JURNAL TEKNIK POMITS Vol. 1, No. 1, (2014) 1-6 1 Analisa Gesekan Material Implantasi Prosthesis Pada Total Hip Joint Replacement Akibat Gerak Adduksi Abduksi Menggunakan Metode Elemen Hingga Muhammad Hafidh Rasyadi, Yusuf Kaelani Jurusan Teknik Mesin, Fakultas Teknologi Industri, Institut Teknologi Sepuluh Nopember (ITS) Jl. Teknik Industri, Surabaya 60111 E-mail: y_kaelani@me.its.ac.id Abstrak- Perkembangan ilmu yang begitu pesat yang berlaku juga pada ilmu perpaduan antara ilmu kedokteran dengan ilmu teknik mekanika yang bisa juga disebut dengan biomechanical. Total hip replacement atau operasi penggantian hip joint ini biasanya disebabkan oleh beberapa hal seperti faktor usia, kecelakaan, kekurangan nutrisi dan penyakit tulang (arthritis). Pengujian dilakukan dengan simulasi pada software finite element. Adapun material prosthesis yang digunakan adalah Ti-6Al-4V dan Co-Cr alloy dengan polymethyl methacrylate sebagai material dari mantel semennya. Pada penelitian tugas akhir kali ini menganalisa cemented hip prosthesis bagian kiri kanan depan belakang dianggap dijepit sempurna oleh tulang. Pembebanan yang diberikan yaitu asumsi 4x berat manusia normal dewasa yaitu 2.8 kn. Pembebanan diberikan berdasarkan pada sudut maksimum gerakan kaki ke dalam (adduksi) 22 0, dan gerakan kaki ke luar (abduksi) 40 0. Analisa yang digunakan merupakan analisa 2 dimensi. Adapun hasil dari tugas akhir kali ini yaitu didapatkan distribusi tegangan normal dan tegangan gesernya serta nilai koefisien gesek kritis dari tiap model kontak antara prosthesis terhadap mantel semennya. Dari hasil tersebut adanya modifikasi profil permukaan dari model prosthesis yang sudah ada dapat meningkatkan nilai dari koefisien gesek. Kata kunci- Cemented Hip Prosthesis, Posisi Sudut Kaki, Koefisien Gesek. I. PENDAHULUAN Setiap peralatan yang bergerak dan saling berkontak pasti mengalami gesekan. Gesekan yang sering disebut dengan friksi biasanya didefinisikan sebagai gaya lawan (opposing force) yang terjadi apabila dua permukaan saling bergerak relatif antara satu dengan yang lainnya. Gesekan yang terjadi secara terus menerus bisa menimbulkan kerusakan atau hilangnya partikel dari suatu material yang disebut keausan. Keausan adalah kondisi dimana terdapat dua benda saling menekan dan saling bergesekan. Faktor-faktor yang mempengaruhi keausan adalah kecepatan, tekanan, kekasaran permukaan dan kekerasan bahan. Semakin besar kecepatan relatif benda yang bergesekan, maka material semakin mudah aus. Begitu juga dengan faktor tekanan, semakin besar tekanan pada permukaan benda yang berkontak, material akan cepat aus. Perkembangan ilmu pengatahuan menimbulkan ilmu-ilmu baru yang memadukan antara ilmu yang sudah ada dengan ilmu perkembangan terbaru. Seperti berkembangnya ilmu perpaduan antara ilmu kedokteran dengan ilmu teknik mekanika yang bisa juga disebut dengan biomechanical. Aplikasi dalam bidang ini misalnya tentang persendian buatan pada manusia. Salah satu dari persendian adalah sambungan hip, sambungan hip merupakan komponen penting dalam sistem kerangka manusia. Sambungan ini terletak diantara pinggul dan pangkal tulang paha atas. Sedangkan pada tugas akhir ini, akan menganalisa pada bagian artificial hip joint dimana pada sambungan hip diberi prosthesis sebagai penyangga antara kaki dengan tulang panggul. Total hip joint replacement atau