KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT PADA PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT ENDOSKELETAL DENGAN SISTEM ENERGI STORING MEKANISME 2 BAR PADA AKTIVITAS BERJALAN CEPAT

commit to user

i

KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT

PADA PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT

ENDOSKELETAL DENGAN SISTEM ENERGI STORING

MEKANISME 2 BAR PADA AKTIVITAS BERJALAN CEPAT

Skripsi

Sebagai Persyaratan Untuk Memperoleh Gelar Sarjana Teknik

ZULFA MIFTAKHUL FAIZ

I0306064

JURUSAN TEKNIK INDUSTRI FAKULTAS TEKNIK

UNIVERSITAS SEBELAS MARET

SURAKARTA

2011

commit to user

ii

LEMBAR PENGESAHAN

Judul Tugas Akhir :

KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT

PADA PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT

ENDOSKELETAL DENGAN SISTEM ENERGI STORING

MEKANISME 2 BAR PADA AKTIVITAS BERJALAN CEPAT

Ditulis oleh:

Zulfa Miftakhul Faiz I 0306064

Mengetahui,

Dosen Pembimbing 1

Retno Wulan Damayanti, ST, MT NIP. 19800306 200501 2 002

Pembantu Dekan I Fakultas Teknik

Ir. Noegroho Djarwanti, MT NIP. 19561112 195403 2 007

Dosen Pembimbing II

Ir. Lobes Herdiman, MT NIP. 19641007 199702 1 001

Ketua Jurusan Teknik Industri

Ir. Lobes Herdiman, MT NIP. 19641007 199702 1 001

commit to user

iii

LEMBAR VALIDASI

Judul Tugas Akhir :

KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT

PADA PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT

ENDOSKELETAL DENGAN SISTEM ENERGI STORING

MEKANISME 2 BAR PADA AKTIVITAS BERJALAN CEPAT

Ditulis oleh:

Zulfa Miftakhul Faiz I 0306064

Telah disidangkan pada hari Jumat tanggal 06 Desember 2010

Di Jurusan Teknik Industri Fakultas Teknik Universitas Sebelas Maret Surakarta, dengan

Dosen Penguji

1. Ilham Priadythama, ST, MT NIP. 19801124 200812 1 002

1. Taufiq Rohman, STP, MT NIP. 19701030 199802 1 001

Dosen Pembimbing

1. Retno Wulan Damayanti, ST, MT NIP. 19800306 200501 2 002

2. Ir. Lobes Herdiman, MT NIP. 19641007 199702 1 001

commit to user

iv

SURAT PERNYATAAN

ORISINALITAS KARYA ILMIAH

Saya mahasiswa Jurusan Teknik Industri UNS yang bertanda tangan di bawah ini, Nama : Zulfa Miftakhul Faiz

Nim : I 0306064

Judul tugas akhir : Kajian Dynamic Gait pada Pengguna Prosthetic Atas Lutut Endoskeletal dengan Sistem Energy Storing Mekanisme 2 Bar pada Aktivitas Berjalan Cepat.

Menyatakan bahwa Tugas Akhir (TA) atau Skripsi yang saya susun tidak mencontoh atau melakukan plagiat dari karya tulis orang lain. Jika terbukti bahwa Tugas Akhir yang saya susun mencontoh atau melakukan plagiat dapat dinyatakan batal atau gelar Sarjana yang saya peroleh dengan sendirinya dibatalkan atau dicabut.

Demikian surat pernyataan ini saya buat dengan sebenar-benarnya dan apabila dikemudian hari terbukti melakukan kebohongan maka saya sanggup menanggung segala konsekuensinya.

Surakarta, 06 Desember 2010

Zulfa Miftakhul Faiz I 0306064

commit to user

v

SURAT PERNYATAAN

PUBLIKASI KARYA ILMIAH

Saya mahasiswa Jurusan Teknik Industri UNS yang bertanda tangan di bawah ini, Nama : Zulfa Miftakhul Faiz

Nim : I 0306064

Judul tugas akhir : Kajian Dynamic Gait pada Pengguna Prosthetic Atas Lutut Endoskeletal dengan Sistem Energy Storing Mekanisme 2 Bar pada Aktivitas Berjalan Cepat.

Menyatakan bahwa Tugas Akhir (TA) atau Skripsi yang saya susun sebagai syarat lulus Sarjana S1 disusun secara bersama-sama dengan Pembimbing 1 dan Pembimbing 2. Bersamaan dengan syarat pernyataan ini bahwa hasil penelitian dari Tugas Akhir (TA) atau Skripsi yang saya susun bersedia digunakan untuk publikasi dari proceeding, jurnal, atau media penerbit lainnya baik di tingkat nasional maupun internasional sebagaimana mestinya yang merupakan bagian dari publikasi karya ilmiah.

Demikian surat pernyataan ini saya buat dengan sebenar-benarnya.

Surakarta, 06 Desember 2010

Zulfa Miftakhul Faiz I 0306064

commit to user

vi

KATA PENGANTAR

Puji syukur penulis panjatkan pada Tuhan Yang Maha Esa atas karunia-Nya sehingga penulis berhasil menyelesaikan Laporan Tugas Akhir dengan judul “Kajian Dynamic Gait bagi Pengguna Prosthetic Atas Lutut Endoskeletal Sistem Energy Storing dengan Mekanisme 2 Bar saat Aktivitas Berjalan Cepat” ini dengan baik.

Dengan segenap ketulusan hati penulis menyampaikan ucapan terima kasih atas segala bantuan dari berbagai pihak sehingga dapat menyelasaikan Laporan Tugas Akhir ini. Penulis menyampaikan terima kasih kepada:

1. Bapak dan ibuku yang selalu memberi dukungan dan doa yang tak pernah putus sehingga penulis berhasil menyelesaikan Laporan Tugas Akhir ini. Tuhan selalu memberkati kalian.

2. Bapak Ir. Lobes Herdiman, MT selaku Ketua Jurusan Teknik Industri dan selaku Dosen Pembimbing II atas segala bimbingan, bantuan dan juga kesabaran yang telah diberikan kepada penulis selama penyelesaian Laporan Tugas Akhir dan selama penulis menjadi mahasiswa di Teknik Industri UNS. 3. Ibu Retno Wulan Damayanti, ST, MT selaku Dosen Pembimbing I dan Pembimbing Akademik, terima kasih atas segala bantuan dan bimbingan ibu selama penyelesaian Laporan Tugas Akhir ini.

4. Bapak Ilham Priadythama, ST, MT dan Bapak Taufik Rohman STP, MT selaku Dosen Penguji, terima kasih atas masukan dan perbaikan untuk Laporan Skripsi ini.

5. Seluruh dosen Teknik Industri yang telah mewariskan segala ilmu Teknik Industri kepada penulis.

6. Mbak Yayuk, Mbak Tutik, Mbak Rina & seluruh Admin TI atas segala bantuan administrasinya.

7. Teman-teman seperjuangan pembuatan Tugas Akhir –Tim Kesebelasan (Ardian, Ariesta, Nugroho, Ferli, Isti, Dinar, Ginung, Kiki, Esha dan Samto) –. Thanks atas segala support kalian kepadaku. Semangat dan Sukses selalu. 8. Teman-teman angkatan 2006 jurusan Teknik Industri UNS atas kerjasama dan

commit to user

vii

Angga, Anita, Ardian, Arista, Asma, Asti, Astrid, Aya, Ayu, Bayu, Bellinda, Budi, Dinar, Esha, Finishia, Ferli, Ginung, Gusti, Helmi, Hendri, Heni, Indah, Indra, Isti, Joanna, Maria, Maryani, Nando, Natalia, Novarini, Nugroho, Nurjanah, Prita, Rena, Rezki, Rinta, Rufaida, Ruth, Samto, Sarah, Sigit, Sukma, Tiwi, Yona,-, bahagia dan beruntung memiliki sahabat seperti kalian semua, semoga kesuksesan selalu menyertai kita semua. Amin.

9. Semua pihak yang belum tertulis di atas, terima kasih atas segala bantuan dan dukungannya.

Sebagai akhir dari kata pengantar ini, penulis menyampaikan bahwa laporan ini masih jauh dari sempurna dikarenakan keterbatasan kemampuan yang penulis miliki. Saran dan kritik diharapkan untuk perbaikan. Semoga laporan ini bermanfaat dan dapat memberikan inspirasi bagi semua.

Surakarta, 06 Desember 2010

commit to user

viii

ABSTRAK

Zulfa Miftakhul Faiz, NIM: I 0306064. KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT PADA PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT ENDOSKELETAL

DENGAN SISTEM ENERGI STORING MEKANISME 2 BAR PADA

AKTIVITAS BERJALAN CEPAT. Skripsi. Surakarta: Jurusan Teknik Industri Fakultas Teknik, Universitas Sebelas Maret, Desember 2010.

Prosthetic telah berkembang sampai pada pemanfaatan sistem energy storing dalam mengurangi konsumsi energi tidak hanya pada aktivitas berjalan normal namun juga pada berjalan cepat. Berjalan cepat merupakan salah satu parameter yang penting untuk mengukur performansi prosthetic. Prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar telah dilengkapi dengan sistem energy storing menggunakan gas spring pada knee joint. Tujuan dari penelitian ini adalah mengetahui kemampuan prosthetic atas lutut

endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar pada aktivitas berjalan cepat.

Penelitian ini meliputi pengamatan dan pemodelan dynamic cycle gait

gerakan berjalan cepat amputee pengguna prosthetic endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar. Pemodelan dynamic cycle gait menggunakan persamaan gerak Lagrange untuk menghitung external work dan komponennya (torsi dan gaya). Parameter perhitungan diperoleh dari video gerakan berjalan

amputee pada bidang datar saat aktivitas berjalan cepat.

Hasil dari penelian ini adalah model delapan fase berjalan amputee dengan nilai parameter dinamis. Berdasarkan pengolahan data dapat disimpulkan bahwa

prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar dapat mengakomodasi semua fase gerakan berjalan kecuali fase ke tujuh yaitu fase mid swing karena respon pegas pada prosthetic ini belum bisa dikendalikan dengan baik.

Kata kunci: berjalan cepat, prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar, kajian dynamic cycle gait.

xviii + 107 halaman.; 81 gambar; 47 tabel; 2 lampiran Daftar pustaka: 37 (1961 - 2010)

commit to user

ix

ABSTRACT

Zulfa Miftakhul Faiz, NIM: I0306064. DYNAMIC CYCLE GAIT ANALYSIS OF AN AMPUTEE WITH A TWO BAR MECHANISM ENDOSKELETAL ABOVE KNEE PROSTHETIC WITH ENERGY STORING SYSTEM ON FAST WALKING ACTIVITY. Final Assignment. Surakarta: Industrial Engineering Department, Faculty of Engineering, Sebelas Maret University, December 2010.

Prosthetic has been developed through the utilization of energy storing system in reducing energy consumption not only in normal walking but also in fast walking. Fast walking is one of parameter to measure the performance of prosthetic. A two bar mechanism endoskeletal above knee prosthetic with energy storing system is already equipped with energy storing system which used a gas spring installed in its knee joint. This research objectives is to observe and calculate the ability of this prosthetic.

