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

commit to user

PERBAIKAN POLA BERJALANAMPUTEE BAWAH LUTUT DENGAN MENGGUNAKANALIGNMENT ADAPTER FOR

PROSTHETIC FOOT BERDASARKANSTATIKA BIOMEKANIKA

Skripsi

SebagaiPersyaratanMendapatGelarSarjanaTeknik

MUCHAMMAD WENDY DARMAWAN I1308519

JURUSAN TEKNIK INDUSTRI FAKULTAS TEKNIK UNIVERSITAS SEBELAS MARET

SURAKARTA 2011

commit to user

LEMBAR PENGESAHAN

Judul Skripsi :

PERBAIKAN POLA BERJALANAMPUTEE BAWAH LUTUT DENGAN MENGGUNAKAN ALIGNMENT ADAPTER FOR

PROSTHETIC FOOT BERDASARKAN STATIKA BIOMEKANIKA

Ditulis oleh:

MUCHAMMAD WENDY DARMAWAN I1308519

Mengetahui,

Dosen Pembimbing I Dosen Pembimbing II

IlhamPriadythama, ST, MTRetnoWulanDamayanti, ST, MT NIP.19801103 200812 1 002NIP. 198003062005012 002

Pembantu Dekan I Ketua JurusanTeknikIndustri

Fakultas Teknik UNS FakultasTeknik UNS

KusnoAdiSambowo, ST ,Ph.D Dr. CucukNurRosyidi, ST, MT

commit to user KATA PENGANTAR

Assalamu ‘alaikum Wr.Wb

Alhamdulillah, puji syukur penulis ucapkan ke hadirat Allah SWT yang telah memberikan rahmat dan hidayah-Nya sehingga penulis dapat menyelesaikan skripsi ini. Shalawat serta salam kepada Rasulullah Muhammad SAW, Al Amin suri tauladan kita.

Pada kesempatan yang sangat baik ini, dengan segenap kerendahan hati dan rasa yang setulus-tulusnya, penulis ingin mengucapkan terima kasih yang sebesar-besarnya kepada :

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

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

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

Universitas Sebelas Maret Surakarta.

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

Universitas Sebelas Maret Surakarta.

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

selaku dosen pembimbing yang telah sabar dalam memberikan pengarahan dan bimbingan sehingga penulis dapat menyelesaikan skripsi ini dengan lancar.

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

Lobes Herdiman, MT selaku dosen penguji skripsi II yang berkenan memberikan saran dan perbaikan terhadap skripsi ini.

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

kasih atas bimbinganya selama ini.

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

selama ini.

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

Agus, mba’Tutik), atas segala kesabaran dan pengertiannya dalam memberikan bantuan demi kelancaran penyelesaian skripsi ini.

commit to user

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

menyelesaikan TA ini.

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

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

(makasih sudah mau menampung saya waktu saya terpuruk), Sandy, Vembi - Istri, Ayiek - Markiyem, Komandan, Arli Gajah, Simbah Romi, , Bpk/Ibu Camat , Topix - Rifka, Galih, Henry, Faris, Rika, Agarika, Desty, Anand-Ulo, Putri, Cici, Gambrenx, Yohanez Krisna - Natalia, Agung , Safi’i-istri, Inul, Restu, Fuad, Altona, Ridwan. Semoga persahabatan kita berlanjut sampai kakek nenek. Amin

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

Semoga skripsi ini dapat bermanfaat bagi rekan-rekan mahasiswa maupun siapa saja yang membutuhkannya. Penulis menyadari bahwa laporan tugas akhir ini masih jauh dari sempurna, dengan senang hati dan terbuka penulis menerima segala saran dan kritik yang membangun.

Surakarta, Juli 2011

commit to user DAFTAR ISI

HALAMAN JUDUL ... i

LEMBAR PENGESAHAN ... ii

LEMBAR VALIDASI ... iii

SURAT PERNYATAAN ORISINALITAS KARYA ILMIAH ... iv

SURAT PERNYATAAN PUBLIKASI KARYA ILMIAH ... v

KATA PENGANTAR ... vi

ABSTRAK ... viii

ABSTRACT ... ix

DAFTAR ISI ... x

DAFTAR TABEL ... xiii

DAFTAR GAMBAR ... xiv

DAFTAR ISTILAH ... xviii

DAFTAR LAMPIRAN ... xxii BAB I PENDAHULUAN ... I-1

1.1 Latar Belakang ... I-1 1.2 Perumusan Masalah ... I-4 1.3 Tujuan Penelitian ... I-4 1.4 Manfaat Penelitian ... I-4 1.5 Batasan Masalah ... I-4 1.6 Asumsi Penelitian ... I-5 1.7 Sistematika Penulisan ... I-5 BAB IITINJAUAN PUSTAKA ... II-1

2.1 ... Amputas i ... II-1

2.2 ... Prostheti c KakiBawahLutut ... II-2

2.2.1 Prosthetic kaki bawahlutut ... II-2 2.3 ... Alignme nt Below Knee Prosthetic ... II-5

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

2.3.2 Static alignment ... II-6 2.3.3 Dynamic alignment ... II-6 2.4 ... PrinsipBi omekanik Below Knee Prosthetic ... II-8

commit to user

2.4.1 Prinsip-prinsipmekanik ... II-8 2.4.2 Tingkat berjalan normal ... II-10 2.5 ... Analisis GerakanSaatBerjalan ... II-16

2.6 ... Momen GerakanTubuh ... II-19

2.7 ... Penelitia nSebelumnya ... II-20 BAB III METODOLOGIPENELITIAN ... III-1

3.1 Identifikasi Permasalahan ... III-2 3.1.1 Latarbelakangmasalah ... III-2 3.1.2 Perumusanmasalah ... III-3 3.1.3 Tujuandanmanfaatpenelitian ... III-3 3.1.4 Studiliteraturdanstudiobservasi ... III-3 3.1.5 IdentifikasiAwalPerancangan ... III-4

3.2 TahapPengumpulandanPengolahan Data ... III-4

3.2.1 PerancanganKomponenAligment Adapter

DenganSolidwork 2004 ... III-5

3.2.2 Proses ManufakturRancanganAlignment Adapter

ProstheticDalamProdukNyata ... III-5

3.2.3 FabrikasiRancanganAlignment Adapter Prosthetic III-6

3.2.4 PengukuranAnthropometriPengguna Prosthetic .... III-6

3.2.5 EksperimenPengamatanGerakBerjalanPenggunaProsthetic

PadaBidangDatar ... III-6

3.2.6 PermodelanBiomekanikaPengguna Prosthetic ... III-8

3.3 TahapAnalisis ... III-9 3.4 Kesimpulandan Saran ... III-10

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

4.1 Pengumpulan Data... IV-1

4.1.1 IdentifikasiAwalPerancanganProsthetic ... IV-1

commit to user

4.2 Permodelan Biomekanika Pengguna Prosthetic Bawah

Lutut ... IV-21

4.4.1 Capture gerakan berjalan pengguna prosthetic

Pada bidang datar ... IV-21

4.4.2 Penentuan free body diagram dan sudut sendi

pada capture gerakan berjalan penggunaprosthetic

di bidang datar ... IV-23

4.4.3 Model formulasi gaya dan momen pada ankle

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

4.3.1 Perhitungan Nilai Keseimbangan

GayaPadaKomponen Alignment Adapter yang

MengalamiPensejajaran ... IV-64

4.3.2 Perhitungan Nilai Keseimbangan

MomenpadaKomponen Alignment Adapter yang

MengalamiPensejajaran ... IV-68

4.3.3 Perhitungan Nilai Keseimbangan

GayaPadaKomponen Alignment Adapter yangTidakMengalamiPensejajaran ... IV-72

4.3.4 Perhitungan Nilai Keseimbangan

MomenpadaKomponen Alignment Adapter yang

MengalamiPensejajaran ... IV-76 BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL ... V-1