operasi penggantian hip joint ini biasanya disebabkan oleh beberapa hal seperti faktor usia, kecelakaan, kekurangan nutrisi dan penyakit tulang (arthritis). Hip joint adalah sendi antara femur dan acetabulum pada pelvis. Total hip joint replacement sendiri dilakukan dengan menggunakan alat yang dinamakan prosthesis. Pada tugas akhir kali ini akan dibahas prosthesis dengan mantel semen atau cemented prosthesis, dimana prosthesis diberi semen sebagai material pengisi antara prosthesis dan tulang femurnya. Adapun tujuan dari tugas akhir ini adalah menganalisa distribusi tegangan normal dan tegangan geser serta mengatahui nilai koefisen gesek kritis yang terjadi pada asperities-asperities akibat kontak material yang terjadi antara prosthesis terhadap mantel semen. Pada gambar 1.1. menunjukkan bahwa area kontak antara asperities pada prosthesis dengan asperities pada mantel semen. Asperities merupakan ketidakrataan permukaan atau biasa disebut dengan kekasaran permukaan. Pada material yang telah dipoles sekalipun tidak benar-benar halus pada skala atomik, mereka cenderung memiliki proyeksi tajam sebagai kekasarannya atau bisa disebut asperities. Untuk analisanya, menggunakan software finite elemen. Gambar 1.1. Gesekan Implantasi Hip Prosthesis
JURNAL TEKNIK POMITS Vol. 1, No. 1, (2014) 1-6 2 II. TINJAUAN PUSTAKA 2.1 Anatomy Hip Joint Hip Joint atau yang dalam bahasa Indonesia biasa disebut sebagai sendi panggul merupakan salah satu sendi yang memiliki peranan terbesar dalam tubuh. Sendi tulang pinggul (hip joint) adalah sambungan tulang yang terletak diantara pinggul dan pangkal tulang paha atas. Hip joint pada manusia terdiri dari tiga bagian utama, yaitu: femur, femoral head, dan rounded socket. Secara keseluruhan letak bagian-bagian dari anatomy hip joint dapat dilihat pada gambar 2.1. Gambar 2.1. Anatomi dari Hip Joint (thedenverclinic.com) suatu sebab seperti penyakit atau kecelakaan. Desain geometri acetabular liner untuk total hip joint replacement dengan menggunakan bahan Ultra High Molecular Weight Polyethylene (UHMWPE) hal ini memungkinkan konstruksi dari total hip joint replacement menjadi lebih ringan. Femoral Stem adalah komponen stem untuk total hip joint replacement yang digunakan untuk mengganti kepala femur yang rusak dan telah dipotong. Fungsi femoral stem yaitu memberikan dudukan pada femoral head yang menggantikan fungsi kerja kepala femur yang telah hilang melalui proses operasi medis. 2.3 Cemented Total Hip Joint Replacement Pada metode pemasangan ini, semen tulang digunakan untuk merekatkan artificial hip joint ke dalam tulang femur. Semen tulang tidak hanya berfungsi seperti lem, melainkan juga sebagai material pengisi. Hingga saat ini material dari semen tulang yang banyak digunakan adalah polymethylmethacrylate (PMMA), dimana diperkenalkan oleh Sir John Chanrley pada awal tahun 1960. Pada gambar 2.4. di bawah ini dapat dilihat bahwa adanya material pengisi dalam hal ini merupakan semen yang melapisi dari prosthesisnya tersebut yang mana dimaksudkan sebagai perekat antara prosthesis terhadap tulang femurnya itu sendiri. 