) ( WT R ) + ( WS R ) ( WF R ) f FNA Ra FNA = a = s t ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) ( WS R ) b t s + = 0 s t b t s ( WF R ) f ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) ( WS R ) ( WF R ) s f t R a b t s..4.9 IV-9

92 Dengan, [(L + L )Sinθ + (L )Sinθ (L )Sin ] Ra = 4 θ " [( L 4 + L ] )Sinθ + ( L )Sinθ ( L )Sin " [( L )Sinθ + ( L )Sinθ ( L )Sin ] Rs = θ Rt = θ [( L )Sinθ ( L )Sin ] Rb = θ ' [( L ) Sinθ ( L ) Sin ] R = θ t R ' s =( L )Sinθ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real b. Formulasi Penentuan Momen Pada Ankle Joint Tahapan penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint kaki prosthetic fase mid stance, sebagai berikut: Gambar 4.8 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic fase mid stance IV-40

93 Berdasarkan stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = ( FP ) ( ) ( ) ( ) ( ) cw R p + WS Rs + WT Rt + WB Rb + WT Rt + ( ) ( ) WS Rs + WF R fa dengan, R = [( L + L ) Sinθ + ( L )Sinθ ) ( L )Sinθ + R ] R fa 4 f " [( L + L ) Sinθ + ( L )Sinθ ) ( L )Sin ] = θ s 4 [( L" ) Sin θ + ( L L )Sin )] R = + θ t 4 Rb = ( L + L4 )Sinθ R = ( L' + L )Sinθ t 4 R s = ( L' ) Sinθ 4 R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 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 4.9 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 IV-4

94 heelpada kaki prosthetic bergerak meninggi menghasilkan gerakan dorsiflexionpada ankle joint. a. Formulasi Penentuan Gaya Pada Ankle Joint Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint fase terminal stance, sebagai berikut: Kaki Normal. Gambar 4.0 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase terminal stance Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = 0 ( WF Rf ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) ( WS R ) + ( WF R ) ( FNA R ) FNA R s a = f " a + = 0 ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( ) ( ) ( ) WT Rt + WS Rs + WF R f " IV-4

95 θ perpustakaan.uns.ac.id FNA = ( WF Rf ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) ( WS R ) + ( WF R ) s f " R a + 4. Dengan, [( L )Sinθ + ( L )Sinθ + ( L L ) Sin ] R a + = θ 4 R " s ( L L )Sinθ ( L )Sinθ ) ( L4 ) Sin ( L4 )Sinθ + ( L )Sinθ ) + ( L " ) Sin R b = ( L )Sinθ + ( L ) Sin = θ R t [ ] R = θ θ 4 ' [( L )Sinθ ( L ) Sin ] = + θ t 4 R s = ( ' L 4 )Sinθ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real Kakiprosthetic. Gambar 4. Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase terminal stance IV-4

96 Berdasarkan stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = 0 ( FNA Ra ) ( WF R f ' ) ( WS Rs ) ( WT Rt ) ( WB Rb ) ( WT Rt ) ( WS R ) + ( WF R ) s FNA Ra = f = 0 ( WF R f ' ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( ) ( ) WS Rs WF R f ( WF R f ' ) + ( WS R s ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) ( WS R ) ( WF R ) + s f FNA =...4. Ra Dengan, [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] Ra = 4 + θ " [( L 4 ) Sin θ + ( L ) Sin θ + ( L L ) Sin ] " [( L )Sinθ + ( L L )Sin ] R = + θ s Rt = + θ R b = ( L + R t + R L ) Sinθ = ( L L' ) Sinθ ' s = ( L )Sinθ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = 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: IV-44

97 Kaki Normal Gambar 4. Stick diagram perhitungan momenankle kaki normal fase terminal stance Stick diagram di atas untuk formulasi momen pada ankle joint kaki normal, yaitu: ( FNA Ra ) ( WF R f ' ) ( WS R s ) ( WT Rt ) ( ) ( ) ( ) ( ) WB Rb WS Rs WT Rt + WF R f MA =...4. Dengan, R ' = ( L ) Sinθ s R = ( L + L' )Sinθ t Rb = ( L + L ) Sin θ " [( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] R = + θ t " [( L 4 ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] R = + θ s [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] R = + θ a 4 R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real IV-45