5.1 AnalisisRancanganKomponen Alignment Adapter For

Prosthetic Foot ... V-1

5.2 AnalisisBiomekanikaPadaAktivitasBerjalanPengguna

Prosthetic ... V-12 5.3 Interprestasihasil ... V-18 BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN ... VI-1

commit to user DAFTAR TABEL

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

bidang datar……….. IV-24

Tabel 4.8 Lengan momen perhitungangaya ankle joint kaki normal fase

initial contact ……….. IV-65

Tabel 4.9 Gaya beratsegmentubuhpengguna prosthetic ... IV-65 Tabel 4.10 Lengan momenperhitungangaya ankle joint kaki prosthetic

fase initial contact……….. IV-66

Tabel 4.11 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint ... IV-67 Tabel 4.12 Lengan momen perhitunganmomen ankle joint kaki normal

fase initial contact ... IV-69

Tabel 4.13 Lengan momenperhitunganmomen ankle joint kaki

prostheticfase initial contact ... IV-70

Tabel 4.14 Rekapitulasi perhitungan nilai momen pada ankle joint ... IV-71 Tabel 4.15 Lengan momen perhitungangaya ankle joint kaki normal fase

initial contact ……….. IV-72

Tabel 4.16 Gaya beratsegmentubuhpengguna prosthetic ... IV-73 Tabel 4.17 Lengan momenperhitungangaya ankle joint kaki prosthetic

fase initial contact……….. IV-74

Tabel 4.18 Rekapitulasi perhitungan nilai gaya pada ankle joint ... IV-75 Tabel 4.19 Lengan momen perhitunganmomen ankle joint kaki normal

fase initial contact ... IV-76

Tabel 4.20 Lengan momenperhitunganmomen ankle joint kaki

commit to user DAFTAR ISTILAH

A

Add on = Komponenataubagiandarisesuatu yang

dapatdipasangkanpadasuatuproduk yang berfungsimelengkapiataumeningkatkankemampu

andariproduktersebut.

Amputasi = Pemotongan anggota tubuh.

Ankle Circumreference = Nilai lingkar terkecil pada segmen betis.

Ankle joint = Sendi yang menghubungkantelapak kaki

denganbetis yang terbentukdariartikulasitulang tibia dan fibula sertatulang talus.

Anterior = Bagian depan dari anggota tubuh.

Anteroposterior = Arah depan dan belakang tubuh.

C

Calf Circumreference = Nilai dari lingkar terbesar pada segmen betis.

Capture = Potongangambar yang di perolehdari video.

Center of mass = Titikkonsentrasimassasuatuobjek.

D

Deformitas =

Perubahandanposisisuatuobjekdalamjangkawaktu tertentu.

Distal = Ujung segmen tubuh yang terjauh dari pusat

tubuh.

Dorsi flexion = Gerak pergelangan kaki yang memungkinkan

telapak kaki bergerak mendekati bagian betis.

Duralumin alloy = Salah satupaduanaluminium (93,5%)

dengantembaga (4,4%), magnesium (1,5%) danmangan ( 0,6%).

E

commit to user

Endoskeletal =Prosthetic dengan rangka dalam menjadi penumpu.

Equilibrium = Kondisi suatu sitem dimana suatu faktor yang

mempengaruhinya dalam keadaan seimbang. F

Flexion = Gerakansendi yang

menghasilkanpengurangansudutantaraduatulanga taupermukaantubuh.

Free body diagram = Gambar diagram yang

seringdigunakanahlifisikauntukmenganalisasuatu objek.

Foot-flat = Kondisi saat fase berdiri dimana keseluruhan

telapak kontak dengan lantai, telapak dalam posisi mendatar.

G

Gait cycle = Istilah yang menggambarkanpolagerak yang

membentukgayaberjalan. H

Heel contact = Kondisi saat fase berdiri pada siklus berjalan,

dimana posisi tumit menyentuh lantai.

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

dimana posisi tumit mulai terangkat dari lantai.

Helicoil = Pirantipenggantiulirdalam.

Hip = Bagian tubuh yang berada pada pangkal paha,

yang menghubungkan kedua kaki ke batang tubuh.

Hip joint = Sendi pinggul.

I

Initial contact = Periodeawaldari gait cycle atauberjalan.

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

Ischial tuberosity = Jarak antara telapak kaki dengan tulang duduk,

commit to user

L

Loading respon = Periode 10% dari gait cycle.

K

Kinematika = Studi yang menjelaskan karakteristik gerakan dari

segi ruangan tanpa melihat gaya yang menyebabkan gerakan tersebut. M

Midstance = Fase berdiri pada siklus berjalan dimana telapak

dalam posisi setengah menahan bobot tubuh.

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

P

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

diakomodasi oleh tendon patellar pada lutut.

Pelvis = Pinggul.

Plantar flexion = Gerak pergelangan kaki yang memungkinkan

telapak kaki bergerak menjauhi bagian betis.

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

Prosthetic = Perangkattiruansebagaipenggantianggotagerak

yang hilang

Posterior = Bagian belakang dari anggota tubuh.

Q

Quadriceps = Otot yang terletak pada paha kaki.

S

Sliding = Pergeseran.

Socket = Penghubungantara prosthetic dengantubuh.

Stance phase = Fase berdiri pada siklus berjalan.

Stump = Bagian segmen tubuh sisa dari amputasi, dihitung

dari pangkal segmen tubuh itu sendiri.

commit to user

SACH foot = Jenis telapak alat ganti anggota gerak bawah

(telapak prothese kaki) dengan bahan kayu dilapisi karet dan bersifat statis.

T

Tibia = Tulang kering.

Tilting = Pergeseransudutataurotasi.

Toe-off = Bagian dari fase berdiri pada siklus berjalan

dimana ujung kaki mulai off atau terangkat dari lantai.

Trochanter = Ujung penonjolan tulang lateral di akhir tulang

commit to user DAFTAR GAMBAR

Gambar 2.1 Kontraktur stump ... II-2 Gambar 2.2 Cakupangerakpadatungkai kaki normal ... II-2 Gambar 2.3 Below knee prosthetic ... II-3 Gambar 2.4 Bench alignment ... II-6 Gambar 2.5 Static alignment ... II-7 Gambar 2.6 Dynamic alignment ... II-8 Gambar 2.7 Kekuatan momen ... II-10 Gambar 2.8 Siklus berjalan normal... II-11 Gambar 2.9 Faseberdiridanberayun ... II-12 Gambar 2.10 Mekanisme otot-otot kaki ... II-12 Gambar 2.11 Tubuhsebagai system enam link dan joint ... II-17 Gambar 2.12 Permodelantitikpusatmassadempter ... II-18 Gambar 2.14 Sebuah momen ... II-20 Gambar 3.1 Metodologi penelitian ... III-1 Gambar 4.1 Kontraktur stump ... IV-2

Gambar 4.2 Cakupangerakpadatungkai kaki normal ... IV-2

Gambar 4.3 Rancangan komponen tilting atas ... IV-4 Gambar 4.4 Rancangan komponen tilting bawah ... IV-5 Gambar 4.5 Rancangan komponen sliding ... IV-6

Gambar 4.6 Rancangan komponen sliding bawah………. IV-7

Gambar 4.7 Rancangan alignment adapter prosthetic ... IV-8 Gambar 4.8 Produk alignment adapter prosthetic ... IV-9

Gambar 4.9 Prostheticbawahlutut dengan komponen alignment adapter

prosthetic ... IV-10

Gambar 4.10 Prosthetic bawah lutut dengan komponen alignment

adapter prostheticyang dipasangkan pada pengguna prosthetic ... IV-11 Gambar 4.11 Prosthetic endoskeletaldenganalignment adapter ... IV-15 Gambar 4.12 Persebaran titik pusat massa... IV-19 Gambar 4.13 Periode cycle gait ... IV-20 Gambar 4.14 Capture gerakan berjalan pengguna prosthetic di bidang

datar ... IV-21 Gambar 4.15 Free body diagram gait cycle pada bidang datar ... IV-22