2.2 Komponen Hip Prosthesis Gambar 2.4. Cemented Total Hip Replacement. (eorthopod.com) Gambar 2.3. Komponen Hip Joint Prosthesis. (drcsdharortho.in) Pada gambar 2.3 di atas dapat dilihat bahwa komponen-konponen dari hip prosthesis. Pada gambar di atas menunjukan bahwa komponen sambungan tulang pinggul buatan terdiri dari bagian acetabular dan femoral. Dalam bagian acetabular terdiri dari komponen acetabular shell dan acetabular liner, sedangkan pada sistem femoral terdiri dari komponen femoral head dan femoral stem. Acetabular Shell adalah bagian terluar dari total hip joint replacement sebagai metal cup yang menempel pada acetabulum (bagian tulang pada pelvis). Bagian permukaan luar acetabular shell terdapat porous (permukaan kasar yang mirip jarring-jaring) berfungsi untuk merangsang tulang agar tumbuh dan merekat pada acetabular shell secara alami, sebagai penguat acetabular sheel ditanam kedalam tulang pelvis secara permanen. Acetabular Liner adalah penopang femoral head yang direkatkan menempel pada acetabular shell. Femoral head merupakan implan pengganti bonggol tulang femur yang secara medik sudah tidak berfungsi lagi (rusak) oleh karena 2.4 Teori Gesekan Leonardo Da Vinci (1452-1519) adalah orang pertama yang melakukan studi kuantitatif pada masalah gesekan. Eksperimen yang dilakukan adalah meletakkan balok pada bidang datar dan memberikan beban yang digantungkan untuk membuat balok tersebut bergerak sliding seperti ditunjukkan pada Gambar 2.5. berikut ini. Gambar 2.5. Sketsa percobaan gesekan oleh Leonardo Da Vinci a. Balok b. Balok pada bidang datar c. Balok pada bidang miring (Wikipedia.org)
JURNAL TEKNIK POMITS Vol. 1, No. 1, (2014) 1-6 3 Dengan metode ini, Da Vinci hanya mampu mengukur gesekan statis dan kemungkinan besar dia tidak menyadari perbedaan antara gesekan statis dan kinetik Da Vinci menemukan dua hukum gesekan, yaitu : 1. Gesekan yang ditimbulkan oleh beban yang sama akan memiliki nilai resistansi yang sama pada awal balok bergerak walaupun balok memiliki panjang dan lebar yang berbeda. 2. Gaya gesekan akan menjadi dua kali lipat apabila massa juga dibuat dua kali lipat. Da Vinci mendefinisikan koefisien gesekan sebagai rasio dari gaya gesekan dibagi dengan gaya normal, yang dirumuskan: =.(1) Dimana F adalah gaya gesekan, μ adalah koefisien gesekan, dan N adalah gaya normal. Hukum inilah yang menjadi dasar hukum gesekan hingga sekarang. Jika ditinjau pada luasan asperities yang mengalami kontak antar 2 permukaan seperti yang dapat dilihat pada gambar 2.5. maka persamaan (1) dapat dijabarkan sebagai berikut. =.. (2) =. (3) Maka untuk mencari nilai koefisien gesek dari tiap luasan asperities yang mengalamu kontak yaitu perbandingan antara nilai tegangan geser berbanding dengan tegangan normal seperti pada persamaan (3). Tensile Ultimate Strenght (MPa) 965 785 90 Prosthesis Existing Prosthesis Modifikasi 1 Prosthesis Modifikasi 2 Prosthesis Modifikasi 3 Gambar 3.1. Dimensi Geometri Model Hip Prosthesis Gambar 2.5. Luasan Kontak Pada Asperities III. METODE PENELITIAN Langkah-langkah yang dilakukan pada simulasi pada software finite element penilitian pada tugas akhir ini sebagai berikut : 1. Menyiapkan data dari model benda uji yang mana pada penelitian kali ini model dari prosthesis. Pada penilitian kali ini hip prosthesis diambil dari hip prosthesis yang pernah diteliti sebelumnya dengan sedikit adanya modifikasi. Adapun dimensi geometry dari hip prosthesis tersebut adalah dapat dilihat pada gambar 3.1. Selain data geometry didapat pula dari literatur data material properties yang digunakan pada penilitian tugas akhir ini. Pada penelitian