98 R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R p = jarak real polyurethane dari titik pusat ankle joint kaki prosthetic Kaki Prosthetic. Gambar 4. Stick diagram perhitungan momenankle kaki prosthetic fase terminal stance Stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: ( WF R f ) + ( WS R s ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( WS R s ) ( FNA R a ) + ( WF R f " ) MA = Dengan, R s = ( L' ) Sinθ 4 [( L ) Sin θ ( L' ) Sin ] R t + = θ 4 [( L ) Sin θ ( L ) Sin ] R b = + 4 θ [( L ) Sinθ + ( L )Sinθ ( L" )Sin ] R t + = 4 θ [( L ) Sinθ + ( L )Sinθ + ( L" L )Sin ] R s + = θ 4 IV-46

99 [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] Ra = 4 + θ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = 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 4.4 Fase pre swing gerakan berjalan bidang datar Pada fase inianklejointberada dalam puncak gerakan plantarflexion dengan tumpuan pada bagian jari kaki (toe). a. Formulasi Penentuan Gaya Pada Ankle Joint Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint fase pre swing. IV-47

100 Kaki Normal. Gambar 4.5 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase pre swing Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = 0 [( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) ( FNA R )] 0 f s t b t s a = [( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R )] FNA R = a f s t b t s ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) f s t b t FNA = Ra dengan, Rs = ( L' 4 ) Sin θ [( L ) Sin θ ( L' ) Sin ] R t = 4 + θ [( L ) Sin θ ( L ) Sin ] R = + θ b 4 [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ ( L" ) Sin ] R = + θ t 4 [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ + ( L L" ) Sin ] R = + θ s 4 s 4.5 IV-48

101 [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] Ra = 4 + θ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real Kaki Prosthetic. Gambar 4.6 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase pre swing Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = 0 ( FNA R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) FNA t = FNA R a s f ' ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) ( WT R ) + ( WS R ) a Dengan, + = f ' t s s R s a t t )Sinθ + ( L L ) Sin b b + = 0 ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) ( WT R ) + ( WS R ) t f ' s s t [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] Ra = 4 + θ " [( L ) Sin θ + ( L ] R s = 4 + θ b IV-49

102 " [( L ) Sin θ + ( L L ) Sin ] Rt = + θ [( L L ) Sinθ ] [( L L ) Sin ] ' R = + b Rt = θ + R ( L ' s = ) Sinθ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real b. Formulasi Perhitungan Momen Pada Ankle Joint Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase pre swing, sebagai berikut: Kaki Normal. Gambar 4.7 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal fase pre swing Stick diagram di atas formulasi momenpada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = Dengan, ( FNA Ra ) ( WF R f ' ) ( WS Rs ) ( WT Rt ) ( WB Rb) ( ) ( ) WT Rt WS R f 4.7 IV-50

103 θ perpustakaan.uns.ac.id [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] Ra = 4 + θ " [( L ) Sin θ + ( L )Sinθ + ( L L ) Sin ] " [( L ) Sin θ + ( L L ) Sin ] R = θ s 4 + Rt = + θ [( L L ) Sinθ ] [( L L ) Sin ] ' R = + b Rt = + θ R ( L ' s = ) Sinθ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real Kaki Prosthetic. Gambar 4.8 Stick diagram perhitungan momenankle kaki prosthetic fase pre swing Stick diagram di atas formulasi momenpada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = Dengan, ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) ( WS R ) ( FNA R ) R s = ( L' R f s ) Sin θ 4 s a t ' [( L ) Sin θ ( L ) Sin ] 4 t = + θ b t IV-5

104 [( L ) Sin θ ( L ) Sin ] R b = + 4 θ [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ ( L" ) Sin ] R t = + θ 4 [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L" ) Sin ] R s = + θ 4 [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] R a = θ 4 + R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 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 4.9 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: IV-5