This study has include both laboratory observation and mathematically model of dynamic cycle gait. Modelling dynamic cycle gait using the lagrangian equation of motion to determine the external work and its components, the torque and the exerted force. The parameter was gained from the capture of amputee walking cycle on fast walking activity

The result of this research is eight phase mathematical model of dynamic gait with their value of dynamic parameter. Based on data processing can be conclude that the new developed prosthetic design can accommodate all the phases except the seventh phase (mid swing phase) which was caused by inappropriate spring response.

Key word: fast walking, a two bar mechanism endoskeletal above knee prosthetic with energy storing system, dynamic cycle gait, external work and its components (the torque and the exerted force).

xviii + 107 p.; 81 pictures; 47 tables; 2 attachments Reference: 37 (1961 - 2010)

commit to user

x

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 ... xv

DAFTAR LAMPIRAN ... xviii

BAB I PENDAHULUAN ... I-1

1.1 Latar Belakang ... I-1 1.2 Perumusan Masalah ... I-3 1.3 Tujuan Penelitian ... I-3 1.4 Manfaat Penelitian ... I-3 1.5 Batasan Masalah ... I-3 1.6 Asumsi Penelitian ... I-3 1.7 Sistematika Penulisan ... I-4

BAB II TINJAUAN PUSTAKA ... II-1

2.1 Human Motion ... II-1 2.1.1 Perspektif Gerakan Manusia ... II-2 2.1.2 Gerakan Dasar Anggota Gerak Bawah Manusia ... II-3 2.2 Berjalan Cepat ... II-6 2.3 Human Locomotion ... II-7 2.3.1 Human Locomotion ... II-7 2.3.2 Fase Gait Cycle ... II-9

commit to user

xi

2.4 Analisis Gerak Biomekanika ... II-16 2.5 Anthropometri Data Biomekanika ... II-16 2.6 Keseimbangan Gerak Biomekanika ... II-19 2.6.1 Keseimbangan Gerakan Manusia ... II-19 2.6.2 Torsi ... II-20 2.6.3 Work ... II-21 2.6.4 Energi ... II-21 2.6.5 Persamaan Gerak Dinamis Lagrange ... II-23 2.7 Human Amputee Gait ... II-24 2.8 Above Knee Prosthetic ... II-25 2.8.1 Komponen Prosthetic Atas Lutut ... II-26 2.9 Energy Storing Knee Prosthetic ... II-30 2.10Penelitian Sebelumnya ... II-33

BAB III METODE PENELITIAN ... III-1

3.1 Identifikasi Masalah ... III-2 3.2 Pengumpulan Data ... III-4 3.3 Pengolahan Data ... III-7 3.4 Analisis dan Interpretasi Hasil ... III-9 3.5 Kesimpulan dan Saran ... III-9

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

4.1 Pengumpulan Data ... IV-1 4.1.1 Data Responden Pengguna Prosthetic Atas Lutut ... IV-1 4.1.2 Model Prosthetic Atas Lutut dengan Energy Storing

Knee Prosthetic ... IV-2 4.1.3 Siklus Berjalan Cepat Amputee pada Permukaan

Datar ... IV-6 4.2 Pemodelan Siklus Berjalan Cepat Amputee ... IV-8 4.3 Pengolahan Data ... IV-20

4.3.1 Menentukan Besarnya Massa tiap Segmen Tubuh, Titik Berat Segmen Kaki, Dan Momen Inersia

commit to user

xii

4.3.2 Perhitungan External Work, Komponen External

Work, dan Energi dalam 1 Siklus Berjalan ... IV-25

BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL ... V-1

5.1 Analisis Komparasi Kaki Prosthetic dan Kaki Normal pada

Gerakan Berjalan Amputee ... V-1 5.1.1 Komparasi Fase 1 Initial Contact dengan Fase 4

Terminal Stance ... V-1 5.1.2 Komparasi Fase 2 Loading Respons dengan Fase 5

Pre-Swing ... V-8 5.1.3 Komparasi Fase 3 stance dengan Fase 7

Mid-swing... V-13 5.2 Interpretasi Hasil ... V-20

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN ... VI-1

1.1 Kesimpulan ... VI-1 1.2 Saran ... VI-1

DAFTAR PUSTAKA LAMPIRAN

commit to user

xiii

DAFTAR TABEL

Tabel 2.1 Pemodelan distribusi berat badan ... II-18 Tabel 4.1 Anthropometri pengguna prosthetic kaki atas lutut ... IV-2 Tabel 4.2 Komponen-komponen energy storing knee prosthetic ... IV-4 Tabel 4.3 Dimensi prosthetic per komponen kaki atas lutut ESPK ... IV-6 Tabel 4.4 Dimensi prosthetic per segmen kaki atas lutut ESPK ... IV-6 Tabel 4.5 Massa segmen tubuh ... IV-21 Tabel 4.6 Massa prosthetic ... IV-22 Tabel 4.7 Panjang titik berat segmen tubuh ... IV-24 Tabel 4.8 Momen inersia segmen kaki ... IV-25 Tabel 4.9 Data parameter ... IV-26 Tabel 4.10 Kecepatan linear dan angular fase initial contact ... IV-27 Tabel 4.11 Percepatan linear dan angular fase initial contact ... IV-27 Tabel 4.12 Data input fase initial contact kaki prosthetic ... IV-28 Tabel 4.13 Data input fase initial contact kaki normal ... IV-30 Tabel 4.14 Besarnya external work dan komponen kaki prosthetic ... IV-32 Tabel 4.15 Besarnya external work dan komponen kaki normal ... IV-32 Tabel 5.1 Parameter pengukuran gerakan kaki fase intial contact dan

terminal stance ... V-3 Tabel 5.2 Parameter pengukuran gerakan kaki fase loading respons dan

pre-swing ... V-9 Tabel 5.3 Parameter pengukuran gerakan kaki fase stance dan

mid-swing... ... V-14 Tabel L2.1 Kecepatan linear dan angular fase loading respons ... L2-1 Tabel L2.2 Percepatan linear dan angular fase loading respons ... L2-1 Tabel L2.3 Data input fase loading respons kaki prosthetic ... L2-2 Tabel L2.4 Data input fase loading respons kaki normal ... L2-4 Tabel L2.5 Kecepatan linear dan angular fase mid-stance ... L2-5 Tabel L2.6 Percepatan linear dan angular fase mid-stance ... L2-5 Tabel L2.7 Data input fase mid-stance kaki prosthetic ... L2-6 Tabel L2.8 Data input fase mid-stance kaki normal ... L2-7

commit to user

xiv

Tabel L2.9 Kecepatan linear dan angular fase terminal stance ... L2-9 Tabel L2.10 Percepatan linear dan angular fase terminal stance ... L2-10 Tabel L2.11 Data input fase terminal stance kaki prosthetic ... L2-10 Tabel L2.12 Data input fase terminal stance kaki normal ... L2-12 Tabel L2.13 Kecepatan linear dan angular fase pre-swing ... L2-14 Tabel L2.14 Percepatan linear dan angular fase pre-swing ... L2-14 Tabel L2.15 Data input fase pre-swing kaki prosthetic ... L2-15 Tabel L2.16 Data input fase pre-swing kaki normal ... L2-16 Tabel L2.17 Kecepatan linear dan angular fase initial swing ... L2-18 Tabel L2.18 Percepatan linear dan angular fase initial swing ... L2-18 Tabel L2.19 Data input fase initial swing kaki prosthetic ... L2-19 Tabel L2.20 Data input fase initial swing kaki normal ... L2-20 Tabel L2.21 Kecepatan linear dan angular fase mid-swing ... L2-21 Tabel L2.22 Percepatan linear dan angular fase mid-swing ... L2-22 Tabel L2.23 Data input fase mid-swing kaki prosthetic ... L2-22 Tabel L2.24 Data input fase mid-swing kaki normal ... L2-24 Tabel L2.25 Kecepatan linear dan angular fase terminal swing ... L2-27 Tabel L2.26 Percepatan linear dan angular fase terminal swing ... L2-27 Tabel L2.27 Data input fase terminal swing kaki prosthetic ... L2-27 Tabel L2.28 Data input fase terminal swing kaki normal ... L2-29

commit to user

xv

DAFTAR GAMBAR

Gambar 2.1 Tipe analisis gerakan ... II-1 Gambar 2.2 Posisi anatomi manusia ... II-2 Gambar 2.3 Tulang dan sambungan anggota gerak bawah ... II-3 Gambar 2.4 Flexion dan extension ... II-4 Gambar 2.5 Abduksi dan adduksi ... II-5 Gambar 2.6 Rotasi persendian lutut ... II-5 Gambar 2.7 Teknik berjalan cepat ... II-6 Gambar 2.8 Siklus pola jalan ... II-8 Gambar 2.9 Diagram waktu gait ... II-9 Gambar 2.10 Persentase gait cycle ... II-10 Gambar 2.11 Gerakan kaki pada fase initial contact ... II-10 Gambar 2.12 Gerakan kaki pada fase loading respons ... II-11 Gambar 2.13 Gerakan kaki pada fase mid-stance ... II-12 Gambar 2.14 Gerakan kaki pada fase terminal stance ... II-13 Gambar 2.15 Gerakan kaki pada fase pre-swing ... II-13 Gambar 2.16 Gerakan kaki pada fase initial swing ... II-14 Gambar 2.17 Gerakan kaki pada fase mid-swing ... II-15 Gambar 2.18 Gerakan kaki pada fase teminal swing ... II-15 Gambar 2.19 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint ... II-17 Gambar 2.20 Pemodelan titik – titik pusat massa Dempster ... II-18 Gambar 2.21 Sebuah torsi ... II-20 Gambar 2.22 Usaha oleh sebuah gaya ... II-21 Gambar 2.23 Amputee gait ... II-24 Gambar 2.24 Prosthetic kaki atas lutut ... II-25 Gambar 2.25 Komponen prosthetic atas lutut ... II-26 Gambar 2.26 Sistem suspensi ... II-27 Gambar 2.27 Eksoskeletal shank ... II-28 Gambar 2.28 Endoskeletal shank ... II-28 Gambar 2.29 SACH foot ... II-30 Gambar 2.30 XT9 energy storing prosthetic knee ... II-31

commit to user

xvi

Gambar 2.31 Energy storing knee prosthetic ... II-31 Gambar 3.1 Metodologi penelitian ... III-1 Gambar 3.2 Alat ukur ... III-4 Gambar 3.3 Force gauge ... III-5 Gambar 3.4 Electrogoniometer Rf ... III-6 Gambar 4.1 Energy storing knee prosthetic knee dengan mekanisme 2 bar IV-3 Gambar 4.2 Gas Spring ... IV-4 Gambar 4.3 Amputee menggunakan prosthetic energy storing ... IV-5 Gambar 4.4 Ankle joint sistem double axis ... IV-5 Gambar 4.5 Fase berjalan pengguna prosthetic atas lutut ... IV-7 Gambar 4.6 Fase initial contact ... IV-10 Gambar 4.7 Stick diagram kaki prosthetic fase initial contact ... IV-11 Gambar 4.8 Stick diagram kaki normal fase initial contact ... IV-16 Gambar 4.9 Grafik T1 kaki prosthetic dan kaki normal ... IV-33