Gambar 4.16 Fase initial contact gerakan berjalan pada bidang datar... IV-26 Gambar 4.17 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

fase initial contact ... IV-27

Gambar 4.18 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic

fase initial contact ... IV-28

Gambar 4.19 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal

fase initial contact ... IV-29

Gambar 4.20 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic

fase initial contact ... IV-30

Gambar 4.21 Fase loading response gerakan berjalan bidang datar ... IV-31 Gambar 4.22 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

commit to user

fase loading response ... IV-32 Gambar 4.23 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic

fase loading response ... IV-33 Gambar 4.24 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal

fase loading response ... IV-35 Gambar 4.25 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic

fase loading response ... IV-36 Gambar 4.26 Fase midstance gerakan berjalan bidang datar ... IV-37 Gambar 4.27 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic

fase mid stance ... IV-38

Gambar 4.28 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic

fase mid stance ... IV-39

Gambar 4.29 Fase terminal stance gerakan berjalan bidang datar ... IV-40 Gambar 4.30 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

fase terminal stance ... IV-41

Gambar 4.31 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic

fase terminal stance ... IV-42

Gambar 4.32 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal

fase terminal stance ... IV-44

Gambar 4.33 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic

fase terminal stance ... IV-45

Gambar 4.34 Fase pre swing gerakan berjalan bidang datar ... IV-46 Gambar 4.35 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

fase pre swing ... IV-47 Gambar 4.36 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic

fase pre swing ... IV-48 Gambar 4.37 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal

fase pre swing ... IV-49 Gambar 4.38 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic

fase pre swing ... IV-50 Gambar 4.39 Fase initial swing gerakan berjalan naik bidang datar ... IV-51 Gambar 4.40 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

fase initial swing ... IV-52

Gambar 4.41 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal

fase initial swing ... IV-53

Gambar 4.42 Fase mid swing gerakan berjalan bidang datar……… IV-54 Gambar 4.43 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

fase mid swing ... IV-55

Gambar 4.44 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki normal

fase mid swing ... IV-56

Gambar 4.45 Fase terminal swing gerakan berjalan bidang datar ... IV-57 Gambar 4.46 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki normal

fase terminal swing ... IV-58

Gambar 4.47 Stick diagram perhitungan gaya ankle kaki prosthetic

fase terminal swing ... IV-59

commit to user

fase terminal swing ... IV-61

Gambar 4.49 Stick diagram perhitungan momen ankle kaki prosthetic

fase terminal swing ... IV-62

Gambar 4.50 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengankomponen

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

komponenalignment adaptermengalami

pensejajaran ……….…………. IV-71

Gambar 4.52 Komparasi nilai gaya pada ankle joint dengankomponen

alignment adapter yang tidakmengalamipensejajaran IV-75 Gambar 4.53 Komparasi nilai momen pada ankle joint dengan

komponenalignment adapter tanpamengalami

pensejajaran ………..……. IV-79 Gambar 5.1 Ulirdalam ... V-3 Gambar 5.2 Helicoil ... V-3 Gambar 5.3 Komparasinilaigayadan moment ... V-6 Gambar 5.4 Komparasinilaigayadan moment ... V-8 Gambar 5.5 Komparasinilaigayadan moment ... V-10 Gambar 5.6 Komparasinilaigayadan moment ... V-12 Gambar 5.7 Komparasinilaigayadan moment ... V-14 Gambar 5.8 Komparasinilaigayadan moment ... V-16

commit to user

I-1 BAB I PENDAHULUAN

Pada bab ini dikemukakan uraian tentang latar belakang penelitian, perumusan masalah, tujuan penelitian, manfaat penelitian, pembatasan masalah, asumsi, serta sistematika penulisan penelitian.

1.1 LATAR BELAKANG

Gerak kaki manusia termasuk dalam pergerakan anggota gerak bawah. Pergerakan anggota gerak bawah merupakan bagian dari anggota gerak tubuh untuk aktivitas sehari-hari seperti untuk menopang dan sebagai penyeimbang tubuh saat berdiri, berjalan, berlari, dan melompat. Apabila salah satu atau kedua anggota gerak bawah mengalami gangguan hingga mengalami amputasi,maka hal tersebut dapat mengganggu aktivitas atau kegiatan sehari-hari. Ketiadaan alat gerak bawah atau tungkai kaki masih dibagi menjadi enam bagian meliputi ketiadaan pada tungkai kaki tepat panggul (hip amputation) ketiadaan tungkai kaki atas lutut (above-knee amputation), ketiadaan tungkai kaki tengah lutut (knee

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

ketiadaan foot (syme amutation) (Handicap International, 2006).Kasus ketiadaan alat gerak bawah yang sering terjadi di Indonesia adalah kasus ketiadaan tungkai kaki bawah lutut dengan persentase sebesar 55% dari keseluruhan kasus ketiadaan alat gerak bawah (Data: Rumah Sakit RSO Orthopedi “Prof. Dr. Soeharso” Surakarta, 2007).

Ketiadaan tungkai kaki bawah lutut (below-knee amputation) merupakan amputasi sepanjang area tulangtranstibial. Batas perpotongan amputasi bawah lutut di awali dari tonjolan tulang tibial plateau hingga batas tonjolan tulang

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

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

stump(Handicap International, 2006).

Tingkatan amputasi mempengaruhi sudut cakupan gerak/ROM (ring of

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

commit to user

I-2

cakupan gerakstump tidak sesuai dengan sudut cakupan gerak kaki normal yang tidak mengalami amputasi. Perbedaan sudut cakupan gerak stump dengan sudut cakupan gerak kaki normal yang tidak mengalami amputasimengakibatkan perbedaan letak garis beban tubuh pada masing-masing tungkai.

Setiap penderita amputasi bawah lutut memiliki sudut kontraktur stump yang berbeda-beda. Pemendekan salah satu otot mengakibatkan sudut stump berubah dan mengikuti otot yang memendek sehingga semakin pendek level amputasi semakin besar sudut kontraktur. Level amputasi yang mengalami kontraktur sebagian besar pada short stump dan medium stump. Kontraktur stump dapat diukur dengan mengukur sudut antara garis tengah paha (mid-line of the

thigh) dengan garis tengah stump (mid line-of the stump) menggunakan alat goniometer (Handicap International, 2006).

Prosthetic kaki bawah lutut merupakan alat pengganti anggota gerak

tungkai bawah yang tiada. Prosthetic dibuat untuk menunjang fungsi dari anggota gerak tungkai bawah bagi penderita amputasi bawah lutut (May, 1996). Penggunaan prosthetic kaki bawah lutut adalah untuk menyeimbangkan tubuh

amputee saat berjalan. Pengguna prosthetic pada umumnya tidak dapat berjalan

normal, sehingga aspek biomekanika berperan dalam mengkaji pola berjalan pengguna telah menyerupai pola berjalan normalnya (Radcliffe, 1961).

Perbedaan letak garis beban tubuh pada tungkai kaki normal dengan tungkai kaki prostheticberpengaruh terhadap kestabilan berjalan. Gangguan kestabilan berjalan terjadi akibat gaya reaksi lantai yang menimbulkan gaya atau dorong kearah mediolateral dan anteroposterior. Gaya dorong mengakibatkan pola berjalan pengguna prosthetic terdapat gap dengan kaki normal. Sedangkan keseimbangan berjalan pengguna prosthetic dikatakan baik apabila resultan gaya pada kaki mendekati nol atau tidak terdapat gap dengan kaki normal. Gap terhadap kaki normal terjadi akibat prosthetic belum mampu menyeimbangkan beban tubuh (Radcliffe, 1961).

Keseimbangan beban tubuh amputee merupakan bagian terpenting pada gerakan berjalan dari pengguna prosthetic. Sehingga prosthetic yang baik harus mampu memberikan keseimbangan beban tubuh. Gerakan berjalan pada orang normal, memperlihatkan bagaimana kedua kaki saling menyeimbangkan beban

commit to user

I-3

tubuh dalam pergerakan berpindah. Pada saat berjalan dan kaki menyentuh lantai, beban tubuh yang dihasilkan dari efek tekanan gravitasi bumi menimbulkan gaya reaksi ke atas. Pada amputee, pemindahan gaya pada prosthetic dan kaki yang lain dikatakan baik apabila selama proses berjalan pengguna prosthetic melangkah secara normal agar tidak terjadi gap dengan kaki yang normal.

Alignment/ pensejajaran komponen prostheticberpengaruh besar pada

kualitas fungsional prostheticsaat digunakan berjalan.Alignment prosthetic memberikan keseimbangan saat berjalan. Pencapaian alignment prosthetic dicapai melaluipensejajaran prosthetic sebelum di pakai pada tungkai yang teramputasi(bench alignment/ alignment plumb line), pensejajaran pada pemakaian prosthetic saat berdiri (statis alignment optimasi) dan optimalisasi pensejajaran pada pemakaian prosthetic saat berjalan (dynamic alignment

optimasi)(Handicap International, 2006).

Prosthetic bawah lututeksoskeletalyang ada saat ini merupakan prosthetic

yang dibuat secara konventionalsehingga sambungan penghubung komponen

prosthetic bersifatpermanen.Prosthetic bawah lututeksoskeletal tidak dilengkapi

adanya komponen yang mengatur penjajaran komponen pada berbagai sudut kontraktur. Ketiadaan komponen alignment/ penjajaran mengakibatkan pola jalan pada pemakai prosthetic eksoskeletaltidak seimbang.