105 Gambar 4.40 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase initial swing Berdasarkan stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu: MK = 0 [( FNA R ) ( WS R ) ( WT R ) ( WB R ) ( WS R ) ( WT R ) + ( WF R )] 0 = a s t b s t f [( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WS R ) + ( WT R ) ( WF R )] FNA R = FNA a s t b s t f = Dengan, ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WS R ) + ( WT R ) ( WF R ) s t b s t Ra [( L + L ) Sinθ ( L ) Sinθ ] R a = + " [( L + L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rs = + ) ( L " + ) Sin θ ( L Sin θ ( L ) Sinθ R t = ) R b = R ( " s = Sin θ L 4 ) f 4.9 IV-5

106 R ( ' t = Sinθ L ) R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real b. Formulasi Perhitungan Momen Pada Ankle Joint Tahapan penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint kaki normalfase initial contact, sebagai berikut: Gambar 4.4 Stick diagram perhitungan momenankle kaki normal fase initial swing Berdasarkan stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki normal, yaitu: [( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) + ( WF )] M A = R s t b t s fa 4.0 Dengan, R ( ' s = Sinθ L) ' ( L L ) Sin R t + = θ ( L L ) Sin θ R b = + IV-54

107 θ perpustakaan.uns.ac.id [( L + L ) Sin θ + ( L ) Sin θ ( L ) Sin R ] R = θ + fa 4 f [( L + L ) Sinθ + ( L ) Sinθ ( L" ) Sin ] R = θ s 4 " [( L + L ) Sinθ ( L ) Sin ] R t + = θ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 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 4.4 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: IV-55

108 θ perpustakaan.uns.ac.id Gambar 4.4 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase mid swing Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = 0 [( FNA R ) ( WS R ) ( WT R ) ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) + ( WF R )] 0 = a s t b t s f [( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) ( WF R )] FNA R = a s t b t s f ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) ( WF R ) s t b t s FNA = Ra dengan, [( L + L ) Sinθ + ( L L Sinθ ] Ra = + 4) = ( L " + L ) Sinθ + ( L + L Sinθ = ( L " + + ) Sinθ ( L L Sinθ = ( L L ) Sinθ Rs 4 ) Rt 4 ) Rb + 4 R = ' + t ( L L4 ) Sinθ R = ' s ( L 4 )Sinθ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real f 4. IV-56

109 θ perpustakaan.uns.ac.id b. Formulasi Perhitungan Momen Pada Ankle Joint Tahapan penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint kaki normal fase mid swing, sebagai berikut: Gambar 4.44 Stick diagram perhitungan momenankle kaki normal fase mid swing Berdasarkan stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki normal, yaitu: [( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) + ( WF R )] M A = s t b t s fa 4. Dengan, R ( ' s = Sinθ L) R t + ' ( L L ) Sin = θ ( L L ) Sin θ " [( L + L ) Sinθ ( L Sinθ] " [( L + L ) Sinθ + ( L L 4 Sinθ] [( L + L ) Sinθ + L L ) Sin R ] R b = + R t + = ) R s = + ) R = + θ + fa ( 4 f IV-57

110 R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 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. a. Formulasi Penentuan Gaya Pada Ankle Joint Penyusunan formulasi perhitungan gaya pada ankle joint fase terminal swing, sebagai berikut: IV-58

111 Kaki Normal. Gambar 4.46 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal fase terminal swing Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = 0 [( FNA R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) + ( WF R )] 0 FNA R a f ' s t b t s f = a = ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) f ' s t ( WF ) Rf ( WF R f ' ) + ( WS Rs) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) ( WF R f ) FNA = 4. Dengan, [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin θ ] R a = + '' R s = [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ + ( L + L4 ) Sin θ ] '' R t = [( L Sin θ + ( L + L ) Sin θ ] ) ( L L4 ) Sin θ R b = + 4 R a 4 b t s IV-59

112 ' ( L L4 ) Sin R t + = θ ' ( L 4 ) R s = Sin θ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real Kaki Prosthetic. Gambar 4.47 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic fase terminal swing Stick diagram di atas formulasi gaya pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = 0 ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) ( WF R ) ( FNA R ) FNA Ra f " = a ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( ) ( ) WS Rs + WF R f " + = 0 IV-60