Gambar 4.10 Grafik T2 kaki prosthetic dan kaki normal ... IV-33

Gambar 4.11 Grafik T3 kaki prosthetic dan kaki normal... ... IV-34

Gambar 4.12 Grafik Fx kaki prosthetic dan kaki normal ... IV-34

Gambar 4.13 Grafik Fy kaki prosthetic dan kaki normal ... IV-35

Gambar 4.14 Grafik wkaki prosthetic dan kaki normal ... IV-35 Gambar 5.1 Gerakan kaki fase initial contact-fase terminal stance ... V-2 Gambar 5.2 Komparasi nilai torsi fase initial contact-terminal stance ... V-4 Gambar 5.3 Komparasi nilai gaya fase initial contact dan fase terminal

stance ... V-6 Gambar 5.4 Komparasi nilai external work fase initial contact

dan fase terminal stance ... V-7 Gambar 5.5 Gerakan kaki fase loading respons-fase pre-swing ... V-8 Gambar 5.6 Komparasi nilai torsi fase loading respons dan fase

pre-swing... ... V-10 Gambar 5.7 Komparasi nilai gaya fase loading respons dan fase

pre-swing... ... V-11 Gambar 5.8 Komparasi nilai external work fase loading respons dan fase

commit to user

xvii

Gambar 5.9 Gerakan kaki fase mid-stance-fase mid-swing ... V-13 Gambar 5.10 Komparasi nilai torsi fase mid-stance dan fase mid-swing .... V-15 Gambar 5.11 Komparasi nilai gaya fase mid-stance dan fase mid-swing ... V-16 Gambar 5.12 Komparasi nilai external work fase stance dan fase

mid-swing ... V-17 Gambar L1.1 Fase loading respons... ... L1-1 Gambar L1.2 Stick diagram kaki prosthetic fase loading respons ... L1-1 Gambar L1.3 Stick diagram kaki normal fase loading respons ... L1-4 Gambar L1.4 Fase mid-stance ... L1-8 Gambar L1.5 Stick diagram kaki prosthetic fase mid-stance ... L1-8 Gambar L1.5 Stick diagram kaki normal fase mid-stance ... L1-11 Gambar L1.6 Fase terminal stance ... L1-13 Gambar L1.7 Stick diagram kaki prosthetic fase terminal stance ... L1-14 Gambar L1.8 Stick diagram kaki normal fase terminal stance ... L1-17 Gambar L1.9 Fase pre-swing ... L1-19 Gambar L1.10 Stick diagram kaki prosthetic fase pre-swing ... L1-20 Gambar L1.11 Stick diagram kaki normal fase pre-swing ... L1-23 Gambar L1.12 Fase initial swing ... L1-25 Gambar L1.13 Stick diagram kaki prosthetic fase initial swing ... L1-26 Gambar L1.14 Stick diagram kaki normal fase initial swing ... L1-29 Gambar L1.15 Fase mid-swing ... L1-31 Gambar L1.16 Stick diagram kaki prosthetic fase mid-swing ... L1-32 Gambar L1.17 Stick diagram kaki normal fase mid-swing ... L1-35 Gambar L1.18 Fase terminal swing ... L1-37 Gambar L1.19 Stick diagram kaki prosthetic fase terminal swing ... L1-38 Gambar L1.20 Stick diagram kaki normal fase terminal swing ... L1-42

commit to user

xviii

DAFTAR LAMPIRAN

Lampiran 1 Pemodelan external work dan komponennya

pada fase 2 sampai fase 8... L-1 Lampiran 2 Perhitungan external work dan komponennya

commit to user

I - 1

BAB I

PENDAHULUAN

Bab ini membahas hal-hal yang menjadi dasar permasalahan penelitian yang diambil, meliputi latar belakang penelitian, perumusan masalah, tujuan yang ingin dicapai, manfaat penelitian, pembatasan masalah, asumsi-asumsi yang digunakan, dan sistematika penulisan dalam penelitian ini.

1.1LATAR BELAKANG

Berjalan (gait) merupakan kegiatan yang kompleks hampir melibatkan seluruh sistem muskuloskeletal dan menuntut koordinasi yang sangat baik pada gerakan di bawah sadar seorang (Farber, 1995). Oleh karena itu berjalan mengeluarkan banyak energi, semakin cepat orang berjalan maka semakin banyak energi yang dikeluarkan (Rose, 2006). Kemampuan untuk berjalan cepat adalah kebutuhan dasar untuk aktivitas rekreasi secara fisik. Berjalan cepat juga penting untuk kesehatan fisik dan mental dan sebagai pencegah dari cedera seperti terjatuh dan menghindari situasi lingkungan yang mengancam (Burgess, 1985). Namun apabila salah satu kaki mengalami amputasi maka akan mengurangi sebagian fungsi anggota gerak bawah (Wilken, 2009).

Dalam banyak kasus, bagian anggota gerak bawah ini digantikan suatu alat mekanik yang umum dikenal dengan nama kaki palsu atau prosthetic (Hansen, 2010). Salah satu teknologi yang sedang dikembangkan adalah prosthetic dengan sistem energy storing mekanisme 2 bar. Energy storing merupakan salah satu teknologi yang dianalogikan sebagai sebuah pegas yang ketika meregang dan mengendur dapat menyimpan dan kemudian melepaskan energi potensial elastik. Mekanisme 2 bar memiliki 2 link dan 1 joint seperti pada engsel dimana joint

berfungsi menghubungkan 2 link dan sebagai sumbu putar lutut yang mengakibatkan knee joint dapat melakukan flexion dan extension. Menurut Farber (1995), konsumsi energi menurun 35% dan koefisien energi pembalik meningkat 30% dibandingkan prosthetic konvensional saat amputee berjalan menggunakan

commit to user

I - 2

(1998) yang menguji prosthetic sistem energy storing pada kecepatan 0.7 m/s – 1.4 m/s. Hasil penelitian tersebut menunjukkan bahwa pada jarak tertentu, semakin cepat amputee berjalan maka jumlah konsumsi energi menurun dan menjadi stabil pada kecepatan 0.7 m/s – 1.4 m/s dengan rata-rata konsumsi energi 1.2 cal/kg/m. Berdasarkan hal tersebut maka dapat dinyatakan bahwa sistem

energy storing pada prosthetic semakin dibutuhkan untuk kecepatan berjalan yang semakin tinggi.

Penyelesaian penentuan energi pada pengguna prosthetic sistem energy storing saat aktivitas berjalan cepat menggunakan kajian dynamiccycle gait yang dimodelkan dengan persamaan lagrange. Kajian dynamic cycle gait merupakan kajian gerakan berjalan manusia secara kontinu dengan memperhitungkan waktu sedangkan kajian static cycle gait merupakan kajian gerakan berjalan manusia secara diskrit tanpa memperhitungkan waktu (Vaughan,1999). Kajian static cycle gait tidak cocok digunakan dalam mengukur kemampuan energy storing pada aktivitas berjalan cepat karena aktivitas berjalan cepat dipengaruhi adanya parameter kecepatan. Menurut David A. Winter (1990) lagrange dari suatu sistem dikatakan sebagai perbedaan antara jumlah energi kinetik yang terjadi dalam sistem dan jumlah energi potensial dalam sistem. Salah satu bentuk energi potensial adalah energi potensial pegas atau spring potensial energy. Energi potensial pegas ini diterapkan pada prosthetic dalam bentuk sistem energy storing

sehingga formulasi model fase berjalan cepat amputee yang menggunakan

prosthetic sistem energy storing lebih mudah karena persamaan lagrange

mengakomodasi adanya energy storing dalam memformulasikan model.

Berdasarkan hal tersebut maka digunakan kajian dynamic cycle gait yang diformulasikan dengan persamaan lagrange dalam mengukur kemampuan

prosthetic sistem energy storing pada aktivitas berjalan cepat. Penelitian ini diharapkan mampu mengukur kemampuan prosthetic atas lutut model

endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar dalam menunjang amputee

commit to user

I - 3

1.2PERUMUSAN MASALAH

Perumusan masalah dalam penelitian ini adalah bagaimana kemampuan

prosthetic atas lutut model endoskeletal dengan sistem energy storing mekanisme 2 bar untuk membantu aktivitas berjalan cepat pada bidang datar dengan dynamic cycle gait.

1.3TUJUAN PENELITIAN

Tujuan yang dicapai dalam penelitian ini yaitu mengetahui kemampuan

prosthetic atas lutut model endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar dalam menunjang amputee atas lutut ketika melakukan aktivitas berjalan cepat pada bidang datar dengan dynamic cycle gait.

1.4MANFAAT PENELITIAN

Manfaat yang dapat diperoleh dari penelitian ini yaitu memberikan rekomendasi dalam pengembangan penelitian prosthetic atas lutut model

endoskeletal dengan sistem energy storing.

1.5BATASAN MASALAH

Agar sasaran dalam penelitian ini tercapai, maka diperlukan batasan-batasan, sebagai berikut:

1. Pengambilan data dilakukan terhadap satu pasien laki-laki usia 49 tahun pengguna prosthetic kaki atas lutut saat berjalan cepat pada bidang datar. 2. Formulasi model fase berjalan cepat pada analisis dynamic cycle gait

menggunakan persamaan lagrange of motion.

1.6ASUMSI PENELITIAN

Asumsi-asumsi yang digunakan dalam penelitian ini, sebagai berikut: 1. Anggota gerak atas dan tubuh (kepala, leher, tangan, dan batang tubuh)

pengguna prosthetic dianggap sebagai beban.

2. Satu siklus gerakan berjalan cepat secara lengkap dibagi menjadi delapan fase gerakan.

commit to user

I - 4

4. Kajian gerakan berjalan cepat pada penelitian ini tidak memperhitungkan gaya gesek yang terjadi saat aktivitas berjalan cepat.

1.7SISTEMATIKA PENULISAN

Penyusunan tugas akhir ini terbagi menjadi beberapa bab yang berisi uraian penjelasan dan dibagi kembali dalam beberapa topik subbab. Secara garis besar, uraian pada bab-bab dalam sistematika penulisan, dijelaskan di bawah ini.

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini menguraikan berbagai hal mengenai latar belakang perlunya diadakan penelitian, perumusan masalah, tujuan penelitian, manfaat penelitian, batasan masalah, asumsi-asumsi dan sistematika penulisan. Uraian bab ini dimaksudkan untuk menjelaskan latar belakang penelitian sehingga dapat memberikan manfaat sesuai dengan tujuan penelitian dengan batasan-batasan dan asumsi yang digunakan.

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini berisi dasar-dasar teori yang menjadi landasan bagi penelitian, baik dari buku, jurnal, maupun berbagai sumber literatur lainnya. Bab ini menjelaskan tentang human motion, human locomotion, keseimbangan gerak, human amputee locomotion, prosthetic atas lutut dan energy storing.

BAB III METODOLOGI PENELITIAN

Merupakan gambaran terstruktur yang disusun dalam flow chart dari alur pelaksanaan penelitian tugas akhir. Metodologi menguraikan materi penelitian, alat, tata cara penelitian, variabel dan data yang dikaji serta cara analisis yang dipakai untuk menarik kesimpulan. Kerangka metodologi penelitian disusun mulai dari tahap identifikasi permasalahan awal, tahap pengumpulan dan pengolahan data, penentuan usaha (work) dan energi serta nilai torsi pada setiap joint pengguna prosthetic atas lutut

commit to user

I - 5

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Menjelaskan proses pengumpulan dan pengolahan data yang diperoleh selama pelaksanaan penelitian, sesuai dengan usulan permasalahan yang diangkat. Data yang dikumpulkan berupa data anthropometri amputee, data dimensi prosthetic endoskeletal dengan energy storing, serta data pengukuran sudut (θ) gerakan pada ankle, knee dan hip joint saat fase berjalan cepat dalam satu siklus gerakan. Selanjutnya, data yang diperoleh diolah dengan menggunakan pendekatan teori yang relevan dengan pokok permasalahan yang dibahas dalam penelitian.

BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL

Tahap analisis dan interpretasi hasil berisi pembahasan permasalahan yang ada berdasarkan hasil pengumpulan dan pengolahan data yang telah dilakukan pada bab sebelumnya. Bab ini menguraikan hasil pengukuran besarnya usaha (work) dan energi serta nilai torsi pada setiap joint dalam satu siklus gerakan berjalan cepat pada pengguna prosthetic atas lutut tipe

endoskeletal.

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

Merupakan tahap akhir penyusunan laporan penelitian yang berisi uraian pencapaian tujuan penelitian yang diperoleh dari analisis pemecahan masalah maupun hasil pengumpulan data serta saran perbaikan bagi teknologi prosthetic.

commit to user

II - 1

BAB II

TINJAUAN PUSTAKA

Penelitian ini menggunakan konsep biomekanik dan gerakan manusia sebagai landasan teori yang memberikan acuan dalam mengevaluasi masalah yang dibahas dalam penelitian ini. Konsep biomekanik digunakan untuk memodelkan manusia dalam suatu sistem benda jamak yang tersusun dari stick diagram pada setiap joint yang saling terhubung membentuk satu kesatuan. Tinjauan pustaka mengenai gerak anggota tubuh bagian bawah (kaki) manusia, prinsip gerakan berjalan dan prinsip biomekanik anggota gerak bagian bawah (kaki) manusia diperlukan untuk mengetahui keseluruhan konsep kajian pendukung penelitian

prostheticendoskeletal atas lutut.

2.1HUMAN MOTION

Gerak adalah suatu perubahan tempat kedudukan pada suatu benda dari titik keseimbangan awal. Sebuah benda dikatakan bergerak jika benda itu berpindah kedudukan terhadap benda lainnya baik perubahan kedudukan yang menjauhi maupun yang mendekati (www.organisasi.org, 2006).

Gambar 2.1 Tipe analisis gerakan

Sumber: Hamill dan Knutzen , 2009

Gerakan-gerakan yang terjadi pada tubuh manusia bekerja pada garis-garis imaginer yang membagi sumbu tubuh dalam satu titik pusat. Tiga bidang kardinal

commit to user

II - 2

yang berasal di pusat gravitasi adalah bidang sagital, yang membagi tubuh ke kanan dan kiri; bidang frontal, membagi tubuh ke depan dan belakang, dan bidang melintang, membagi tubuh ke atas dan bawah. Gerakan terjadi di atau sejajar dengan bidang pada sumbu mediolateral (bidang sagital), sumbu anteroposterior

(bidang frontal), atau sumbu longitudinal (bidang melintang). Referensi bidang ini penting digunakan untuk menyediakan uraian spesifik dalam suatu gerakan.

Gambar 2.2 Posisi anatomi manusia

Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009

2.1.1 Perspektif Analisis Gerakan Manusia

Perspektif analisis gerakan manusia dapat dibagi dalam dua perspektif yaitu kinetik dan kinematik. Kinematik adalah pengukuran gerakan atau lebih spesifiknya adalah deskripsi geometrik gerakan dalam hal perpindahan, kecepatan dan percepatan. Sistem kinematik digunakan dalam analisis gait untuk mencatat posisi dan orientasi segmen tubuh, sudut pada joint dan kesesuaian linear dan angular kecepatan dan percepatan (Whittle, 2007). Menurut Joseph Hamill dan Kathleen M. Knutzen tahun 2009, perspektif analisis kinematik menekankan pada karakteristik gerakan dari sudut pandang spasial dan digunakan dalam waktu yang bersifat sementara (temporal) tanpa mempedulikan gaya penyebab gerakan. Studi

commit to user

II - 3

kinematika terdiri atas penguraian gerakan yang menyebabkan seberapa cepat benda bergerak, seberapa tinggi benda bergerak dan berapa jauh perpindahannya. Sehingga posisi, kecepatan dan gerakan adalah perhatian utama pada analisa kinematik.

Kinetik adalah area studi yang meneliti gaya yang terjadi pada sistem. Analisis yang dilakukan adalah dengan menguraikan gaya yang menyebabkan gerakan. Hal ini lebih sulit dilakukan dan dipahami karena gaya tidak dapat dilihat, hanya efek dari gaya yang dapat diamati. Evaluasi terhadap gaya yang dihasilkan pada tubuh sangat penting dilakukan, karena bertanggungjawab pada terbentuknya seluruh gerakan dan untuk mempertahankan posisi atau postur tubuh saat kita tidak bergerak.

2.1.2 Gerakan Dasar Anggota Gerak Bawah Manusia

Anggota gerak adalah bagian tubuh yang dipergunakan untuk bergerak dan berpindah tempat. Anggota gerak ini dibagi menjadi anggota gerak atas (lengan dan tangan, upperlimb) dan anggota gerak bawah (tungkai dan kaki, lower limb). Tulang-tulang yang membentuk anggota gerak bawah meliputi tulang panggul (oscoxae),tulang tungkai atas (femur),tulang kering (tibia), tulang betis (fibula),

tulang pergelangan kaki (tarsal bones), tulang telapak kaki (metatarsal),dan tulang jari kaki (Wibowo, 2005).

Gambar 2.3 Tulang dan sambungan anggota gerak bawah

commit to user

II - 4

Menurut Joseph Hamill dan Kathleen M. Knutzen tahun 2009, enam pergerakan dasar terjadi pada berbagai kombinasi di dalam persendian tubuh anggota gerak bawah. Dua pergerakan pertama yaitu flexion dan extension yang terjadi pada mata kaki, ankle, pinggul dan jari kaki. Flexion adalah suatu pergerakan membengkok yang mengurangi sudut relatif persendian antara dua segmen bersebelahan. Sedangkan extension adalah suatu gerakan meluruskan yang menambah sudut relatif persendian antara dua segmen bersebelahan seperti memposisikan persendian kembali ke titik nol atau titik acuan.

Gambar 2.4 Flexion dan extension

Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009

Abduksi adalah suatu pergerakan menjauh dari sumbu tengah badan atau ruas tubuh. Memindahkan lengan tangan atau kaki ke luar sisi atau merentangkan jari tangan atau jari kaki adalah contoh abduksi. Sedangkan, aduksi adalah pergerakan kembali segmen tubuh ke arah sumbu tengah badan.Gerakan abduksi-aduksi toes dapat dilakukan atas peran sendi pergelangan kaki dan otot adductor hallucts.

commit to user

II - 5

Gambar 2.5 Abduksi dan aduksi

Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009

Dua pergerakan dasar yang terakhir melibatkan perputaran (rotasi). Rotasi dapat berupa medial (internal) atau lateral (eksternal). Rotasi hanya berputar kearah kanan dan kiri pada kepala dan batang tubuh. Pada saat posisi dasar awal, perputaran internal atau medial mengacu pada pergerakan suatu segmen dari suatu sumbu vertikal melalui segmen sedemikian hingga permukaan anterior segmen bergerak ke arah sumbu tengah badan selagi permukaan posterior bergerak menjauhi sumbu tengah. Perputaran eksternal atau lateral adalah pergerakan kebalikan dimana permukaan anterior bergerak menjauhi sumbu tengah dan permukaan posterior segmen bergerak ke arah sumbu tengah. Otot yang berperan dalam pergerakan rotasi kaki diantaranya, otot tibialis posterior dimana menggerakkan toes ke sisi medial, sedangkan otot peroneus longus menggerakkan bagian toes ke arah lateral. Pergerakan ini sangat bergantung pada persendian

ankle dan subtalar joint.

Gambar 2.6 Rotasi persendian lutut

commit to user

II - 6

2.2BERJALAN CEPAT

Jalan cepat adalah gerak maju dengan melangkah tanpa adanya hubungan terputus dengan tanah. Setiap kali melangkah kaki depan harus menyentuh tanah sebelum kaki belakang meninggalkan tanah. Saat melangkah satu kaki harus berada di tanah, maka kaki tersebut harus lurus atau lutut tidak bengkok dan tumpuan kaki dalam keadaan posisi tegak lurus (www.moccasport.com, 2009).

Gambar 2.7 Teknik jalan cepat

Sumber: www.moccasport.com, 2009

Gambar 2.7 menunjukkan teknik berjalan cepat dimana posisi badan saat bergerak maju cenderung lebih condong ke depan. Posisi kaki saat melangkah lurus ke depan satu garis dengan garis khayal dari badan atau garis khayal di antara kedua ujung kaki (jari-jari) segaris, tidak ke luar atau ke dalam. pada saat menumpu tumit harus mendarat lebih dahulu terus bergerak ke arah depan secara teratur.

Menurut Boonstra (1993), pengukuran berjalan cepat sebagai alat dalam melakukan gait analysis berdasarkan pada asumsi bahwa kecepatan berjalan adalah parameter dasar yang jika diukur secara objektif dapat menunjukkan kemampuan berjalan seseorang. Pada umumnya orang normal berjalan lebih cepat daripada amputee. Kecepatan berjalan amputee dipengaruhi oleh stride length

commit to user

II - 7

Menurut Taylor, (1996) kecepatan berjalan diklasifikasikan menjadi 3 jenis yaitu lambat, normal dan cepat dengan masing-masing kecepatan secara berurutan sebesar 4,4 km/jam, 5,1km/jam dan 5,5 km/jam.

2.3HUMAN LOCOMOTION

Locomotion atau daya penggerak merupakan karakteristik dari manusia, adalah proses dimana manusia itu bergerak sendiri dari satu posisi geografis ke posisi yang lain. Locomotion termasuk mulai, berhenti, perubahan kecepatan, perubahan arah, dan modifikasi untuk perubahan di lereng. Kejadian-kejadian ini, bagaimanapun, adalah kegiatan sementara yang ditumpangkan pada suatu pola dasar. Dalam berjalan dan berlari manusia, pola ini dapat didefinisikan sebagai perpindahan berirama bagian tubuh yang menjaga manusia berjalan maju secara konstan (Rose, 2006).

2.3.1 Human Locomotion

Jika berjalan adalah kegiatan belajar, tidak mengherankan bahwa tiap masing-masing individu menampilkan keunikan pribadi tertentu pada pola dasar gerak bipedal. antropolog fisik telah mempelajari perbedaan antara ras dan mengukur variasi di bagian rangka. Ahli anatomi menyadari adanya variasi individu. Semua dari kita menyadari bahwa tiap orang mempunyai cara berjalan yang berbeda, seseorang dapat mengenali seorang kenalan dengan sikapnya berjalan bahkan ketika dilihat dari kejauhan. Orang-orang mengubah cara mereka berjalan ketika memakai sepatu dengan tumit tinggi yang berbeda. Seseorang berjalan berbeda bila gembira daripada saat mental tertekan (Rose, 2006).

Berjalan merupakan suatu rangkaian dari gait cycle, dimana satu gait cycle

dikenal dengan sebutan langkah (stride). Stride length merupakan jarak linear antara point saat telapak kaki dari salah satu kaki menapak dengan point

selanjutnya saat telapak kaki yang sama menapak pada lantai. Step length adalah jarak linear antara point saat salah satu kaki menapak dengan saat kaki yang lain menapak pada lantai.