tugas akhir ini material yang digunakan adalah Ti-6Al-4V dan Co-Cr alloy. Sedangkan pada mentel semennya sendiri menggunakan material polymethyl methacrylate. Properti dari material-material tersebut dapat dilihat pada tabel 3.1. berikut ini : Tabel 3.1. Properti dari material-material pengujian Ti-6Al-4V Co-Cr alloy PMMA Modulus Elastisitas (GPa) 116 210 2.70 Tensile Yield 896 517 70 Strenght (MPa) Poisson Ratio 0.32 0.30 0.35 Density (g/cm 3 ) 4.43 8.50 1.18 2. Dari pemodelan hip prosthesis yang menggunakan input geometri pada preprocessor kemudian disimulasikan menggunakan software simulasi finite element. Adapun langkah-langkahnya sebagai berikut : a. Pemilihan tipe elemen yang digunakan pada tugas akhir kali adalah PLANE 183. Tipe elemen ini adalah tipe yang tertinggi yang digunakan dalam model 2-D dengan 6 atau 8 nodal elemen. Tipe elemen ini memiliki perlakuan quadratic displacement.. Tiap nodal dari elemen ini mempunyai 2-DOF yaitu translasi ke arah x, dan y. Sedangkan untuk analisis kontak permukaan yang digunakan pada penlitian kali ini adalah CONTA172. Untuk menggunakan tipe elemen CONTA172 diperlukan targert untuk model 2-D yaitu dipilih tipe elemen TARGE169. Tipe analisis ini digunakan untuk menunjukan kontak dan sliding antara permukaan benda 2 dimensi yang diinginkan, dan permukaan yang terdeformasi. Tipe analisis ini memungkinkan untuk melihat distribusi tengangan normal dan tegangan geser yang terjadi akibat kontak permukaan. b. Pada penelitian tugas akhir kali ini menganalisa cemented hip prosthesis, maka pada bagian kiri dan kanan pada mantel semen dianggap dijepit sempurna oleh tulang. Secara keseluruhan tumpuan yang diberikan terhadap mantel semen tersebut dapat dilihat pada gambar 3.2. berikut ini. Dengan dimaksudkan agar prosthesis tidak bergerak ke samping kanan maupun kiri, dan hanya mampu mengikuti arah pergerakan dari tulang, maka bagian sisi samping dari prosthesis diberi tumpuan rol,
JURNAL TEKNIK POMITS Vol. 1, No. 1, (2014) 1-6 4 dimana pada tumpuan rol hanya terdapat satu arah gaya, yaitu gaya yang mendukung gerak prosthesis terdistribusi dalam satu node akan tetapi terdistribusi merata ke luasan area tertentu. IV. ANALISA DATA 4.1 Distribusi Tegangan Normal Gambar 3.2. Tumpuan pada Cemented Hip Prosthesis hanya bergerak ke atas dan ke bawah. Sedangkan pada bagian bawah terdapat tumpuan engsel, dimana gaya-gayanya yang bekerja saling meniadakan. c. Pemberian pembebanan dilakukan dengan mangambil asumsi 4x berat orang dewasa normal dengan berat manusia dewasa normal 70 kg, hal ini dimaksudkan karena pada pengujian kali ini tidak hanya diamati saat orang tersebut bergerak normal tanpa ada pergerakan yang ekstrim, dan kondisi lain sebagainya. Pada tugas akhir ini menganalisa posisi sudut kaki yaitu pada saat posisi abduksi, dan adduksi. Gerak adduksi merupakan gerak mengayun kaki ke arah, sedangkan gerak abduksi meruakan gerak kaki mengayun ke arah luar. Dari referensi penelitian yang sebelumnya telah dilakukan oleh kusumawardani (2010), didapatkan sudut dari posisi gerakan tersebut. Gerak adduksi memiliki nilai gerak kritis maksimum sebesar 22 0. Dan gerak abduksi memiliki gerak kritis maksimum sebesar 40 0. Dari sudut-sudut yang dibentuk oleh sebab pergerakan kaki tersebut akan menimbulkan gaya-gaya pada bidang x, dan y. Nilai dari Fx, dan Fy didapat dari transformasi