113 FNA = Dengan, ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) ( WS R ) + ( WF R ) s f " R a [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + " [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ + ( L L 4) Sin θ] " [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ ( L ) Sin θ ] R s = + R t = + [( L ) Sin θ ( L Sin θ ] Rb = + ) ' [( L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rt = + ) ' L ) R s = ( Sin θ R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real b. Formulasi Perhitungan Momen Pada Ankle Joint Penyusunan formulasi perhitungan momen pada ankle joint fase terminal swing, sebagai berikut: IV-6

114 θ perpustakaan.uns.ac.id Kaki Normal. Gambar 4.48 Stick diagram perhitungan momenankle kaki normal fase terminal swing Stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki normal, yaitu: MA = Dengan, R ( ' s = Sin θ L) ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb) + ( WT Rt ) + ( ) ( ) ( ) WS Rs + WF R f " FNA Ra ' [( L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rt = + ) [( L ) Sin θ ( L Sin θ ] Rb = + ) [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ ( L" ) Sin ] Rt = + θ [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L + L" ) Sin ] Rs = 4 θ [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + 4 R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 4.5 IV-6

115 Kaki Prosthetic. Gambar 4.49 Stick diagram perhitungan momenankle kaki prosthetic fase terminal swing Stick diagram di atas formulasi momen pada ankle joint kaki prosthetic, yaitu: MA = Dengan, ( FNA R ) + ( WF R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) a ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) b t f s f ' [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + [( L" ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sin ] [( L ( ) ] '' Sinθ + L L Sinθ R = + θ s 4 R t + = ) ( L L4 ) Sinθ R b = + Rt = L + L4 ) ( ' Sinθ R ( ' s = Sin θ L 4 ) 4 R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real R f = jarak sesuai dimensi AutoCad dengan perbandingan skala real 4 s t 4.6 IV-6

116 4. PENGOLAHAN DATA Pengujianbiomekanika menggunakan pendekatan static equilibrium dilakukan berdasarkan formulasi yang dilakukan pada sub bab 4.dari 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.. 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:. Fase 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. [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + 4 = [(0,8x sin 6 0 ) + (0,4x sin 0 ) + (0,70 x sin 8 0 )] = 0,454 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gaya ankle jointkaki normal pada fase initial contact ditunjukkan pada tabel 4.8. IV-64

117 Tabel 4.8Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki normal fase initial contact No Jarak Moment (d) Panjang (m) R a R s 0.59 R t R b 0. 5 R t R s R f' 0. 8 R f Sedangkan untuk contoh perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh pengguna prosthetic, sebagai berikut: Ws = m s x g = (.69 x 9,8) N = 6,6 Newton Rekapitulasi perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh pengguna prostheticditunjukkan pada tabel 4.9. Tabel 4.9Gaya berat segmen tubuh pengguna prosthetic No Segmen Massa (kg) Gaya Berat (W) Body (B) Tight Normal (T ) Tight Prosthetic (T ) Shank Normal (S ) Shank Prosthetic (S ) Foot Normal (F ) Foot Prosthetic (F ) 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: IV-65

118 ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) ( WF R ) f ' s t b t s FNA = Ra f,5 + 9, ,48 + 9,45 +,44+ 0, = 0,454 = 9,74 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. " [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ ( L Sinθ ] R t + = ) = [(0,8x sin6) + (0,4 x sin 0 )+ (0,06 x sin 8 0 )] = 0,5 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gayaankle jointkaki prosthetic pada fase initial contact ditunjukkanpada tabel 4.0. Tabel 4.0 Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.0) 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: No Jarak Moment (d) Panjang (m) R a R s 0.94 R t R b 0. 5 R t R s R f R f" 0.0 IV-66