Jacquelin Perry (1992) mendifinisikan single gait cycle sebagai suatu periode dimana salah satu kaki mengenai landasan (ground), mengayun, dan kaki

commit to user

II - 8

tersebut kembali mengenai landasan. Gambar 2.7 menunjukkan pembagian gait cycle.

Gait cycle terdiri dari 2 periode yaitu periode berdiri (stance) dimana anggota badan (kaki) mengenai landasan, dan periode mengayun (swing) dimana anggota badan tidak mengenai landasan. Gait cycle dibagi delapan fase yang memiliki tiga tugas fungsional anggota tubuh diantaranya, weight acceptance

(WA), single limb support (SLS), dan limb advancement (LA).

Gambar 2.8 Siklus pola jalan (gait cycle)

Sumber: Vaughan, 1999

Weight acceptance merupakan tugas fungsional anggota badan dalam menerima beban badan keseluruhan pada saat berjalan, melakukan penyerapan goncangan saat berjalan dari gaya jatuh bebas tubuh, stabilisasi awal dalam periode berdiri dan memelihara momentum forward progression. Tugas tersebut terdiri dari 2 fase pada gait cycle yaitu initial contact/heel strike (HS) dan loading respons/foot flat (FF). Periode berdiri diikuti dengan pendukung anggota tubuh tunggal (single limb support/SLS) terdiri dari fase mid-stance, dan fase terminal stance. Selama melakukan tugas weight acceptance, anggota badan berdiri dengan tanggung-jawab untuk menahan berat tubuh sementara anggota tubuh lainnya berada pada periode mengayun. Tugas fungsional ketiga yaitu limb advancement

(LA), dimana terdapat empat fase yang berperan diantaranya, terminal stance, pre-swing, initial swing, mid-swing, dan terminal swing. LA dimulai pada akhir periode berdiri, dimana selama fase tersebut anggota badan melakukan

commit to user

II - 9

advancement untuk mempersiapkan fase berikutnya. Fase pre-swing melakukan sekaligus dua tugas yaitu tugas fungsional single limb support dan limb advancement (Perry, 1992).

2.3.2 Fase Gait Cycle

Berkaitan dengan waktu, gait cycle pada setiap fase memiliki persentase waktu tertentu. Christopher L Vaughan (1999) menganalogikan siklus cara orang berjalan dengan gerak putar roda. Dengan menggambar siklus pola gerakan roda tersebut, maka titik awal roda akan berputar berulan-ulang, langkah demi langkah. Dalam persentase waktu gait cycle, 60% dilakukan pada periode berdiri (stance) dan 40% pada periode berayun (swing).

Gambar 2.9 Diagram waktu gait

commit to user

II - 10

Gambar 2.10 Persentase gait cycle

Sumber: Whittle, 2007

Berikut ini adalah masing-masing fase gait cycle (Whittle, 2007), yaitu :

1. Initial Contact/Heel Strike (HO).

Initial contact adalah awal dari loading respon, yang merupakan periode pertama dari stance phase. Initial contact sering disebut “ heel strike”, karena pada individu normal sering kali ada dampak berbeda antara tumit dan tanah, yang dikenal sebagai “heelstrike transient”. Nama lain untuk kejadian ini adalah “heel contact, “footstrike” atau “foot contact”.

Gambar 2.11 Gerakan kaki pada fase initial contact

Sumber: Whittle, 2007

Bagian trunk berada sekitar setengah panjang langkah di belakang kaki depan. Pada posisi initial contact bagian trunk berputar, bahu kiri dan sisi kanan

commit to user

II - 11

belakang. Fleksi maksimum pinggul (umumnya sekitar 30°) tercapai sekitar pertengahan fase ayunan dan berubah sedikit sampai initial contact. Lutut agak lurus sesaat sebelum terjadi initial contact kemudian fleksi setelah terjadi initial contact. Jumlah ayunan lengan bervariasi pada setiap orang dan meningkat seiring bertambahnya kecepatan berjalan. Ketika posisi initial contact Murray (1967) menemukan rata-rata siku flexion sebesar 8° dan bahu flexion sebesar 45°. Bagian

ankle menuju posisi netral atau datar.

2. Loading Respons (Foot Flat).

Fase loading respons adalah periode double support antara fase initial contact dan fase mid- stance. Fase loading respons terjadi pada persentase waktu sekitar 7% dari gait cycle. Bagian atas tubuh selama loading respons, trunk berada pada posisi terbawahnya sekitar 20 mm di bawah posisi normal, seperti ditunjukkan pada gambar 2.11.

Gambar 2.12 Gerakan kaki fase loading respons

Sumber: Whittle, 2007

Saat fase loading respons, bagian arms bergerak secara maksimal ke posisi depan dan belakang, sedangkan bagian hip memanjang akibat kontraksi otot ekstensor sejauh 25°. Lutut kaki kiri (warna terang) mulai flexi menuju puncak flexi stance phase dan posisi ankle kaki kanan (warna gelap) mendekati datar penuh.

commit to user

II - 12 3. Mid-stance.

Fase mid-stance adalah akhir dari periode double support dan awal dari periode single support. Fase mid-stance terjadi pada periode persentase waktu gait cycle pada 7-32% dan mewakili 18% dari gait cycle. Hip mengalami fleksi sebesar 25%. Bersamaan pada fase ini, terjadi perpindahan berat oleh kaki pada periode stance (kaki kanan, warna gelap), sedangkan kaki lainnya (kaki kiri, warna terang) berada fase mid-swing (lihat gambar 2.13).

Gambar 2.13 Gerakan kaki fase mid-stance

Sumber: Whittle, 2007

Pada posisi mid-stance, energi kinetik berubah menjadi energi potensial.

Trunk naik ke posisi tertinggi sekitar 20 mm di atas level rata-rata dan perputaran

trunk sudah tidak ada. Gerakan sisi ke sisi trunk mencapai puncaknya pada posisi

mid-stance dan berubah posisi sekitar 20 mm dari posisi tengah. Seperti kaki, lengan melewati satu sama lain selama mid-stance karena mengikuti masing-masing kaki yang berbeda.

4. Terminal Stance (Heel Off).

Fase terminal stance disebut juga opposite initial contact karena posisi kaki kanan dan kiri berlawanan dengan posisi initial contact. Fase terminal stance terjadi pada periode 50% dari waktu gait cycle, seperti diperlihatkan oleh gambar 2.14. Berat badan dipindahkan dan bertumpu ke bagian bawah kaki depan (toe).

commit to user

II - 13

Gambar 2.14 Gerakan kaki pada fase terminal stance

Sumber: Whittle, 2007

Saat tubuh bergerak ke depan, beban tubuh berpindah dari bagian tumit ke bagian jari kaki. Saat fase ini, bagian heel meninggi yang diikuti kenaikan knee flexion 0°-40°dan hipextension 20°-0°. Kenaikan bagian heel menyebabkan trunk

bergerak turun dari posisi tertingginya. Ankle dalam posisi peralihan dari dorsi flexion sebesar 10° lalu bergerak 20° plantar flexion. Posisi tubuh mulai jatuh ke depan dengan salah satu kaki berayun untuk mencapai tanah. Dalam posisi ini berat tubuh mulai berpindah dari belakang menuju left leg.

5. Pre-Swing (Toe-Off).

Fase pre-swing dimulai dengan fase initial contact (heel strike) oleh kaki kiri (warna terang), dan kaki kanan (warna gelap) berada posisi meninggalkan landasan untuk melakukan periode mengayun (toe-off), seperti ditunjukkan oleh gambar 2.15. Periode waktu pre-swing terjadi pada persentase waktu gait cycle

50-57%, dan mulai terjadi pelepasan berat tubuh oleh kaki yang bersangkutan.

Gambar 2.15 Gerakan kaki pada fase pre-swing

Sumber: Whittle, 2007

Posisi ini menyebakan terjadi rotasi yang extreme pada tubuh bagian atas, dimana bagian trunk, arms, dan trunk berotasi dari titik normalnya. Dalam posisi

commit to user

II - 14

ini, bagian hip tetap dalam kondisi flexion sedangkan knee flexion bergerak menurun dari sudut elevasi sebesar 40° hingga 0°. Ankle berada dalam puncak

plantar flexion dimana membentuk sudut sebesar 25°.

6. Initial Swing (Acceleration).

Fase swing merupakan fase dimana kaki tidak berada di landasan atau pada posisi berayun. Fase swing terdiri dari tiga fase yaitu: Initial swing, mid-swing, dan terminal swing. Fase keenam merupakan fase initial swing, dimana kaki mulai melakukan ayunan, persentase initial swing adalah 60%-73% dari periode waktu gait cycle. Fase initial swing dimulai pada saat telapak kaki kanan (warna gelap) mulai diangkat dari posisi landasan (toe off), sedangkan kaki kiri (warna terang) berada pada posisi mid-stance, seperti ditunjukkan oleh gambar 2.16 (Perry, 1992).

Gambar 2.16 Gerakan kaki fase pada initial swing

Sumber: Perry, 1992

7. Mid-Swing.

Fase kedua dari periode swing adalah fase mid-swing yang ditunjukkan pada gambar 2.17. Fase mid-swing yang dimulai dengan ayunan kaki kanan dan dilanjutkan sampai kaki kanan (warna gelap) mengayun maju berada di depan anggota badan sebelum mengenai landasan dan kaki kiri lurus (hip dan knee

sejajar). Fase mid-swing terjadi pada periode waktu gait cycle 73%-87%, dimana kaki kiri (warna terang) berada pada fase mid-stance (Perry, Jacquelin, 1992).

commit to user

II - 15

Gambar 2.17 Gerakan kaki pada fase mid-swing

Sumber: Perry, 1992

8. Terminal Swing (Decceleration).

Fase terminal swing merupakan akhir dari gait cycle, terjadi pada periode waktu gait cycle 87%-100%. Fase ini berfungsi untuk perlambatan limb dan persiapan perpindahan berat. Fase terminal swing dimulai pada saat akhir dari fase

mid-swing, dimana tungkai kaki mengalami perpanjangan maksimum dan

berhenti pada saat heel telapak kaki kanan (warna gelap) mulai mengenai landasan. Pada periode ini, posisi kaki kanan (warna gelap) berada kembali berada depan anggota badan, seperti pada posisi awal gait cycle, seperti ditunjukkan oleh gambar 2.18.

Gambar 2.18 Gerakan kaki pada fase terminal swing

commit to user

II - 16

2.4ANALISIS GERAK BIOMEKANIKA

Menurut Michael W. Whittle (2007) biomekanika adalah disiplin ilmu yang mempelajari sistem biologi, seperti tubuh manusia, dengan metode teknik mesin. Bagian terpenting pada gerakan berjalan dari pengguna prosthetic adalah keseimbangan beban tubuh amputee. Sehingga prosthetic yang baik harus mampu memberikan keseimbangan beban. Gerakan berjalan pada orang normal, memperlihatkan bagaimana kedua kaki saling menyeimbangkan beban tubuh dalam pergerakan berpindah. Pada saat berjalan dan kaki menyentuh lantai, beban tubuh yang dihasilkan dari efek tekanan gravitasi bumi akan 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 yaitu tidak terjadi gap dengan kaki yang sehat (Wibowo, 2009).