Berdasarkan uraian permasalahan di atas, penelitian ini diperlukan sebuah komponen penjajaran pada prosthetic bawah lutut. Penjajaran diharap mampu memperbaiki pola jalan pengguna prostheticyang memiliki kondisi sudut kontraktur stump yang beragam. Mewujudkan ini perlu dirancang alat penjajaran yang memiliki kemampuan menjajarkan kontraktur stump. Diharapkan komponen

aligment adapterfor prosthetic foot bawah lutut dapat memperbaiki keseimbangan

berjalan ketika dipakai. Pada penelitian ini juga dilakukan kajian biomekanika gerak berjalan pengguna prosthetic untuk mengetahui kontribusi rancangan komponen alignmentadapter for prosthetic foot dalam mengakomodasi gerakan berjalan dengan melihat perbandingan nilai gaya dan momen pada bagian tersebut baik pada kaki normal maupun kaki prosthetic.

commit to user

I-4 1.2 PERUMUSAN MASALAH

Berdasarkan latar belakang permasalahan tersebut, maka perumusan masalah pada penelitian adalah bagaimana memperbaiki pola berjalan pengguna

prosthetic bawah lutut dengan merancang komponen alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut dan menentukan pengaruhnyaterhadap pola jalan pada

pengguna prosthetic bawah lutut.

1.3TUJUAN PENELITIAN

Tujuan dilakukannya penelitian,adalah memperbaiki pola berjalan pengguna prosthetic bawah lutut denganmerancang komponen alignment adapter

for prosthetic foot bawah lutut dan mengkaji pengaruh komponen alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut terhadap pola jalan pada pengguna prosthetic bawah lutut.

Memperjelas tahapan pencapaian tujuan tersebut maka ditentukan tujuan khusus, sebagai berikut:

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

adjustablepada komponen pensejajaran.

2. Menguji desain rancangan alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut tersebut terhadap siklus berjalan(gait cycle)amputee.

1.4 MANFAAT PENELITIAN

Manfaat dari penelitian,sebagai berikut:

1. Menghasilkan komponen alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut dengan system adjustable.

2. Mengetahui tingkat keseimbangan berjalan pengguna prosthetic bawah lutut dengan pemakaian komponenalignment adapter.

3. Memperoleh perbandingan nilai gaya dan moment pada bagian anklejoint selama satu siklus berjalan (gait cycle) agar diketahui kontribusi dari rancangan

alignment adapter terhadap karakteristik berjalan pengguna prosthetic.

1.5 BATASAN MASALAH

Batasan masalah dalam penyusunan penelitian ini, sebagai berikut: 1. Arah sudut kontraktur flexi-exstensi dan abduction-adduction.

commit to user

I-5 3. Pengujian pada level amputasi short stump.

4. Pengujian keseimbangan berjalan menggunakan pendekatan biomekanik statis. 5. Pengamatan gerak berjalan pengguna prosthetic atas lutut dilakukan pada

bidang sagital tubuh manusia.

6. Kajian biomekanika yang dilakukan hanya fokus pada perhitungan gaya dan momen pada ankle joint dalam satu siklus berjalan normal.

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

1.6ASUMSI PENELITIAN

Asumsi penelitian dalam penyusunan penelitian ini, sebagai berikut:

1. Niilai gaya dan momen pada bagian anklejointdapatmewakili perhitungan nilai gaya dan momen pada pola berjalan.

2. Posisi pengaturan alignment tidak mempengaruhi titik pusat massa prosthetic. 3. Pada kajian biomekanika, anggota gerak atas dan tubuh (kepala, leher, tangan,

dan batang tubuh) pengguna prosthetic menjadi satu kesatuan dan dianggap sebagai beban.

1.7SISTEMATIKA PENULISAN

Penyusunan skripsi ini terbagi menjadi beberapa bab yang berisi uraian penjelasan dan dibagi dalam beberapa topik subbab. Secara garis besar uraian pada bab-bab dalam sistematika penulisan dijelaskan pada uraian dibawah ini.

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini menguraikan tentang latar belakang masalah, perumusan masalah, tujuan penelitian, manfaat penelitian, batasan masalah, asumsi dan sistematika penulisan. Uraian bab ini dimaksudkan menjelaskan latar belakang penelitian yang dilakukan sehingga memberikan manfaat sesuai dengan tujuan penelitian dengan batasan dan asumsi yang digunakan pada penelitian ini.

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini berisikan tentang uraian teori, landasan konseptual dan informasi dari literatur yang ada. Pada bagian ini diuraikan mengenai

commit to user

I-6

gambaran umumprosthetic componen dan stump kaki, gaint

analysisperhitungan yang digunakan dalam pengumpulan dan

pengolahan data.

BAB III METODE PENELITIAN

Bab ini berisikan uraian-uraian tahapan yang dilakukan dalam melakukan penelitian mulai dari identifikasi masalah hingga penarikan kesimpulan pada penelitian perancangan alignment adapter for

prosthetic.

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Bab ini berisikan uraian mengenai data-data penelitian yang digunakan dalam proses pengolahan data dan hasil pengolahan sebagai rekomendasi dari hasil penelitian ini.

BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL

Bab ini berisi tentang analisis dan interpretasi hasil daripengumpulan dan pengolahan data dari hasil rekomendasi.

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

Bab ini menguraikan target pencapaian dari tujuan penelitian dan kesimpulan yang diperoleh dari pembahasan sebelumnya berupa pembahasankesimpulan hasil yang diperoleh dan memberikan saran perbaikan yang dilakukan untuk penelitian selanjutnya.

commit to user

BAB II

TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini menguraikan teori-teori yang diperlukan dalam mendukung penelitian, sehingga pelaksanaan eksperimen, pengolahan data dan analisis permasalahan dapat dilakukan secara teoritis.

2.1 AMPUTASI

Amputasi dapat diartikan sebagai tindakan memisahkan bagian tubuh sebagian atau seluruh bagian ekstremitas. Tindakan ini merupakan tindakan yang dilakukan dalam kondisi pilihan terakhir manakala masalah organ yang terjadi pada ekstremitas sudah tidak mungkin dapat diperbaiki dengan menggunakan teknik lain, atau manakala kondisi organ dapat membahayakan keselamatan tubuh klien secara utuh atau merusak organ tubuh yang lain seperti dapat menimbulkan komplikasi infeksi(Handicap International, 2006).

Amputasi tungkai kaki bawah lutut (below-knee amputation) merupakan amputasi sepanjang area tulang tran tibial. Batas perpotongan amputasi bawah lutut di awali dari tonjolan tulang tibial plateau hingga batas tonjolan tulang malleolus (Radcliffe, 1961). Tingkat amputasi tungkai bawah lutut dapat dibagi menjadi 3 tingkatan amputasi yaitu short stump, medium stump dan long stump(Handicap International, 2006).

Tingkatan amputasi mempengaruhi sudut cakupan gerak atau ROM (ring of motion) dan kontraktur stump. Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump (muscle shortening). Kontraktur stump mengakibatkan sendi lutut pada tungkai yang teramputasi tidak mampu melakukan gerakan ekstension sepenuhnya.Berikut ini adalah gambar sudut kontraktur pada tungkai kaki yang mengalami amputasi seperti ditunjukan pada gambar 2.1.

commit to user

       

Gambar 2.1 Kontraktur stump

Sumber: Handicap International, 2006

Cakupan gerak sendi lutut pada tungkai kaki normal mampu melakukan gerakan

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

gambar 2.2.

Gambar 2.2Cakupan gerak pada tungkai kaki normal

Sumber: Handicap International, 2006

2.2 PROSTHETIC KAKI BAWAH LUTUT

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

tubuh terdiri dari anggota gerak atas yaitu lengan dan tangan serta anggota gerak bawah yaitu tungkai dan kaki (May, 1996).Prosthetic anggota gerak bawah memiliki fungsi utama sebagai mobilisasi atau berjalan.Ketiadaan anggota gerak bawah tubuh dapat dibagi menjadi enam meliputi ketiadaan kaki bagian tepat panggul (hip disarticulation) ketiadaan kaki bagian atas lutut (above- knee amputation) dan ketiadaan kaki bagian bawah lutut (below- knee), ketiadaan bagian tengah lutut (middle-knee disarticulation) ketiadaan pergelangan kaki (ankle

disarticulation) dan ketiadaan telapak kaki (syme amputation).