119 FNA = ( WF R f " ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) + ( WF R ) f R a 0, ,64 + 5,6 + 97,8 +,456 +, = = 95,044 Newton Rekapitulasi perhitungan nilai gaya padaanklejointdalam aktivitas berjalan pengguna prostheticdi didang datar pada delapan fase gerakan berjalan ditampilkan pada tabel 4.. Tabel 4. Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint Gaya no FASE Gait Ankle Normal Ankle Prosthetic Heel Strike Fase 9 95 Loading Respone Fase 4 44 Mid Stance Fase Terminal Stance Fase Pre Swing Fase Initial Swing Fase Mid Swing Fase Terminal Swing Fase erdasarkan tabel4. komparasi nilai gaya pada ankle joint kaki normal dan kaki prosthetic pada setiap fase gerakan berjalan dapat digambarkan dalam grafik pada gambar IV-67

120 Gambar 4.50 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengan komponen alignment adapter mengalami pensejajaran Grafik pada gambar 4.50menunjukkan perbandingan n nilai gaya pada ankle joint yang dihasilkan kaki normal maupun kaki prosthetic saat berjalan pada bidang datar menggunakan prosthetic endoskeletal dengan alignment adapter komponen yang mengalami setting.. Pada fase stance phase gayapada ankle joint kaki prosthetic mempunyai nilaii yang lebih besar daripada kaki normal, sedangkansaat kondisi swing phase nilai gayaa pada ankle joint kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih kecil daripada kaki normal. 4.. Perhitungan Nilai Keseimbangan Momen pada Komponen Alignment Adapter yang Mengalami Pensejajaran Nilaii keseimbangan momen dihitung pada delapan fase gerakan berjalan berdasarkan formulasi model biomekanika padaa kaki normal dan kaki prosthetic. Berikut contoh perhitungan nilai keseimbangan momen pada komponen alignment adapter for prosthetic footyang mengalami pensejajaran, yaitu:. Fase Perhitungan nilai momen pada gerakan berjalan fase initial contact, dilakukan baik pada kaki normal maupun kaki prosthetic. Kaki normal. Panjang lengan momen digunakan sebagai salah satu variabel dalam menentukan besarnya momen yang terjadi pada anklejointsaat aktivitas

121 berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki normal pada fase initial contact. ' [( L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rt = + ) = [(0,8x sin 6 0 ) + (0,4 sin 0 )] = 0,0 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki normal pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.. Tabel 4. Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki normal fase initial contact Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.),gaya berat segmen tubuh (tabel 4.8) dan gaya pada ankle joint (tabel 4.) menjadi inputdalam perhitungan momen ankle joint kaki normal fase initial contact. Hasil perhitungan momen pada ankle joint kaki normal, sebagai berikut: MA = ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) + ( ) ( ) WF R f " FNA Ra [ 0, 84 +, 490 +, , 8 + 5, 6 + 5, ,95 ] =, = -0,08N.m Kaki prosthetic. No Jarak Moment (d) Panjang (m) R s R t 0.0 R b 0. 4 R t R s R a R f R f" 0.00 Panjang lengan momen digunakan sebagai salah satu variabel dalam menentukan besarnya momen yang terjadi pada ankle joint saat aktivitas berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki prosthetic pada fase initial contact. '' R t = [( L ) Sin θ + ( L + L4 ) Sin θ ] IV-69

122 = [(0,47x sin 0 ) + (0.70x sin 8 0 )] = 0,5 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki prosthetic pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.. Tabel 4. Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.), gaya berat segmen tubuh (tabel 4.8) dan gaya pada ankle joint (tabel 4.) menjadi input dalam perhitungan momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact. Hasil perhitungan momen pada ankle joint kaki prosthetic, sebagai berikut: MA = ( FNA R ) + ( WF R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) a ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) b t f s [,4 0,8,5 9,477 5,48 9,45,44 0,847 ] = + = -0,00 N.m No Jarak Moment (d) Panjang (m) R a R s 0.59 R t R b 0. 5 R t R s R f' R f f ' s t Rekapitulasi nilai keseimbangan momen pada ankle yang dihasilkan pengguna prosthetic pada 8 fase gerakan berjalan ditampilkan pada tabel 4.4 IV-70