2.5ANTHROPOMETRI DATA BIOMEKANIKA

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 joint

(sambungan). Link mewakili segmen tubuh dan joint menggambarkan sendi yang ada. Menurut Chaffin (1999), tubuh manusia terdiri dari enam link, sebagai berikut:

1. Link lengan bawah yang dibatasi oleh joint telapak tangan dan siku. 2. Link lengan atas yang dibatasi oleh joint siku dan bahu.

3. Link punggung yang dibatasi oleh joint bahu dan pinggul. 4. Link paha yang dibatasi oleh joint pinggul dan lutut. 5. Link betis yang dibatasi oleh joint lutut dan mata kaki.

commit to user

II - 17

Gambar 2.19 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint

Sumber: Chaffin, 1999

Menurut Chaffin (1999), anthropometri merupakan ilmu yang berhubungan dengan pengukuran massa, bentuk, ukuran dan inersial tubuh manusia. Hasil dari pengukuran ini berupa data statistik yang menggambarkan ukuran, massa dan bentuk tubuh manusia. Data anthropometri merupakan fundamen dasar biomekanika yang digunakan untuk membangun model biomekanika yang mengkaji kekuatan dan gaya pada tubuh manusia.

Pengukuran anthropometri segmen tubuh manusia disetarakan dengan model benda jamak. Panjang setiap link diukur berdasarkan persentase tertentu dari tinggi badan, sedangkan beratnya diukur berdasarkan persentase dari berat badan. Penentuan center of mass tiap link didasarkan pada persentase standar yang diadaptasi dari penelitian Dempster (1955) dalam Chaffin (1999) seperti digambarkan pada gambar 2.20. Link tiap segmen berotasi di sekitar sambungan dan secara mekanika terjadi mengikuti hukum Newton. Prinsip ini digunakan untuk menyatakan gaya mekanik pada tubuh dan gaya otot yang diperlukan untuk mengimbangi gaya-gaya yang terjadi.

commit to user

II - 18

Gambar 2.20 Permodelan titik-titik pusat massa dempster

Sumber: Chaffin, 1999

Pada penentuan massa tiap segmen, tubuh manusia digambarkan sebagai

stick diagram seperti pada pemodelan Dempters (1955) dalam Chaffin, (1999). Persentase massa segmen tubuh ditentukan berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh (Webb Associaties, 1978 dalam Chaffin, 1999).

Tabel 2.1 Pemodelan distribusi berat badan

a. Head 73,80 %

b. Neck 26,80 %

a. Thorax 43,80 %

b. Lumbar 29,40 %

c. Pelvis 26,80 %

a. Upperarm 54,90 %

b. Forearm 33,30 %

c. Hand 11,80 %

a. Tight 63,70 %

b. Shank 27,40 %

c. Foot 8,90 %

15,70 % Group Segment (%) of

Total Body Weight

Individual Segment (%) of Group Segment Weight Head and

Neck Torso

Total Arm

Total Leg

8,4 %

50,0 %

5,10 %

commit to user

II - 19

2.6KESEIMBANGAN GERAK BIOMEKANIKA

Pada pengguna prosthetic, analisis biomekanika digunakan untuk mengetahui pola berjalan amputee apakah telah sesuai dengan pola berjalan normalnya (Radcliffe dan Foort, 1991). Hal ini diketahui dengan keseimbangan gaya dan torsi serta tingkat keluaran energi selama amputee berjalan dalam suatu periode waktu.

2.6.1 Keseimbangan Gerakan Manusia

Keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan kesetimbangan tubuh ketika ditempatkan diberbagai posisi. Definisi menurut O’Sullivan (2008), keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan pusat gravitasi pada bidang tumpu terutama ketika saat posisi tegak. Selain itu menurut Thomson (2008), keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan tubuh dalam posisi kesetimbangan maupun dalam keadaan statis atau dinamis, serta menggunakan aktivitas otot yang minimal. Keseimbangan juga bisa diartikan sebagai kemampuan relatif untuk mengontrol pusat massa tubuh (center of mass) atau pusat gravitasi (center of gravity) terhadap bidang tumpu (base of support). Keseimbangan melibatkan berbagai gerakan di setiap segmen tubuh dengan di dukung oleh sistem muskuloskleletal dan bidang tumpu. Kemampuan untuk menyeimbangkan massa tubuh dengan bidang tumpu akan membuat manusia mampu untuk beraktivitas secara efektif dan efisien.

Hall (1999) menyebutkan bahwa equilibrium merupakan karakteristik keadaan dimana terjadi keseimbangan gaya dan torsi (momen gaya). Berdasarkan hukum Newton pertama, tubuh dalam kondisi equilibrium ketika dalam keadaan diam (motionless) atau bergerak dengan kecepatan konstan. Ketika tubuh dalam keadaan diam, misalnya keseimbangan saat berdiri dengan satu kaki, kondisi ini disebut sebagai static equilibrium. Dynamic equilibrium merupakan kondisi dimana terjadi keseimbangan antara gaya luar dan gaya inersial pada obyek yang bergerak. Tubuh yang bergerak dikatakan dalam kondisi dynamic equilibrium, apabila semua gaya yang bereaksi pada tubuh seimbang dengan gaya inersial yang melawan gaya reaksi tubuh tersebut.

commit to user

II - 20

2.6.2 Torsi

Menurut Hall (1999), 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 (T) yang juga dikenal sebagai puntiran (momen gaya) merupakan hasil kali antara gaya (F) dan lengan gaya (d).

T= F x d...persamaan 2.2

Gambar 2.21 Sebuah torsi

Sumber: Lohat, 2010

Pada tubuh manusia, torsi dibangkitkan oleh otot dalam suatu pusat persendian yang merupakan hasil dari gaya yang bereaksi terhadap jarak antara garis gaya otot dengan pusat persendian tersebut (Hall, 1999). Saat joint bergerak pada suatu jarak, terjadi perubahan momen gaya pada otot yang melintasi persendian. Perubahan pada momen secara langsung menyebabkan joint torque

yang dibangkitkan oleh otot. Saat berjalan, secara signifikan akan lebih banyak gaya diperlukan ketika torsi dibangkitkan oleh single support foot dimana momen akan mengurangi jarak antara tulang metatarsal dengan calcaneus.

Young dan Freedman (1999) dalam Fisika Universitas menyatakan bahwa torsi merupakan besaran vektor, sehingga selain mempunyai besar, torsi juga mempunyai arah. Suatu vektor T mempunyai arah tegak lurus terhadap bidang benda. Arah Tadalah 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 arah torsi secara umum dilakukan dengan menggunakan kaidah aturan tangan kanan.

commit to user

II - 21

2.6.3 Work

Work merupakan kombinasi lain dari analisis kinematika dan kinetika (Karduna, 2004). Secara ilmiah work terjadi ketika gaya bekerja pada suatu objek sehingga objek bergerak dalam jarak tertentu. Sebuah gaya melakukan work

apabila benda yang dikenai gaya mengalami perpindahan. Work merupakan besaran skalar, dimana satuan dalam Sistem Internasional (SI) adalah Joule. Secara matematis, usaha yang dilakukan oleh gaya didefinisikan sebagai hasil kali perpindahan (s,θ) dengan gaya (F, T) yang searah dengan perpindahan.

Wtranslasi = F x s

Wrotasi = T x θ...persamaan 2.3

Gambar 2.22 Usaha oleh sebuah gaya

Sumber: Lohat, 2010

Analisis perubahan kerja mekanik dalam center of mass (COM) pada gerakan berjalan manusia dibedakan menjadi dua macam perspektif (Willems, 1994). Perspektif pertama adalah internal work dimana merupakan perubahan energi mekanik relatif terhadap COM akibat internal force yang menyebabkan terjadinya pergerakan pada tubuh. Perspektif kedua adalah external work dimana berkebalikan dengan konsep internal work. Pergerakan segmen tubuh relatif terhadap COM yang diakibatkan adanya external force dimana terjadi perubahan energi relatif terhadap COM disebut sebagai external work.

2.6.4 Energi

Whittle (2007) mengemukakan, keistimewaan dari normal gait adalah bagaimana energi disimpan dalam jumlah yang optimal saat berjalan. Salah satu bentuk pola abnormal gait adalah hilangnya kestabilan yang menyebabkan pengeluaran energi yang berlebihan sehingga tubuh mudah lelah. Pengukuran transfer energi selama berjalan pada persendian dan konsumsi energi secara keseluruhan merupakan bagian penting dalam analisis cara berjalan ilmiah.

commit to user

II - 22

Energi didefinisikan sebagai kapasitas untuk melakukan kerja (Winter,1990). Usaha dilakukan ketika energi dipindahkan dari satu benda ke benda lain. Jumlah total energi pada sistem dan lingkungan bersifat kekal (Young dan Freedman, 1999). Energi tidak pernah hilang, tetapi hanya dapat berubah bentuk dari satu bentuk energi menjadi bentuk energi lain. Secara garis besar, energi terbagi dalam dua macam, energi potensial dan energi kinetik.

Energi kinetik (EK) merupakan energi gerak. Tubuh memproses energi kinetik hanya saat tubuh dalam keadaan bergerak. Jika tubuh tidak bergerak maka

v = 0 besarnya energi kinetik juga nol. Berikut persamaan matematis energi kinetik dalam gerak translasi dan gerak rotasi (angular).

2

2 1

mv EK_translasi =

………persamaan 2.4 2 2 1 w I

EKrotasi = ...persamaan 2.5

Dengan; EK = Energi kinetik (J)

m = Massa (kg)

v = Kecepatan (m/s)

Bentuk yang lain dari energi adalah energi potensial, dimana merupakan energi yang menyatakan posisi suatu objek. Persamaan matematis energi potensial, sebagai berikut:

PE = mgh...persamaan 2.6 Dengan; PE = Energi potensial (J)

m = Massa (kg)

g = Gaya gravitasi (m/s2)

h = Tinggi pusat massa (m)

Pada aplikasi biomekanik perubahan energi potensial disebabkan oleh adanya perubahan tinggi dari pusat massa, karena biasanya massa tubuh manusia cenderung tetap. Hall (1999) menyatakan, energi potensial disebut sebagai energi penyimpanan. Hal ini merupakan bentuk implikasi dari adanya energi kinetik dalam tubuh ketika bergerak. Salah satu bentuk potensial energi adalah spring potensial energy (PEs) atau energi potensial elastis.

commit to user

II - 23

2 2 1

kx

PEs = ...persamaan 2.7

dengan k merupakan konstanta elastis yang menunjukkan keelastisan bahan atau kemampuan untuk menyimpan energi dan berdeformasi. Sedangkan x

menunjukkan besarnya deformasi yang terjadi otot.

2.6.5 Persamaan Gerak Dinamis Lagrange

Model matematika digunakan dalam menemukan solusi optimal gerakan manusia yang dianalogikan dalam suatu sistem benda jamak yang tersusun dari

stick diagrams pada setiap joint yang saling terhubung membentuk satu kesatuan. Perilaku dinamik dari sebuah sistem dinyatakan dalam besaran kinematik dan kinetika. Pada penelitian ini perilaku dinamik dirumuskan melalui persamaan

lagrange berdasarkan sintesis pergerakan manusia oleh Winter (1990), Lagrange

merupakan konsep matematik dinamis yang menggabungkan displacement, usaha (work) dan energi yang bekerja pada sistem, sebagai fungsi dari generalized coordinates, untuk memperoleh turunan kedua dari persamaan gerak.

Lagrangian (L) dari suatu sistem dikatakan sebagai perbedaan antara jumlah energi kinetik yang terjadi dalam sistem dan jumlah energi potensial dalam sistem.