2.2.1Prosthetic Kaki Bawah Lutut

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

commit to user

Gambar 2.3 Below knee prosthetic

Sumber: Handicap International, 2006

a. Foot – Ankle

Kaki prosthetic harus terlihat baik dan dapat bergerak semirip mungkin seperti kaki sesungguhnya. Ada banyak desain kaki, ada yang sederhana dan ada pula yang kompleks.Komponen telapak kaki prosthetic mempunyai beberapa tipe, antara lain adalah sebagai berikut:

1. SACH (Solid Ankle Cushioned Heel) Foot.

SACH adalah kaki yang paling banyak digunakan di dunia. Kaki ini berfungsi baik, ringan dan sangat kuat. Bagian-bagiannya tidak ada yang bergerak dan awet. Kaki yang dipakai oleh Handicap International di Kamboja adalah SACH foot. Kaki seperti ini cukup baik kualitasnya, murah dan dapat dibuat dari karet pada negara-negara berkembang.

2. Single axis foot

Desain lama single axis foot kini jarang digunakan. Sendi pergelangan kaki terbuat dari logam, meniru gerak pergelangan kaki sesunggunhnya, meski tidak dapat melakukan gerak

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

elastis memungkinkan gerakan mendorong. Gerak pergelangan kaki memungkinkan perputaran/roll over menjadi semakin mudah.

3. Multi-axis foot

Seperti namanya, multi-axis foot dapat digerakkan secara bebas. Multi-axis foot dapat bergerak dengan mudah secara plantar flexion. Gerak kaki ini dikendalikan oleh ring karet /

commit to user

untuk bergerak juga dapat disesuaikan dengan kondisi pasien dengan kelenturan bumper karet yang sesuai. Kaki ini banyak digunakan pada kaki endoskeletal. Kaki ini bergerak seperti kaki asli, tapi tidak stabil pada posisi berdiri. Kelemahan lainnya adalah bahwa kaki ini berat.Buffer

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

maupun kering dan berdebu. 4. Energy recovery foot

Kaki jenis ini lebih tepat untuk pasien amputasi yang mampu berjalan/berlari sangat cepat.Beban pada kaki bertambah tiga kali lipat ketika berlari. Kaki memiliki tumit elastis yang kuat untuk meredam beban waktu berlari dan jari elastis yang kuat yang memberi energi dorong yang dibutuhkan untuk berlari. Pada tipe ini, energi yang diserap dari tekanan tumit dilepaskan melalui gerak jari kaki, untuk menciptakan energi dorong.

b. Shank

Shank memiliki fungsi menjaga kaki. Socket pada posisi seharusnyamentransfer berat

badan pasien dari socket ke kaki, membuat kaki terlihat lebih baik (cosmetik).Komponen betis (body shank) dapat terbuat dari berbagai bahan, tergantung dari metode yang digunakan dalam pembuatan suatu prosthetic, apakah menggunakan metode endoskeletal atau metode

eksoskeletal.

Apabila pembuatan prosthetic tersebut menggunakan metode eksoskeletal maka bahan yang digunakan adalah kayu dan aluminium, sedangkan metode endoskeletal maka bahan yang dapat digunakan adalah pylon tube.

c.Socket

Socket merupakan bagian dari prostheticberfungsi menahan stumppengguna.Socket

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

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

meski mempunyai arti yang sama,seperti beberapa contoh sebagaiberikut. 1. Socket patellar tendon-bearing disebut sebagai socket PTB.

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

yaitu socket KBM (Kondylen-Bettung Munster).

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

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

commit to user

Pensejajaran (Alignment)adalah mekanisme yang digunakan untuk mengubah hubungan antar komponen prostetic agar mendapat gaya berjalan yang terbaik bagi amputee secara individual(Handicap International, 2006). Alignment berfungsi mengoptimalisasi pola jalan

amputee dengan mengatur arah garis beban pada komponen prosthetic.Alignmentmemberikan

peranan penting pada kualitas sebuah prosthetic.Optimalisasi alignment prosthetic melalui tiga tahapan yaitu bench alignment, static aligmen dan dynamic alignment.

2.3.1 Bench Alignment/ AlignmentPlumb Line

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

mensejajarkan komponen prosthetic dalam bidang pandangan sagital dan frontal, pensejajaran dilakukan pada tiga garis pandangan medial, lateral dan anterior(Handicap International, 2006).Tiga garis pandangan berperan sebagai garis referensi alignment/ pensejajaran

prosthetic.Bench alignment bertujuan memposisikan titik tengah komponen prosthetic yang

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

Gambar 2.4 Bench alignment

Sumber: Handicap International, 2006

2.3.2 Static Alignment (Pemeriksaan sebelum dicoba)

Static alignment adalah pensejajaran komponen prosthetic saat prosedur fitting

commit to user

ketika berdiri(Handicap International, 2006).Pensejajaran komponen prosthetic dilakukan agar pusat garis gravitasi tubuh atau garis beban jatuh berada pada komponen prosthetic.

Alignment harus memenuhi prinsip kerja prosthetic dimana socket dalam keadaan flexi

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

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

Gambar 2.5 Static alignment

Sumber: Handicap International, 2006

2.3.3 Dynamic Alignment(Pemeriksaan saat dicoba)

Dynamic alignment merupakan pensejajaran yang dilakukan pada prosthetic setelah

melakukan uji berjalan. Dynamic alignment bergantung pada keterampilan pengamatan dan analisis dari prosthetic pada saat digunakan berjalan.Acuan dynamicprosthetic adalah prosthetic mampu bergerak selaras terhadap salah satu kaki yang masih ada(Handicap International, 2006).

Tahap pengamatan pada dynamic alignment diawali dengan pemeriksaan keadaan

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

pada saat melepaskannya, dengan tidak meninggalkan prinsip kerja prosthetic secara fungsional maupun dari segi kosmetiknya. Tepi socket dan tempat penguncinya harus meyakinkan dan berfungsi baik.Hal ini, dapat di test dengan caraprosthetic dalam keadaan extensi penuh kemudian ditarik atau dengan ayunan yang kuat prosthetic tidak lepas dari stump. Pada saat berdiri tegak dengan memakai prosthetic, tubuh dalam posisi normal dimana kedua SIAS (Spina

commit to user

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

dalam keadaan simetris (dalam keadaan satu level). Bila SIAS dan shoulder joint tersebut terdapat peninggian sepihak perlu diperhatikan, maka perlu mengukur kembali prosthetic tersebut sesuai dengan ukuran individu. Sendi lutut dalam posisi simetris dalam keadaan valgum atau varum.Bila belum memenuhi syarat tersebut diatas maka pemeriksaan dynamic alignment belum dapat dilakukan.

Pemeriksaan dynamic alignment pada prosthetic, pengamat harus memperhatikan setiap pola jalan yang dilakukan amputee, menanyakan kepada amputee, mengenai keluhan yang dialaminya, seperti adanya rasa nyeri sehingga membuat rasa yang tidak nyaman dan pola jalan yang menyimpang. Penyimpangan pola jalan yang terjadi terdiri dari penyimpangan pada saat

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

kaku, bagian anterior socket terlalu panjang, rasa tidak nyaman pada bagian distal tibia sehingga tidak dapat menahan gerakan fleksi lutut, penyimpangan pada saat midstance, penyimpangan biasanya berupa dorongan ke medial dari lutut karena penempatan kaki prostesis yang tidak tepat terhadap socket, serta fleksi lutut yang berlebih karena dorsofleksi pergelangan kaki, penyimpangan pada saat push off, adanya fleksi lutut tiba-tiba karena lutut miring ke anterior atau telapak kaki terlalu dorsofleksi, adanya ekstensi lutut tiba-tiba pada saat toe off karena telapak kaki terlalu plantar fleksi (Quirinus, 1996).

Gambar 2.6 Dynamic alignment

commit to user

2.4 PRINSIP BIOMEKANIKBELOW KNEE PROSTHETIC

Prinsip-prinsip biomekanika pada below kneeprosthetic meliputi beberapa bagian, yaitu: 2.4.1 Prinsip-Prinsip Mekanik

Mekanik itu sendiri berhubungan dengan tindakan dari tekanan pada bodi. Biomekanik berhubungan dengan tindakan dari kekuatan fisik pada tubuh manusia dan yang digunakan. Biomekanik berhubungan juga dengan banyak faktor yang mempengaruhi sistem otot kerangka seperti aktivitas elektronik dalam otot, tekanan dari luar yang menghasilkan perubahan kulit, jumlah energi, untuk daya gerak, dan pola gerakan yang ektrim dari analisa kinematik atau gerak. Kekuatan adalah tindakan atau gerakan dari bagian tubuh atau lainnya yang cenderung merubah bentuk gerak dari bagian tubuh berikutnya. Lebih dari satu bagian tubuh selalu terlibat setiap membicarakan kekuatan. Kekuatan antara bagian-bagian tubuh selalu dalam bentuk berpasangan. Merupakan hukum gerak Newton ketiga. “Untuk tiap kekuatan gerakan ada kesamaan dan reaksi kekuatan yang bertolak belakang”.