123 Tabel 4.4 Rekapitulasi perhitungan nilai momen pada ankle joint No FASE Gait Heek Strike Fase Loading Respone Fase Mid Stance Fase 4 Terminal Stance Fase 4 5 Pre Swing Fase 5 6 Initial Swing Fase 6 7 Mid Swing Fase 7 8 Terminal Swing Fase 8 Moment Ankle Normal Ankle Prosthetic Berdasarkan tabel4.4 komparasi nilai momen pada anklejointkaki normal dan kaki prosthetic pada setiap fase gerakan berjalan dapat digambarkan dalam grafik pada gambar 4.5. Gambar 4.5 Komparasi nilai momen padaa ankle joint dengan komponen alignment adapter mengalami pensejajaran Grafik pada gambar 4.5 menunjukkan komparasi nilai momen pada ankle jointkaki normal maupun kaki prosthetic saat berjalan pada bidang datar menggunakan prosthetic endoskeletal dengan komponenal lignment adapter yang mengalami pensejajaran. Nilai momenpada ankle jointkaki prostheticcenderung stabil pada awal fase berdiri dan mulai meningkat tajam pada fase ke tiga, namun kembali menurun dan nilainya stabil hingga akhir siklus gait cycle. Sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal mempunyai nilai yang cukup stabil

124 pada fase berdiri (stance phase) dan mulai meningkat pada fase mengayun (swing phase). 4.. 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. Fase 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. [( L ) Sinθ + ( L ) Sinθ + ( L L ) Sinθ ] R a = + 4 = [(0,8 x sin 0 0 ) + (0,4 x sin 0 ) + (0,70 x sin 0 )] = 0,45 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gaya ankle jointkaki normal pada fase initial contact ditunjukkan pada tabel 4.5. Tabel 4.5Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki normal fase initial contact No Jarak Moment (d) Panjang (m) R a 0.45 R s 0.7 R t R b R t R s R f' R f IV-7

125 Sedangkan untuk contoh perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh pengguna prosthetic, sebagai berikut: Ws = m s x g = (.69 x 9,8) N = 6,6 Newton Rekapitulasi perhitungan gaya berat pada tiap segmen tubuh pengguna prostheticditunjukkan pada tabel 4.6. Tabel 4.6 Gaya berat segmen tubuh pengguna prosthetic No Segmen Massa (kg) Gaya Berat (W) Body (B) Tight Normal (T ) Tight Prosthetic (T ) Shank Normal (S ) Shank Prosthetic (S ) Foot Normal (F ) Foot Prosthetic (F ) 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 4.5) dan gaya berat segmen tubuh (tabel 4.6) menjadi input dalam perhitungan gaya pada ankle joint kaki normal fase initial contact. Hasil perhitungan gaya pada ankle joint kaki normal, sebagai berikut: ( WF R ) + ( WS R ) + ( WT R ) + ( WB R ) + ( WT R ) + ( WS R ) ( WF R ) f ' s t b t s FNA = Ra f,5 + 7,40 + 0, ,55 + 6,99+ 0, = 0,45 = 6,06 Newton Kaki prosthetic. Panjang lengan momen digunakan sebagai salah satu variabel dalam menentukan besarnya gaya yang terjadi pada anklejoint saat aktivitas berjalan. IV-7

126 Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki prosthetic pada fase initial contact. " [( L ) Sin θ + ( L ) Sin θ ( L Sinθ ] R t + = ) = [(0,8 x sin0) + (0,4 x sin 0 )+ (0,06 x sin 0 )] = 0,08 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan gayaankle jointkaki prosthetic pada fase initial contact ditunjukkan pada tabel 4.7. Tabel 4.7 Lengan momen perhitungan gaya ankle joint kaki prosthetic fase initial contact Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.7) dan gaya berat segmen tubuh (tabel 4.6) menjadi inputdalam perhitungan gaya pada ankle joint kaki prosthetic fase initial contact. Hasil perhitungan gaya pada ankle joint kaki prostheticberdasarkan persamaan 4., sebagai berikut: FNA = ( WF R f " ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb ) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) + ( WF R ) f No Jarak Moment (d) Panjang (m) R a 0.45 R s 0.04 R t R b R t R s R f R f" 0.00 R a 0,49+ 4,088 +,7 + 8,89 + 0,4 +, = 0.45 =,885 Newton IV-74