L = KE - PE...persamaan 2.8 Bentuk umum teori lagrange tentang gerak terdapat dalam persamaan 2.7.

i i i Q q L q L dt d ₌ ¶ ¶ -¶ ¶ ×

& ...persamaan 2.9

dengan t menunjukkan waktu, q menunjukkan generalized coordinat dan Q

menunjukkan generalized force. Adapun generalized coordinates (q) digambarkan sebagai parameter yang merepresentasikan sistem konfigurasi secara jelas dalam sistem koordinat.

commit to user

II - 24

2.7HUMAN AMPUTEE GAIT

Munculnya gaya berjalan normal manusia (normal gait) ditentukan oleh berbagai karakteristik gerak manusia. Begitu pula gerak berjalan pada amputee, akan tergantung pada kondisi penentu, misalnya saja sisa bagian tubuh setelah diamputasi (sendi, rangka, joint dan otot), sejauhmana penggunaan prosthetic

mampu menggantikan bagian tubuh yang hilang sesuai fungsional kaki serta

interface yang dibangun antara tubuh dan prosthetic.

Perbedaan yang nyata terjadi pada amputee gait adalah durasi waktu selama siklus berjalan (gait cycle). Permasalahan pada fase berdiri seringkali muncul pada amputee pengguna prosthetic. Ketidaksesuaian knee flexion pada awal fase berdiri terjadi karena ketidakstabilan pada bagian knee. Beberapa masalah juga muncul pada penempatan posterior foot, socket flexion dan

hyperdorsiflexion yang terjadi pada ankle.

Modiolateral knee dapat pula diamati pada fase berdiri. Penempatan foot

yang tidak tepat, kelebihan tekukan pada socket dan dimensi socket yang terlalu melebar sehingga mengurangi kontrol di bagian knee, menjadi salah satu penyebabnya. Seringpula amputee mudah terjatuh saat berjalan, sebab kurang sempurnanya penyesuaian foot terutama pada bagian ankle sehingga terjadi

hyperdorsiflexion.

Rotasi external terjadi pada fase heel strike dalam amputee gait cycle. Penyebabnya adalah kontruksi pada bagian foot (ankle dan SACH) pada kaki

prosthetic. Kontruksi foot terlalu keras dan penempatan yang kurang pas, sehingga terjadi gerakan yang tidak tepat pada bagian ankle.

Gambar 2.23 Amputee gait

commit to user

II - 25

Kenaikan yang terlalu cepat pada heel saat melangkah juga menjadi salah satu titik perhatian dalam amputee gait. Proses fitting prosthetic yang tidak tepat pada setiap amputee menjadi salah satu penyebabnya. Hal ini menjadi penting karena setiap amputee mempunyai karakteristik berbeda pada tipe amputasi dan kondisi stump yang tersisa dari hasil amputasi.

Beberapa masalah dalam amputee gait juga terjadi dalam fase mengayun (swing phase). Hal terpenting dalam fase mengayun adalah kemampuan untuk menahan berat dan mengayunkan kaki dengan ringan. Ketika kemampuan itu tidak dimiliki oleh prosthetic maka akan terjadi ketidakseimbangan cara berjalan

amputee. Sistem suspensi yang buruk, fitting prosthetic yang tidak tepat (terlalu panjang dari kaki normal) dan ketidaksesuaian knee flexion, menjadi salah satu penyebabnya. Dalam mengkoordinir, fase mengayun yang lebih lembut, sebuah

prosthetic harus difasilitasi dengan energy-efficient joint yang mampu menyediakan transfer energi yang cukup dari tubuh ke dalam prosthetic dimana gerakan pada hip dan knee akan tersinkronisasi secara merata.

2.8ABOVE KNEE PROSTHETIC

Prosthetic kaki adalah alat ganti anggota gerak tubuh bagian bawah yang hilang. Ketiadaan kaki bagian atas lutut (above-knee) menyebabkan amputee

kehilangan sebagian paha, knee, shank, dan bagian foot. Penggunaan prosthetic

membantu amputee dalam melakukan aktivitas sehari-hari.

Gambar 2.24 Prosthetic kaki atas lutut

commit to user

II - 26

2.8.1 Komponen prosthetic atas lutut

Pemakai prosthetic atas lutut adalah seseorang yang kehilangan anggota gerak bawah dari bagian paha. Komponen dasar dari prosthetic atas lutut ( above-knee) terdiri dari sabuk atau sistem suspensi, socket, bagian paha (hip), bagian lutut (knee), bagian betis (shank), bagian telapak kaki (foot dan ankle). Bentuk

prosthetic atas lutut ditunjukkan pada gambar 2.26 di bawah ini.

Gambar 2.25 Komponen prosthetic atas lutut

Sumber: www.scipolicy.net, 2009

Berdasarkan penelitian Staff Prosthetics and Orthotics (1990) dalam

Lower Limb Prosthetics, berikut penjelasan komponen penyusun prosthetic atas lutut yaitu:

1. Sistem Suspensi.

Sistem suspensi merupakan bagian yang berfungsi untuk mengaitkan keseluruhan prosthetic pada bagian dari tubuh. Tujuannya agar prosthetic

terpasang sempurna pada tungkai kaki. Secara garis besar terdapat tiga macam sistem suspensi yaitu, cuff suspension dimana manset diikatkan pada bagian paha,

waist belt dimana manset diikatkan mengelilingi pinggang serta thigh corset

dimana menggunakan sistem waist belt yang dililitkan pada pinggang dan terdapat tambahan yaitu paha dipasang korset yang berfungsi untuk lebih memperkuat penggantung.

commit to user

II - 27

Gambar 2.26 Sistem Suspensi

Sumber: Staff Prosthetics and Orthotics, 1990

2. Socket.

Socket adalah bagian prosthetic sebagai tempat puntung kaki (stump) yang masih tersisa. Socket merupakan alat yang dibentuk dan disatukan dengan shank. Bagian ini menyambung atau berhubungan langsung dengan stump, bahkan tidak jarang socket menempel tepat pada bagian stump. Socket harus mampu menyokong bobot tubuh dan mendukung stump secara kuat dan nyaman untuk semua aktivitas pengguna. Socket dibuat menempel pada stump secara kuat untuk mengurangi gerakan atau gesekan antara socket dan kulit. Gesekan antara socket

dan kulit akan menyebabkan pengguna merasa kurang nyaman selama beraktivitas, dan mengakibatkan resiko yang lebih besar pada abrasi kulit.

3. Knee.

Bagian lutut (knee) merupakan joint untuk menggantikan sendi lutut yang menghubungkan bagian paha dengan bagian betis. Knee prosthetic dibuat berdasarkan data lebar, dan tinggi lutut saat duduk. Adapun 3 fungsi utama knee prosthetic, sebagai berikut:

a. Mendukung gerak berjalan amputee saat stance phase (berdiri).

b. Menghasilkan kontrol untuk memperhalus ayunan langkah selama swing phase.

c. Mengatur keleluasaan gerak saatt duduk dan berlutut.

4. Shank.

Shank merupakan bagian penghubung antara foot, ankle dan socket. Shank

berfungsi untuk memindahkan dan membagi beban dari socket ke bagian foot.

Cuff Suspension

Waist Belt

commit to user

II - 28

Terdapat dua jenis shank yaitu eksoskeletal dan endoskeletal. Eksoskeletal shank

pada umumnya dibuat dari bahan yang ringan namun kuat dan kokoh. Bahan yang sering dipakai misalnya plastik, aluminium dan kayu. Pada eksoskeletal shank, ruang bagian bawah socket dan blok ankle dilubangi untuk mengurangi berat. Pada endoskeletal shank, terdapat tambahan tumpuan yang berupa tonggak untuk lebih memperkokoh dan memudahkan pemindahan beban dari socket ke bagian

foot. Tonggak pada endoskeletal shank biasanya terbuat dari metal pylon. Bagian luar juga dilapisi dengan bahan yang lembut agar penampilan menyerupai kaki yang sebenarnya. Bentuk kedua jenis shank dapat dilihat pada gambar 2.28 dan gambar 2.29.

Gambar 2.27 Eksoskeletal shank,

Sumber: catalog.orthoremedy.com,2010

Gambar 2.28 Endoskeletal shank

commit to user

II - 29

Keuntungan eksoskeletal shank yaitu selain murah, pembuatannya mudah, pelapisan bagian luar lebih berdaya tahan. Kekurangan dari shank ini yaitu kemampuan menopang tubuh lebih kecil dibanding endoskeletal shank. Keuntungan endoskeletal shank yaitu lebih modern, mampu menopang beban tubuh, dan lebih kuat. Kekurangan shank ini yaitu mahal, pembuatan sulit dan rumit.

5. Foot – Ankle.

Foot (kaki dasar) dan ankle merupakan komponen yang menjadi tumpuan pergerakan, memberi dukungan selama posisi setengah berdiri tegak, dan menyesuaikan ayunan untuk membuat tubuh tegak dan bergerak ke depan pada tahap selanjutnya.

SACH foot prosthetic merupakan salah satu bagian pada kaki prosthetic. SACH (Solid Ankle Cushion Heel) foot terdiri dari heel kayu, material yang dimampatkan di sekitar heel, sabuk yang dipasangkan dibawah heel sampai ke bagian jari kaki, palang atau baut yang menjaga kaki ke tulang kering, dan

cushion heel.

Terdapat empat macam tipe ankle joint pada prosthetic, yaitu ankle joint single axis, anklejointdouble axis, anklejointmultiple axis dan anklejoint sistem

energy recovery. Setiap karakteristik ankle joint ini mempunyai fungsi yang berbeda-beda sesuai sistem yang ditanamkan pada masing-masing ankle. Ankle joint sistem double axis mempunyai kemampunan untuk menggerakkan foot dorsi flexion dan plantar flexion. Sistem ini memperbaiki sistem single axis dimana foot

tidak leluasa bergerak layaknya kaki normal. Perkembangan ankle joint multiple

axis memungkinkan kaki untuk bergerak dengan mudah secara plantarflexion, dorsiflexion, pronation atau supination maupun rotasi. energy recovery anklejoint

memberikan kemampuan pada kaki untuk menyimpan dan melepaskan energi saat melakukan pergerakan sehingga amputee dapat berjalan dengan lebih nyaman.

commit to user

II - 30 Gambar 2.29 SACH foot

Sumber: www.medexinternational.com, 2009

2.9ENERGY STORING KNEE PROSTHETIC

Permasalahan prosthetic pada dasarnya lebih banyak menekankan pada komponen joint dan link sesuai fungsi tubuh. Dalam menghasilkan prosthetic

yang baik agar mampu mengakomodir kondisi lapangan yang di lingkungan sekitar, hal ini tergantung pada kemampuan dalam perancangan pada knee joint

yang menghubungkan antara tubular shank dan socket. Semakin baik perancangan

knee joint semakin baik juga performasi prosthetic yang dihasilkan untuk mampu menjawab kondisi lingkungan sekitar. Adapun prosthetic atau kaki palsu yang memiliki knee joint atau sendi lutut umumnya digunakan oleh para penderita amputasi atas lutut (above-kneeamputee).