sudut antara pembebanan (W) terhadap bidang x, dan y. Dimana sudut α merupakan sudut yang berhubungan dengan sumbu x, dan sudut β merupakan sudut yang berhubungan dengan sumbu y. sehingga dapat dirumuskan sebagai berikut : = cos ; = cos.. 4 Sehingga untuk mendapatkan beban total yang diterima oleh prosthesis yaitu dengan : = 4 = 4 70 10 = 2800. (5) Pada tugas akhir ini nilai dari α ditinjau pada titik maksimum kritis dari gerak kaki mengayun ke dalam yaitu sebesar α = 22 0 sehingga didapat nilai gaya ke arah y dan ke arah x yaitu sebesar Fy = -1048.89 N dan Fx = -2596.11 N. Sedangkan nilai dari α ditinjau pada titik maksimum kritis dari gerak kaki mengayun ke luar yaitu sebesar α = 40 0 sehingga didapat nilai gaya ke arah y dan ke arah x yaitu sebesar Fy = - 1799.80 N dan Fx = -2144.92 N. Pada software finite element nilai dari Fx dan Fy dapat dimasukkan nilainilainya. Pada software finite element yang digunakan ini beban yang digunakan terdristribusi ke dalam 20 nodes, dalam hal ini dimaksudkan bahwa beban tidak Prosthesis Existing Prosthesis Modifikasi 1 Prosthesis Modifikasi 2 Prosthesis Modifikasi 3 Gambar 4.1. Distribusi Tegangan Normal Prosthesis Pada gambar 4.1. dapat dilihat distribusi tegangan normal dari tiap model prosthesis yang telah dilakukan simulasi pada software finite element. Pada gambar tersebut merupakan model prosthesis dengan metarial Co-Cr alloy dengan simulasi akibat gerak dari abduksi sudut 40 0. Dapat dilihat bahwa Distribusi tegangan normal akibat kontak antara prosthesis terhadap mantel semennya pada tiap model hip prosthesis berkecenderungan bernilai tinggi pada bagian atas dari kontak, adapun sesekali terdapat nilai yang tinggi pada bagian yang lain akan tetapi kondisi tersebut jarang sekali. Pada simulasi prosthesis Co-Cr alloy untuk gerak adduksi pun menunjukan kecenderungan distribusi tegangan normal yang sama seperti pada gerak abduksi yaitu bernilai tinggi pada bagian atas kontaknya. Hal ini juga berlaku pula pada simulasi yang dilakukan pada prosthesis akibat gerak adduksi abduksi pada material Ti-6Al-4V. 4.2. Distribusi Tegangan Geser Pada gambar 4.2. dapat dilihat distribusi tegangan geser dari tiap model prosthesis yang telah dilakukan simulasi pada software finite element. Pada gambar tersebut merupakan model prosthesis dengan metarial Co-Cr alloy dengan simulasi akibat gerak dari adduksi sudut 22 0. Dapat dilihat bahwa Distribusi tegangan geser akibat kontak antara prosthesis terhadap mantel semennya pada tiap model hip prosthesis berkecenderungan bernilai tinggi pada bagian tengah dari kontak, adapun sesekali terdapat nilai yang tinggi pada bagian yang lain akan tetapi kondisi tersebut jarang sekali. Pada simulasi prosthesis Co-Cr alloy untuk
JURNAL TEKNIK POMITS Vol. 1, No. 1, (2014) 1-6 5 gerak abduksi pun menunjukan kecenderungan distribusi tegangan normal yang sama seperti pada gerak abduksi yaitu bernilai tinggi pada bagian atas kontaknya. pada ujung nilainya kembali memiliki koefisien gesek yang besar. Pada bagian sisi kanan dari prosthesis yang mengalami kontak dengan mantel semennya dapat dilihat bahwa pada bagian atas prosthesis memiliki koefisien gesek yang besar kemudian pada bagian tengah prosthesis mempunyai nilai koefisien gesek yang kecil hingga pada bagian bawah prosthesis kembali memiliki koefisien gesek yang besar kembali. Sedangkan pada