Beberapa kasus gerakan lebih disadari misal ketika menarik beban berupa kereta barang. Kasus lain, reaksi lebih berupa bukti sama dengan reaksi dorongan pada mesin jet. Hal ini sering terasa nyaman dalam menganalisa kekuatan untuk mengamati gerakan dan reaksi secara terpisah. Bagian tubuh sangat banyak digunakan dalam analisa teknik seperti menunjukkan efek-efek dari gerakan dan reaksi secara terpisah. Mempertimbangkan situsasi dimana tubuh menarik beban. Teknik mengisolasi bagian tubuh dari tiap-tiap hal disekitarnya dan menunjukkan kekuatan yang digunakan untuk mendorong dari bagian-bagian tubuh yang lain disebut diagram bagian tubuh bebas. Teknik ini digunakan untuk analisa kekuatan kontak dari socket pada stump. Vektor-vektor merupakan kuantitas yang diukur besarannya dan arah yang bisa disajikan secara grafik dengan anak panah. Besaran dari kuantitas vektor seperti kekuatan ditunjukkan secara skala arbitrasi dengan panjang oleh anak panah. Arah ditunjukkan dengan garis dari batang dan kepala dari anak panah.

Jika konsep dari kekuatan vektor dari diagram bagian tubuh bebas dikombinasikan, hubungan kuantitatif dari beberapa kekuatan bertindak secara simultan. Berat dalam bagian tubuh adalah sepasang kekuatan tarik menarik antara tubuh dan bumi. Manusia menarik bumi dengan kekuatan yang sama dengan besarnya berat tubuh. Analisis masalah prosthetic kebalikan dari prinsip ini sering digunakan. Jika tubuh diketahui dalam keadaan equilibrium, poligon

commit to user kekuatan diketahui dari tiga memprod kekuatan batang ke kearah ja meningk ditunjukk M Tambahk kebalikan untuk me 2.4.2 Tin K yang me panggul Melalui faktor–fa dua fase merupak heel cont lantai (he

n yang terd i. Kekuatan a kekuatan

duksi rotasi d n dikali jarak

eseimbangan arum jam. J at secara pro kan dalam lb

Menjaga rota kan sedetik k n arah jarum enjaga rotasi ngkat Berja Kekomplekan empengaruhi poros vertik daya pengg aktor bentuk e saat kaki

an bagian s

tact, foot fla eel contact)

ekat bisa s yang memi yang berger dari tubuh m k tegak lurus

n dari jungka Jika baik ke oporsional. J

b-ft searah ja

G

asi selama kekuatan P d m jam yang i, produk dar

alan Normal n proses day i bentuk ge kal, kemirin gerak, tubuh gerakan sej berjalan ya iklus diman at, midstance , kemudian sangat mem liki efek yan rak secara mengenai poi

s dari garis a at jungkit. Ji ekuatan F a Jika kekuata arum jam.

Gambar 2.7

Sumber: Rad

gerakan d dengan lenga

mana mome ri F kali d ha

l

ya gerak terb erakan yaitu ngan lateral

manusia m umlah otot u itu fase ber na tungkai ac

e point, dan

dilanjutkan

mbantu dalam ng sama pad simultan. M in referensi. arah kekuata ika kekuatan atau jarak d an diukur den

7 Kekuatan

dcliffe dan Foo

dari kekuata an pengungk

en produk d arus sama de

bukti ketika u interaksi s

dari panggu melibatkan p

utama dari b rdiri dan fa cuan berkon n heel off.Fa

dengan kak

m menyeles da kotak seb Momen dari

Tiap-tiap be an menuju po n F diterapka dari d menin

ngan pons d

momen

ort, 1961

an F, aksi kit b. Kekuat dari P kali b engan P kali

mempertim sendi lutut, ul dan perg engaruh dar bagian tubuh ase berayun. ntak dengan

se berdiri di ki yang men

saikan keku bagai keselu kekuatan c esarannya ad oin referens an pada jarak ngkat, kecen dan jarak den

berbalik h tan P sekara

b [lb-ft]. Mo b.

mbangkan en

flexi lutut,

geseran later ri total pola h yang lebih Fase berdir lantai, terb imulai saat t napak penuh

uatan yang uruhan komb cenderung u dalah produk i. Pertimban k d, rotasi ba nderungan r ngan feet, mo

harus diterap ang menghas omen equilib

nam faktor u

flexi hip, r ral dari pan

a pergeseran rendah. Terd ri (stance ph bagi menjadi

tumit menye h ke lantai (

tidak binasi untuk k dari ngkan atang rotasi omen pkan. silkan brium utama rotasi nggul. n dari dapat hase) i fase entuh

(foot-commit to user

flat).Midstance dimulai saat posisi foot-flat dan berakhir saat off. Push-off dimulai saat heel-off dan berakhir saat toe-heel-off bergerak. Fase berayun (swing phase) merupakan bagian siklus

dimana tungkai acuan tidak menyentuh lantai. Fase ini dimulai dengan tidak tersentuhnya kaki ke lantai dan berakhir saat tumit menempel ke lantai (heel contact).Gambar 2.6 menunjukkan siklus berjalan manusia normal.Gambar 2.7 menunjukkan fase berdiri dan berayun secara keseluruhan.

commit to user Gambar 2.8 Siklus berjalan normal

Sumber: C.W. Radcliffe dan Foort, 1961

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

commit to user

II-1

gerakan otot dari keseluruhan sendi yang menyebabkan fleksibilitas plantarflexion atau dorsiflexion. Mekanisme dari kelompok otot-otot utama dari extremity-lower ditunjukkan pada gambar 2.10.

Gambar 2.10Mekanisme otot-otot kaki

Sumber: C.W. Radcliffe dan Foort, 1961

Tahap-tahap dalam siklus berjalan dijelaskan dengan beberapa bagian. Mulai dari saat belum bergerak, melangkah, dan saat kedua kaki kembali seperti posisi semula. Beberapa bagian tersebut dijelaskan, sebagai berikut:

a. Kejadian-kejadian awal sebelum kontak tumit pertama,

Referensi pada gambar 2.6 khususnya pada kurva di bagian yang berhubungan dengan akhir dari tahapan mengayun (sekitar 95% siklus lengkap) dapat dicatat bahwa gerakan sendi lutut mencapai extensi maksimal ketika sebelum kontak tumit dan periode dari fleksibilitas lutut yang telah terjadi dimana berlanjut menjadi tahap cara berdiri. Penurunan pada tingkat extensi lutut ini di akhir tahap mengayun, persiapan pada kaki sebelum membuat kontak dengan lantai, tergantung pada gerakan dari kelompok otot-otot hamstring seperti yang terlihat pada kurva aktivitas otot. Kelompok otot hamstring mengikat sampai panggul bagian belakang pada persendian dan sampai tibia dan fibula di bawah sendi lutut. Tensi atau tekanan dalam kelompok hamstring dapat menyebabkan ekstensi pangkal paha, fleksibilitas lutut atau keduanya secara berurutan.

commit to user

II-2

b. Tahap kontak tumit,

Ketika tumit membuat kontak, gerakan otot hamstring cenderung memberikan kekuatan ke belakang sehingga terjadi kontak dengan lantai. Lutut bergerak dengan cepat selama tahap ini. Aktivitas dalam kelompok otot hamstring ini terus berlanjut tetapi dengan besaran yang terus menurun sedangkan gerakan otot quadriceps mulai terjadi dengan cepat. Kelompok otot quadriceps bergerak ke depan sendi otot dan kelompok otot pretibial bergerak sekitar persendian, menjalankan fungsi interaksi lutut dan menjadi efek dari gerakan lembut dari kaki depan ke lantai. Fungsi utama dari lutut dan sendi selama kontak tumit adalah penyerapan goncangan kontak tumit dan menjaga langkah lembut dari pusat gravitasi dari keseluruhan tubuh. Studi energi menunjukkan bahwa lutut dan sendi memberikan kontribuisi yang sama dalam fungsi kontak tumit. Fungsi dari lutut sama dengan penyerapan goncangan yang seringkali diabaikan.