Desain above-knee prosthetic konvensional memiliki tingkat kestabilan yang cukup pada saat stance phase. Tetapi pada saat swing phase, kaki hanya mengayun seperti pendulum yang mengayunkan bagian shank dan foot. Kelemahan dari desain ini adalah kecepatan ayunnya sangat rendah, dan tidak dapat beradaptasi dengan perubahan kecepatan, selain itu konsumsi energi yang diperlukan akan bertambah, bilamana pengguna ingin menambah kecepatan langkahnya.

Energy storing prosthetic merupakan salah satu bentuk perkembangan dari teknologi prosthetic. Teknologi ini memperbaiki cara berjalan amputee dari sisi fleksibilitas, kenyamanan dan kemampuan mekanis dalam melakukan aktifitas sehari-hari. Secara dinamis, energy storing prosthetic mengakomodasi kemampuan untuk melintasi daerah permukaan yang tidak rata, berbeda ketinggian dan kenyamanan serta stabilitas untuk berjalan di berbagai permukaan

commit to user

III - 4 3.2 PENGUMPULAN DATA

Pengumpulan data dilakukan sebagai penunjang dan bahan analisis terhadap permasalahan yang diangkat. Dalam hal ini pengumpulan data diperoleh

melalui dokumentasi penelitian terkait dengan kajian prosthetic atas lutut

endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar. Penelitian dilakukan di

Laboratorium Perencanaan dan Perancangan Produk Teknik Industri UNS dan Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan Ergonomi Teknik Industri UNS.

Data yang diambil dalam penelitian terdiri dari data awal dan data utama. Data awal meliputi usia, tinggi, berat badan, riwayat amputasi, jenis amputasi dan pengukuran anthropometri responden. Data awal digunakan dalam mendukung

penelitian untuk mengetahui karakteristik pengguna prosthetic berdasarkan

kondisi amputee yang menjadi responden dalam penelitian. Data utama yaitu data pengukuran sudut (θ) pada ankle, knee, dan hip joint saat fase gerakan dalam satu siklus berjalan cepat. Data utama merupakan data yang secara langsung akan menjadi input dari analisis biomekanika melalui pengembangan formulasi matematik yang akan dilakukan dalam kajian penelitian. Formulasi model dibangun secara dinamik sepanjang periode waktu berjalan dengan menggunakan

pendekatan persamaan lagrange euler. Metode Euler-Lagrange merupakan

gabungan dari dua pembahasan yaitu metode Euler yang dikenakan dengan

pengali Lagrange. Metode Euler-Lagrange mengakomodasi bahwa penyelesaian

yang diperoleh bersifat kontinu. Penjelasan lebih lanjut mengenai data yang

diperlukan dalam pengukuran pada pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal

dengan memperhatikan aspek energy storing prosthetic knee, sebagai berikut:

1. Penentuan responden amputee.

Pemilihan amputee yang digunakan sebagai responden dalam penelitian

didasarkan pada kondisi anatomi tubuh amputee. Karakteristik ini ditinjau

dari tipe amputasi, riwayat amputasi dan kondisi stump, sehubungan dengan

penelitian mengenai penggunaan prosthetic atas lutut endoskeletal dengan

energy storing mekanisme 2 bar yang diuji cobakan dalam tugas akhir.

Adapun dalam penelitian ini responden amputee berjumlah satu orang,

berjenis kelamin laki-laki dan berusia 49 tahun.

commit to user

III - 5

Pengambilan data anthropometri amputee pengguna prosthetic digunakan

untuk menghitung panjang segmen titik berat dan momen inersia segmen tubuh pengguna prosthetic. Pertama-tama diukur tinggi badan dan berat badan

pengguna prosthetic, kemudian dilakukan pengambilan data anthropometri

amputee. Data anthropometri tubuh yang diambil, merupakan data yang berhubungan langsung dengan pengukuran panjang segmen kaki yang

meliputi panjang stump, panjang betis dan panjang telapak kaki. Panjang

segmen telapak kaki diukur dari ujung jari terpanjang pada kaki hingga bagian belakang dari kaki. Panjang segmen betis diukur dari mata kaki hingga lutut.

(a) (b)

Gambar 3.2 Alat ukur, (a) Timbangan badan, (b) Meteran Sumber :Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret, 2010

3. Pengukuran dimensi prosthetic atas lutut endoskeletal dengan energy storing.

Pengukuran dilakukan untuk mengetahui karakteristik prosthetic atas lutut

endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar yang ditinjau dari

ukuran berat dan panjang prosthetic. Pengukuran dimensi prosthetic

dilakukan dengan menggunakan meteran, dan berat prosthetic diukur dengan menggunakan force gauge.

Gambar 3.3 Force Gauge

Sumber :Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret Surakarta, 2010

commit to user

III - 6

4. Pengamatan gerakan berjalan cepat amputee pada bidang datar.

Objek penelitian yang diamati adalah gerakan berjalan cepat amputee dengan

menggunakan prosthetic atas lutut model endoskeletal system energy storing

mekanisme 2 bar. Spesifikasi cara berjalan cepat amputee, sebagai berikut:

a. Panjang langkah (stride length) pendek.

b. Kecepatan berjalan ± 1.7 m/s.

c. Amputee berjalan sepanjang 12 m.

d. Tumpuan pertama saat melangkah pada bagian tumit.

5. Penentuan fase berjalan dalam satu siklus gerakan gait cycle saat aktivitas

berjalan cepat.

Satu siklus gerakan yang digunakan sebagai acuan dalam penelitian ini dibagi

menjadi delapan fase yaitu initial contact, loading respons, mid-stance,

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

6. Penentuan capture pada tiap fase dalam satu siklus gait cycle saat aktivitas

berjalan cepat.

Capture digunakan dalam membantu memodelkan manusia dalam suatu

sistem benda jamak yang tersusun dari stick diagram pada setiap joint yang

saling terhubung membentuk satu kesatuan. Capture dibuat pada setiap fase

dalam satu siklus gerakan amputee pengguna prosthetic atas lutut

endoskeletal dengan energy storing saat berjalan cepat.

7. Pengukuran sudut gerakan (θ) pada segmen tubuh di setiap fase gerakan.

Pengukuran ini bertujuan untuk mengetahui sudut yang terbentuk pada ankle,

knee, dan hip joint baik kaki normal maupun kaki prosthetic saat berjalan

cepat menggunakan prosthetic kaki atas lutut endoskeletal dengan energy

storing mekanisme 2 bar. Pengukuran sudut diukur dengan menggunakan alat

electrogoniometer RF. Secara umum, prosedur pelaksanaan dari pengukuran

sudut, yaitu:

a. Pengguna prosthetic memakai prosthetic kaki atas lutut endoskeletal

dengan energy storing mekanisme 2 bar yang digunakan dalam

eksperimen.

b. Pemasangan electrogoniometer Rf di tubuh pengguna prosthetic dilakukan

commit to user

III - 7

tersambung pada sebuah komputer untuk menampilkan hasil pengukuran sudut ankle, knee, dan hip joint pada kaki normal maupun prosthetic.

c. Pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal dengan energy storing

melakukan aktivitas berjalan cepat. Data pengukuran akan ditampilkan dalam komputer.

d. Pengukuran dilanjutkan sampai mendapatkan data yang cukup untuk

dilakukan pengolahan data lanjutan.

Gambar 3.4 Electrogoniometer Rf

Sumber : Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret Surakarta, 2010

3.3 PENGOLAHAN DATA

Pengolahan data dalam penelitian ini dilakukan untuk menentukan nilai

external work dan komponen external work. Penjelasan mengenai pengolahan

data secara lebih lanjut, sebagai berikut:

1. Pemodelan dynamic cycle gait fase berjalan cepat dalam satu siklus gerakan.

Pemodelan fase berjalan cepat meliputi 8 fase gerakan. Pemodelan dilakukan

melalui pendekatan lagrange tentang gerak dengan menggunakan persamaan

2.8. Bentuk umum persamaan lagrang of motion yang terdapat dalam

persamaan 2.9 digunakan untuk mengetahui nilai external work dan komponen

external work pada setiap fase dalam satu periode waktu berjalan. Besarnya

usaha keseluruhan dihitung dengan menggunakan rumusan usaha baik pada gerak translasi maupun rotasi dengan menggunakan persamaan 2.4 dan persamaan 2.5.

commit to user

III - 8

2. Menentukan besarnya massa tiap segmen tubuh, titik berat segmen kaki, dan

momen inersia pengguna prosthetic atas lutut.

Data anthropometri pada pengumpulan data digunakan dalam pengolahan data untuk menentukan besar massa tiap segmen tubuh, titik berat segmen kaki dan momen inersia. Perhitungan besar massa tiap segmen tubuh menggunakan tabel 2.1. Sedangkan dalam mencari dimensi panjang titik berat setiap segmen dapat digunakan permodelan titik-titik berat (Dempster, 1955) yang terdapat pada gambar 2.21. Setelah massa tiap segmen tubuh dan sebaran titik berat pada segmen kaki diketahui, maka dilakukan perhitungan momen inersia (persamaan 2.1) dari tiap segmen kaki tersebut. Perhitungan momen inersia digunakan untuk perhitungan energi kinetik pada saat aktifitas berjalan cepat.

3. Menghitung nilai usaha (work), energi dan torsi, yang dihasilkan oleh

pengguna prosthetic endoskeletal atas lutut dengan energy storing dengan

menggunakan dynamic gait cycle.

Perhitungan nilai usaha (work), energi dan torsi dilakukan berdasarkan

data yang telah dikumpulkan pada masing-masing fase gerakan saat amputee

berjalan cepat menggunakan prosthetic atas atas lutut endoskeletal dengan energy

storing di bidang datar. Secara umum, keseluruhan perhitungan dilakukan dengan

menggunakan model dinamis pergerakan manusia melalui bentuk umum

persamaan lagrange of motion (persamaan 2.9). Perhitungan torsi dilakukan pada

persendian hip, knee, dan ankle baik kaki normal maupun kaki prosthetic.

Perhitungan energi dilakukan dengan menggunakan persamaan lagrange of

motion dalam persamaan 2.8, untuk mengetahui perbedaan antara jumlah energi

kinetik (persamaan 2.4 dan persamaan 2.5) dan energi potensial (persamaan 2.6)

dalam sistem. Melalui persamaan lagrange of motion ini pula dihitung besarnya

energi penyimpanan gas spring pada bagian knee joint prosthetic, dengan

menambahkan rumusan persamaan 2.7. Besarnya usaha keseluruhan dihitung dengan menggunakan rumusan usaha baik pada gerak translasi maupun rotasi dengan menggunakan persamaan 2.4 dan persamaan 2.5.

commit to user

III - 9

3.4 ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL PENELITIAN

Pada tahap analisis dan interpretasi hasil penelitian dilakukan analisis perbandingan antara nilai usaha (work), energi dan torsi yang muncul pada

gerakan berjalan cepat pengguna prosthetic endoskeletal dengan energy storing

mekanisme 2 bar. Analisis dilakukan apakah nilai usaha (work), energi dan torsi yang muncul mendekati nilai usaha (work), energi dan torsi yang bekerja pada manusia normal.

3.5 KESIMPULAN DAN SARAN

Kesimpulan dan saran merupakan langkah akhir yang dilakukan dalam penelitian tugas akhir ini. Kesimpulan berdasarkan hasil pengolahan dan analisis data yang telah dilakukan pada tahap sebelumnya dimana menjawab dari tujuan yang diharapkan dalam penelitian. Saran diberikan sebagai rekomendasi guna

peningkatan dan perkembangan kaki prosthetic yang diharapkan mampu