127 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada anklejoint dalam aktivitas berjalan pengguna prostheticdi didang datar pada delapan fase gerakan berjalan ditampilkan pada tabel 4.8. Tabel 4.8 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint FASE Gait Heek Strike Fase Loading Responee Fase Mid Stance Fase Terminal Stance Fase 4 Pre Swing Fase 5 Initial Swing Fase 6 Mid Swing Fase 7 Terminal Swing Fase 8 Gaya Ankle Normal Ankle Prosthetic Berdasarkan tabel4.8 komparasi nilai gaya pada ankle joint kaki normal dan kaki prosthetic pada setiap fase gerakan berjalan dapat digambarkan dalam grafik pada gambar 4.5. Gambar 4.5 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengan komponen alignment adapter yang tidak mengalami pensejajaran Grafik pada gambar 4.5menunjukkan perbandingan n nilai gaya pada ankle joint yang dihasilkan kaki normal maupun kaki prosthetic saat berjalan pada bidang datar menggunakan prosthetic endoskeletal dengann komponenn alignment adapter yang mengalamisetting atau pensejajaran. Pada fase stance phase gayapada ankle joint kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih besar daripada

128 kaki normal, sedangkansaat kondisi swing phase nilai gaya pada ankle joint kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih kecil daripada kaki normal 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. Fase Perhitungan nilai momen pada gerakan berjalan fase initial contact, dilakukan baik pada kaki normal maupun kaki prosthetic. Kaki normal Panjang lengan momen digunakan sebagai salah satu variabel dalam menentukan besarnya momen yang terjadi pada anklejointsaat aktivitas berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki normal pada fase initial contact. ' [( L ) Sinθ ( L Sinθ ] Rt = + ) = [(0,8x sin 0 0 ) + (0,4 sin 0 )] = 0,67 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki normal pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.9. Tabel 4.9 Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki normal fase initial contact No Jarak Moment (d) Panjang (m) R s R t 0.67 R b R t R s R a R f R f" 0.00 IV-76

129 Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.9), gaya berat segmen tubuh (tabel 4.6) dan gaya pada ankle joint (tabel 4.8) menjadi input dalam perhitungan momen ankle joint kaki normal fase initial contact. Hasil perhitungan momen pada ankle joint kaki normal berdasarkanpersamaan 4., sebagai berikut: MA ( WF R f ) + ( WS Rs ) + ( WT Rt ) + ( WB Rb) + ( WT Rt ) + ( WS Rs ) + ( ) ( ) WF R f " FNA Ra [ 0, , + 0, , +, 7 + 4, ,59 ] = =, = 0.9N.m Kaki prosthetic Panjang lengan momen digunakan sebagai salah satu variabel dalam menentukan besarnya momen yang terjadi pada ankle joint saat aktivitas berjalan. Berikut contoh perhitungan lengan momen kaki prosthetic pada fase initial contact. '' R t = [( L ) Sin θ + ( L + L4 ) Sin θ ] = [(0,47x sin 0 ) + (0.70x sin 0 )] = 0,78 m Rekapitulasi lengan momen dalam perhitungan momen ankle jointkaki prosthetic pada fase initial contactditunjukkanpada tabel 4.0. Tabel 4.0 Lengan momen perhitungan momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact No Jarak Moment (d) Panjang (m) R a 0.45 R s 0.7 R t R b R t R s R f' 0. 8 R f Hasil tabulasi lengan momen (tabel 4.0), gaya berat segmen tubuh (tabel 4.6) dan gaya pada ankle joint (tabel 4.8) menjadi input dalam perhitungan momen ankle joint kaki prosthetic fase initial contact. Hasil perhitungan IV-77