gambar 4.4. merupakan distribusi koefisien gesek yang terjadi pada hip Prosthesis Existing Prosthesis Modifikasi 1 Prosthesis Modifikasi 2 Prosthesis Modifikasi 3 Gambar 4.2. Distribusi Tegangan Geser Prosthesis Hal ini juga berlaku pula pada simulasi yang dilakukan pada prosthesis akibat gerak adduksi abduksi pada material Ti- 6Al-4V. 4.3. Distribusi Koefisien Gesek Gambar 4.4. Distribusi Koefisien Gesek Gerak Adduksi 22 0 Material Co-Cr alloy (existing) prosthesis existing akibat gerak abduksi dengan sudut 40 0 material Co-Cr alloy. Dapat lihat pada bagian kiri prosthesisnya yang mengalami kontak dengan matel semennya pada bagian atas terlihat bahwa memiliki nilai koefisien gesek yang cenderung besar hingga pada bagian tengah dari prosthesisnya sendiri yang memiliki nilai koefisien gesek kecil kemudian pada bagian bawah nilainya kembali memiliki koefisien gesek yang besar. Pada bagian sisi kanan dari prosthesis yang mengalami kontak dengan mantel semennya dapat dilihat bahwa pada bagian atas terlihat bahwa memiliki nilai koefisien gesek yang kecil hingga pada bagian tengah dari prosthesisnya sendiri yang memiliki nilai koefisien gesek yang cenderung besar kemudian pada bagian bawah sempat terjadi nilai yang kecil kembali hingga pada ujung nilainya kembali memiliki koefisien gesek yang besar. Kecenderungan distribusi koefisien gesek yang sama terjadi pula pada hip prosthesis existing material Ti-6Al-4V. Gambar 4.3. Distribusi Koefisien Gesek Gerak Adduksi 22 0 Material Co-Cr alloy (existing) Distribusi koefisien gesek yang terjadi pada hip prosthesis existing akibat gerak adduksi dengan sudut 22 0 material Co- Cr alloy bisa dilihat pada gambar 4.3. Adapun penganalisaan koefisien gesek dari keduan sisi bagian kanan dan kiri tersebut dilihat nilai koefisien geseknya dengan membagi hingga 21 titik kontak dari tiap sisinya. Dapat lihat pada bagian kiri prosthesisnya yang mengalami kontak dengan matel semennya pada bagian atas terlihat bahwa memiliki nilai koefisien gesek yang kecil hingga pada bagian tengah dari prosthesisnya sendiri yang memiliki nilai koefisien gesek yang cenderung besar kemudian pada bagian bawah sempat terjadi nilai yang kecil kembali hingga Gambar 4.5. Distribusi Koefisien Gesek Gerak Adduksi 22 0 Material Co-Cr alloy (modifikasi 1) Adapun pada gambar 4.5. yang merupakan distribusi koefisien gesek yang terjadi pada hip prosthesis modifikasi 1 akibat gerak adduksi dengan sudut 22 0 metarial Co-Cr alloy. Dapat dilihat bahwa memiliki kecenderungan yang sama distribusi koefisien geseknya pada tiap sisinya dengan hip prosthesis existing. Hal yang sama pula dapat dilihat
JURNAL TEKNIK POMITS Vol. 1, No. 1, (2014) 1-6 6 koefisien gesek akibat gerak adduksi dan abduksi pada profil hip prosthesis modifikasi 3. Adapun perbedaan distribusi dari tegangan normal maupun gesernya dari tiap titik kontak dikarenakan gaya reaksi yang terjadi akibat tumpuan yang terjadi sepanjang mantel semen sehingga distribusi tegangan reaksinya berbeda tiap titiknya. Hal ini mengindikasikan bahwa nilai koefisien geseknya berbeda dari tiap titik akibat kontaknya. V. KESIMPULAN Gambar 4.6. Distribusi Koefisien Gesek Gerak Abduksi 40 0 Material Co-Cr alloy (modifikasi 1) pada gambar 4.6 yang merupakan yang merupakan distribusi koefisien gesek yang terjadi pada hip prosthesis modifikasi 1 akibat gerak abduksi dengan sudut 