c. Tahap tengah berdiri atau midstance point,

Gerakan fleksibel lutut yang terkendali dari tahap kontak tumit menjadi tahap midstance (antara kaki datar dan tumit lepas). Sudut maksimal dari flexi lutut sekitar 20 derajat dan muncul dalam bagian pertama tahap midstance. Ketika tubuh bergerak melewati lutut yang stabil, bagian atas daya tolak dari reaksi lantai bergerak ke depan pada sol dari kaki, kemudian meningkat ke gerakan

dorsifleksion pergelangan kaki dan menyebabkan lutut memulai periode gerak extensi. Pada periode ini, kendali pada kaki dilakukan melalui interaksi sendi

lutut, dengan aktivitas otot minimal dalam kelompok yang berfungsi pada pangkal paha dan lutut. Lutut mencapai posisi gerak extensi maksimalnya ketika tumit meninggalkan tanah, dengan kelompok otot calf yang memberikan ketahanan pada ekstensi lutut dan gerakan dorsifleksi sendi. Ketika tumit menginggalkan tanah, lutut memulai kembali periode flexinya, menghasilkan gerakan otot utama dari sendi pangkal paha atau panggul. Urutsan dari kendali gerakan fleksibel pada kontak tumit, menghasilkan perluasan sedikit demi sedikit dalam tahap midstance dan gerakan flexi yang terkendali sebagai persiapan untuk mengayun dalam menyelesaikan gerakan lutut atau cara berjalan yang menghemat energi pada orang normal.

commit to user

II-3

d. Fase push-off,

Selama tahap push-off, lutut terbawa ke depan oleh gerakan sendi panggul dan keseimbangan sensitif sehingga harus dijaga agar terjadi interaksi pangkal paha, lutut, dan sendi pergelangan kaki. Kombinasi gerak ini memiliki dua tujuan yaitu menjaga gerakan halus ke depan dari tubuh secara keseluruhan dan mengawali gerakan angular dalam mengayun.

Ketika lutut memulai gerak flexi, (sesaat sebelum tumit meninggalkan tanah), otot lutut pertama harus menahan efek eksternal dari kekuatan bola kaki yang melewati ruang di bagian sendi lutut. Jadi, ketika lutut digerakkan ke depan oleh gerakan sendi pangkal paha, lutut harus membalik tiap gerakan untuk meberikan ketahanan yang terkendali pada fleksibilitas dengan meningkatkan aktivitas otot quadriceps. Beberapa hal yang bersifat tidak tetap pada aktivitas otot hamstring dicatat sebagai antagonistik. Kelompok otot calf berlanjut memberikan plantarlexion aktif selama tahap push-off. Pada waktu jari kaki meninggalkan lantai, lutut telah bergerak secara flexi dengan sudut 40° sampai 45° pada maksimum 65° yang mana tercapai pada tahap ayunan.

Perbaikan kaki prosthetic ke dalam fungsi yang normal pada fase push-off sangat sulit dilakukan. Posisi lutut sangat penting, sama seperti sumber aktif dari energi pergelangan kaki. Karena kurangnya sumber aktif dari energi pergelangan kaki, awalan dari gerak fleksi pada lutut pasien amputasi yang memakai prosthetic harus berasal dari gerakan flexi pangkal paha.

e. Fase mengayun gerakan quadriceps,

Tujuan keseluruhan dari fase mengayun adalah mendapatkan kaki dari satu posisi ke posisi berikutnya dengan gerakan yang lembut. Pada awal tahap ayunan, kaki harus menyelesaikan periode peningkatan kecepatan dalam energi geraknya yang disebabkan oleh gerakan ekstensi aktif dari pergelangan kaki dan flexi dari pangkal paha selama tahap push-off. Lutut melakukan gerakan flexi dan berlanjut menjadi menegang setelah jari kaki lepas dari pijakan. Selama melakukan jalan cepat, dihasilkan gerakan flexi lutut yang berlebih dan tumit meningkat tetapi hal ini tidak berlaku untuk gerakan kelompok otot quadriceps dalam membatasi sudut

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

commit to user

II-4

kecenderungan gerak terdapat pada bagian shank, kaki dan otot. Gerakan kecil otot quadricepsperlu karena faktor-faktor lainnya juga sama pentingnya. Otot

iliopsoa memberikan kontribusi dalam mengembangkanflexi pangkal paha secara

aktif yang mana mendorong akselerasi lutut ke depan dan ke belakang. f. Midswing,

Selama midswing, terdapat periode dimana aktivitas otot minimal dan akselerasi kaki ke belakang dan ke depan seperti pendulum dengan kekuatan gerakan yang disebut pivot point.

g. Terminal deceleration-hamstring action,

Pada akhir ayunan, tingkat dari extensi gerakan lutut harus dikurangi dalam rangka untuk menurunkan kaki pada awal kontak tumit. Penurunan akselerasi terminal ini pada kaki normal untuk menahan gerakan extensi dari kelompok otot hamstring.

h. Gerakan lutut dalam gaya berjalan pasien amputasi,

Penyebab kesulitan dalam penggunaan prosthetic muley (bawah lutut tanpa ada sendi bantu sisi) adalah kerusakan stump, khususnya sendi lutut. Penyebab dari kesulitan karena tegangan yang berlebih pada struktur ligamen dari lutut oleh

extensi berlebih dari lutut yang menerima beban. Melindungi struktur ligamen

pada sisi yang teramputasi, penting untuk menjaga dimana batas keamanan dari kekuatan dan momen dari lutut yang cenderung menekan lutut sampai posisi

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

membatasi momen gerak yang berlebih dengan menjaga pusat lutut pada garis dimana kekuatan di kirim melalui tungkai kaki. Cara ini lutut untuk bergerak lebih terkendali.

2.1 ANTHROPOMETRI DATA BIOMEKANIKA

Menurut Frankel dan Nordin (1980), biomekanika secara umum didefinisikan sebagai ilmu yang menggunakan konsep fisika dan teknik untuk menjelaskan gerakan pada tubuh manusia dan gaya yang bekerja pada bagian tubuh tersebut pada aktivitas sehari-hari.

Anatomi tubuh manusia terdiri dari segmen tubuh yang dihubungkan oleh persendian. Analisis biomekanika digunakan untuk memodelkan manusia dalam suatu sistem benda jamak yang tersusun dari link (penghubung) dan

commit to user

II-5

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

sebagai penghubung tiap segmen tubuh. Menurut Chaffin dkk. (1999), tubuh manusia terdiri dari enam link, sebagai berikut:

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

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

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

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

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

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

Gambar 2.11 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint

Sumber: Chaffin et al, 1999

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

Pengukuran anthropometri segmen tubuh manusia disetarakan dengan model benda jamak. Panjang setiap link diukur berdasarkan persentase tertentu dari tinggi badan, sedangkan beratnya diukur berdasarkan persentase dari berat badan. Penentuan center of mass tiap link didasarkan pada persentase standar yang diadaptasi dari penelitian Dempster (1955) seperti digambarkan pada gambar 2.11. Panjang link tiap segmen berotasi di sekitar sambungan dan mekanika terjadi mengikuti hukum Newton. Prinsip-prinsip ini digunakan untuk menyatakan gaya

commit to user

II-6

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

Gambar 2.12 Permodelan titik-titik pusat massa dempster

Sumber: Chaffin DB, et al, 1999

Pada penetuan massa tiap segmen, tubuh manusia digambarkan sebagai

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

tubuh ditentukan berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh (Webb Associaties, 1978).

Tabel 2.1 Pemodelan distribusi berat badan

Sumber: Webb Associaties, 1978

a. Head 73.80%

b. Neck 26.20%

a.Thorax 43.80%

b. Lumbar 29.40%

c. Pelvis 26.80%

a. Upper arm 54.90%

b. Forearm 33.30%

c. Hand 11.80%

a. Thigh 63.70%

b. Shank 27.40%

c. Foot 8.90%

Group Segment (%) of Total Body Weight

Individual Segment (%) of Group Segment Weight Tubuh Head and

Neck 8.40%

Total Leg 15.70%

Torso 50.00%

commit to user

II-7

2.2 ANALISIS GERAK BIOMEKANIKA

Pada pengguna prosthetic, analisis biomekanika digunakan untuk mengetahui pola berjalan pengguna prosthetic apakah telah sesuai dengan pola berjalan manusia normal (Radcliffe and Foort, 1961). Hal tesebut diketahui dengan keseimbangan gaya dan momen pada kaki normal maupun kaki prosthetic selama pengguna prosthetic berjalan dalam satu periode waktu.