130 momen pada ankle joint kaki prostheticberdasarkanpersamaan 4.4, sebagai berikut: MA = ( FNA R ) + ( WF R ) ( WF R ) ( WS R ) ( WT R ) a ( WB R ) ( WT R ) ( WS R ) b t f 90, ,8,5 7,40 0,889 6,877 8,70 = 0,570 = -0.0 N.m s Rekapitulasi nilai keseimbangan momen pada ankle yang dihasilkan pengguna prosthetic pada 8 fase gerakan berjalan ditampilkan pada tabel 4. Tabel 4. Rekapitulasi perhitungan nilai momen pada ankle joint dengan f ' s t komponen alignment adapter tanpa mengalami pensejajaran No FASE Gait Moment Ankle Normal Ankle Prosthetic Heek Strike Fase Loading Respone Fase Mid Stance Fase Terminal Stance Fase Pre Swing Fase Initial Swing Fase Mid Swing Fase Terminal Swing Fase Berdasarkan tabel4. komparasi nilai momen pada anklejointkaki normal dan kaki prosthetic pada setiap fase gerakan berjalan dapat digambarkan dalam grafik pada gambar 4.5. IV-78

131 Gambar 4.5 Komparasi nilai momen padaa ankle joint dengan komponen alignment adaptertanpa mengalami pensejajaran Grafik pada gambar 4.5 menunjukkan komparasi nilai momen pada ankle jointkaki normal maupun kaki prosthetic saat berjalan pada bidang datar menggunakan prosthetic endoskeletal dengan komponenal lignment adapter yang tidak mengalami pensejajaran. Nilai momenpada ankle jointkaki prostheticcenderung stabil pada awal fase berdiri dan mulai meningkat tajam pada fase ke tiga, namun kembali menurun dan nilainya stabil hingga akhir siklus gait cycle. Sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal mempunyai nilai yang cukup stabil pada fase berdiri (stance phase) dan mulai meningkat pada fase mengayun (swing phase).

132 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. 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.. 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 0 kearah anteroposterior dan kearah mediolateral.dengan V-

133 gerakan sliding dengan pergeseran maximal sebesar mmm kearah mediolateral dan 7 mm kearah anteroposteriorkemampuan dari komponen alignment adapter for prosthetic footmampu mengatasi perubahan sudut kontraktur sendi lutut yang berubah dalam periodee waktu tertentu tanpaa harus mengganti bagian-bagian komponen penyusun kaki prosthetic seperti pada kaki prosthetic konvensional. Gambar 5.Aplikasi penerapan komponen alignment adapter for prosthetic foot Padaa aplikasi penerapan komponen alignment adapter for prosthetic foot terhadap amputee kebutuhan gerakan tilting sebesar 7 untuk menyesuaikan kontraktur stump sebesar 7 flexiondengan sliding kearah anterior sejauh 5mm untuk menyeimbangkann garis beban. Sedangkann komponenn alignment adapter for prosthetic footpada gerakan sliding dan tilting dari sisi lateral tidak mengalami pergeseran dikarenakan stump dari sisi lateral terposisi normal. Hasil rancangann D alignment adapter for prosthetic foot menggunakan software solidwork 004 yang telah diwujudkan dalam bentuk nyata dengan proses permesinan CNCC dengan toleransi proses permesinan 0.mmm sehingga menghasilkan desain rancangann sesuai dengan dimensi rancangan D. Penggunaann material duralium alloy sebagai bahan pembuat komponen alignment adapter for prosthetic foot memberikan keuntungan bagi amputee. Duralium alloy merupakan perpaduan antara beberapa logam yang mempunyai kekuatan dan ketahanan yang baik dalam menerima beban. Sifat logam yang memiliki yield streght yang cukup tinggi menyebabkan material tersebut mempunyai ketahanan yang baik dalam menerima tekanan sehingga aman digunakan pada aktifitas berjalan. Sifat material yang ringanmemberikan keuntungan bagi pengguna V-

134 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.Ulir 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. V-

135 Gambar 5.Helicoil 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.. 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 0 frame dalam detik. Keterbatasan video recorder mengakibatkan terjadi efek slow motion saat fase mengayun. Gambar terlihat kurang jelas V-4