40 0 metarial Co-Cr alloy, kecenderungan distribusi koefisien geseknya memiliki kecenderungan yang sama dengan hip prosthesis existing. Pada hip prosthesis modifikasi 1 untuk material Ti- 6Al-4V juga memiliki kecenderungan yang sama dalam distribusi koefisien geseknya. Gambar 4.7. Distribusi Koefisien Gesek Gerak Adduksi 22 0 Material Co-Cr alloy (modifikasi 3) Adapun beberapa kesimpulan yang didapat dari penelitian ini diantaranya : 1. Distribusi tegangan normal pada tiap model hip prosthesis berkecenderungan bernilai tinggi pada bagian atas kontak antara prosthesis terhadap mantel semennya, adapun sesekali terdapat nilai yang tinggi pada bagian yang lain akan tetapi kondisi tersebut jarang sekali. 2. Distribusi tegangan geser pada tiap model hip prosthesis berkecenderungan bernilai tinggi pada bagian tengah dari kontak antara prosthesis terhadap mantel semennya, begitu pula terdapat di beberapa bagian yang bernilai tinggi. 3. Pada hip prosthesis existing nilai koefisien gesek terkritisnya pada prosthesis material Co-Cr alloy gerak adduksi yaitu dengan nilai µ = 0.0000932. Pada hip prosthesis modifikasi 1 nilai koefisien gesek terkritisnya pada prosthesis material Ti-6Al-4V gerak adduksi dan abduksi yaitu dengan nilai µ = 0.0012. Pada hip prosthesis modifikasi 2 nilai koefisien gesek terkritisnya pada prosthesis material Ti-6Al-4V gerak abduksi yaitu dengan nilai µ = 0.0525. Pada hip prosthesis modifikasi 3 nilai koefisien gesek terkritisnya pada prosthesis material Ti-6Al-4V gerak adduksi yaitu dengan nilai µ = 0.147. UCAPAN TERIMA KASIH Penulis berterimakasih kepada kedua orang tua penulis serta keluarga besar jurusan Teknik Mesin ITS Surabaya yang telah memberikan banyak pelajaran berharga kepada penulis. DAFTAR PUSTAKA Gambar 4.8. Distribusi Koefisien Gesek Gerak Abduksi 40 0 Material Co-Cr alloy (modifikasi 3) Adapun dalam modifikasi kontur permukaan prosthesis yang mengalami kontak dengan mantel semennya dalam hal ini penambahan kontur gerigi memberikan efek bertambahnya nilai koefisien gesek yang mana dalam artian daya cengkram prosthesis terhadap mantel semennya semakin meningkat. Sedangkan distribusi koefisien geseknya sendiri memiliki kecenderungan yang sama dengan hip prosthesis existing maupun modifikasi 1 baik untuk material Co-Cr alloy dan material Ti-6Al-4V. pada gambar 4.7. dan gambar 4.8. menunjukan distribusi [1] A, Faulkner. R,D, Arnell. 2000. The Development of A Finite Element Model to Simulate The Sliding Interaction Betweem Two, Three-Dimensional, Elastoplastic, Hemispherical Asperities. Salford, United Kingdom. Jurnal Wear. [2] Affatano, Saverio. 2012. Wear of Orthopaedic Implants and Artificial Joints. Woodhead Publishing. Cambridge. [3] Dumbleton, John. 1981. Tribology of Natural and Artificial Joints. Elseiver Publishing. Amsterdam. [4] Kusumawardani. 2010. Analisa Kekuatan Material pada Prosthesis Total Hip Joint Replacement. Surabaya. [5] Louhenapessy, Jandri. 2010. Analisa Statik dan Kelelahan Material Condylar Prosthesis dari Groningen Temporomandibular Joint Prosthesis Menggunakan Metode Elemen Hingga. Surabaya. [6] Putra, Yunandaru. 2012. Pengembangan Desain dan Prosedur Manufaktur Sendi Panggul Buatan Hip Joint Prosthesis dengan Variasi Geometri Stem Ballhead. Surabaya. [7] Total Hip Replacement. Catalogue American Academy of Orthopaedic Surgeon. Rosemont, Illinois.