2.6.1 Keseimbangan gerakan manusia

Susan J. Hall (1999) menyebutkan bahwa keseimbangan (equilibrium) merupakan karakteristik keadaan dimana terjadi keseimbangan gaya dan torsi (momen gaya) pada tubuh manusia. Berdasarkan hukum Newton pertama, tubuh dalam kondisi equilibrium ketika dalam keadaan diam (motionless) atau bergerak dengan kecepatan konstan. Ketika tubuh dalam keadaan diam (sewaktu berdiri dengan satu kaki atau berdiri di atas papan keseimbangan) hal ini disebut sebagai

static equilibrium. Tiga kondisi yang harus dipenuhi tubuh untuk mencapai

kondisi static equilibrium, sebagai berikut:

1. Jumlah total gaya vertikal yang terjadi pada tubuh sama dengan nol. 2. Jumlah total gaya horisontal yang terjadi pada tubuh sama dengan nol. 3. Jumlah total torsi/momen harus sama dengan nol.

∑Fx = 0

∑Fy = 0

∑t = 0... 2.1

dengan, Fx = Gaya Vertikal (N)

Fy = Gaya Horisontal (N)

t = Torsi (Nm) 2.6.2 Gaya

Gaya dapat diartikan sebagai sebuah dorongan atau tarikan pada suatu benda. Gaya dapat menyebabkan suatu benda bergerak dengan arah dan percepatan tertentu. Setiap gaya mempunyai karakteristik berupa besaran dan arah tertentu. Gaya didefinisikan sebagai hasil perkalian antara massa dengan percepatan (Hall, 1999). Satuan dasar dari gaya berdasarkan sistem metric adalah Newton (N).

commit to user

II-8

2.6.3 Torsi (Momen)

Selain bergerak sesuai arah bekerjanya, benda cenderung untuk memutar dalam suatu sumbu. Perputaran benda tersebut dikarenakan adanya gaya yang menyebabkan perpindahan, atau disebut torsi. Torsi yang juga dikenal sebagai puntiran (momen gaya) merupakan hasil kali antara gaya dan lengan gaya.

t = F x d... 2.3

dengan, F = Gaya pada suatu benda(N)

d = Lengan momen (m)

Gambar 2.13 Sebuah momen

Sumber: Gudang Ilmu Fisika, 2010

Torsi merupakan besaran vektor, sehingga selain mempunyai besar, torsi juga mempunyai arah. Suatu vektor _t mempunyai arah tegak lurus terhadap bidang benda. Arah _t adalah tergantung pada arah berputarnya benda akibat gaya

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

berlawanan dengan putaran jarum jam, maka torsi bernilai positif. Sebaliknya, apabila arah rotasi searah dengan putaran jarum jam, maka arah torsi bernilai negatif. Penentuan nilai momen positif atau negatif bisa saja berlainan, namun yang terpenting harus selalu konsisten dari awal. Untuk menentukan arah torsi, kita menggunakan kaidah aturan tangan kanan.

Dalam tubuh manusia, torsi dibangkitkan oleh otot di persendian yang merupakan hasil dari gaya yang bereaksi di otot dengan jarak garis gaya otot dengan pusat persendian tersebut. Saat joint bergerak pada suatu jarak tertentu, terjadi perubahan momen gaya pada otot yang melintasi persendian.Perubahan pada momen secara langsung akan menyebabkan jointtorque yang dibangkitkan oleh otot.Satuan dasar dari momen dalam satuan SI adalah Newton-meter (N.m).

commit to user

II-9

2.7 PENELITIAN SEBELUMNYA

Retno Wulan Damayanti pada tahun 2003 melakukan kajian mengenai Perancangan Dan Pengembangan Prosthetic Kaki Bagian Bawah Lutut Dengan Menggunakan Quality Function Deployment (QFD) diperoleh hasil yang menyatakan bahwa prosthetic kaki bagian bawah lutut dengan komponen

insert socket silicone, sistem suspensi cuff rubber, ankle jenis adaptor rotator, foot jenis Jaipur dan penguat pylonstainless steel. Prosthetic kaki bagian bawah

lutut hasil pengembangan dapat lebih mengakomodasi keinginan pengguna. Fabianus Adi Suryono pada tahun 2007 melakukan kajian mengenai Kajian Dalam Pengembangan Rancangan SACH Foot Untuk Pengguna Prosthetic Jenis Below Knee Amputation Berdasar Pendekatan Biomekanika diperoleh hasil yang menyatakan bahwa gaya normal untuk fase 1 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 459,326 N dan yang terkecil terjadi pada

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

fase 2 yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu sebesar 495,48 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki prosthetic sebesar 165,43 N. Gaya normal untuk fase 3 yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu sebesar 583,194 N dan yang terkecil terjadi pada bagian hip sebesar 476,563 N. Gaya normal untuk fase 4 yang terbesar terjadi pada bagian ankle kaki normal yaitu sebesar 623,32 N dan yang terkecil terjadi pada bagian hip sebesar 519,881 N. Gaya normal untuk fase 5 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 523,9 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 464,737 N. Gaya normal untuk fase 6 yang terbesar terjadi pada bagian hip yaitu sebesar 459,326 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 330,661 N. Gaya normal untuk fase 7 yang terbesar terjadi pada bagian knee prosthetic yaitu sebesar 528,985 N dan yang terkecil terjadi pada ankle kaki normal sebesar 172,14 N. Gaya normal untuk fase 8 yang terbesar terjadi pada bagian ankle prosthetic yaitu sebesar 633,883 N dan yang terkecil terjadi pada hip sebesar 538,97 N. Gaya normal untuk fase 9 yang terbesar terjadi pada bagian knee prosthetic yaitu sebesar 481,183 N dan yang terkecil terjadi pada knee kaki normal sebesar 253,485 N. Pengembangan rancangan dititikberatkan pada berat SACH foot.

commit to user

II-10

Yulie Khrisna pada tahun 2006 melakukan kajian mengenai Usulan Perbaikan Pada Prosthetic Anggota Gerak Bawah Jenis Socket Quardrilateral Berdasarkan pendekatan Biomekanika diperoleh hasil yang menyatakan bahwa usulan perbaikan gaya dan momen lebih stabil daripada perhitungan gaya dan memen awal. Perbaikan prosthetic dilakukan dengan merubah berat dan dimensi prosthetic. Sehingga diperoleh keseimbangan gaya dan momen pada prosthetic usulan dari setiap fase berjalan.

Agus. S pada tahun 2010 melakukan Kajian Mengenai Biomekanika Pada Pengguna Prosthetic Bawah Lutut Dengan Memperhatikan Fungsi Ankle Joint dapat disimpulkan sebagai berikut:

Gaya yang dihasilkan prosthetic endoskeletal model pengembangan, untuk segmen hip, knee dan ankle pada kaki normal maupun prosthetic, memiliki keseimbangan gaya yang terbaik bagi amputee dibandingkan prosthetic

eksoskeletal dan endoskeletal merk Regal. Momen yang dihasilkan prosthetic endoskeletal model pengembangan, untuk segmen hip, knee dan ankle pada kaki

normal maupun prosthetic, memiliki keseimbangan momen yang terbaik bagi

commit to user

III-1

BAB III

METODOLOGI PENELITIAN

Metodologi penelitian merupakan gambaran mengenai langkah-langkah sistematis yang dilakukan dalam tugas akhir berdasarkan tahapan yang ditunjukkan pada gambar3.1.

commit to user

III-2

Gambar 3.1 Metodologi Penelitian

Gambar 3.1 menjelaskan langkah dalam penelitian tugas akhir mengenai perancangan dan kajian biomekanika rancangan alignment adapter for prosthetic footpada pengguna prosthetic bawah lutut endoskeletal. Uraian penjelasan metodologipenelitian di atas dijelaskan tahap demi tahap dalam sub bab di bawah ini.

3.1TAHAP IDENTIFIKASI MASALAH

Alignment/ penjajar adalah mekanisme yang digunakan untuk mengubah hubungan antar komponen kakiprostetic agar mendapat gaya berjalan yang terbaik bagi amputee. Adanya komponen yang mampu mengoptimalkan alignment pada prosthetic diharapkan proses penjajaran mudah dilakukan. Langkah-langkah yang ada pada tahap identifikasi masalahpenelitian tersebut dijelaskan,sebagai berikut:

1. Latar belakang.

Penelitian yang diangkat dilatarbelakangi perlunya sebuah penjajaran pada prosthetic bawah lutut. Pensejajaran dirancang agar mampu menangani berbagai sudut kontraktur stump dengan level amputasi yang beragam. Mewujudkan hal ini, perlu dirancang alat pensejajaran pada areasudut kontraktur stumpdengan menyeimbangkan garis beban. Alat ini diharapkan pemakai prosthetickaki bawah lutut mampu memberikan keseimbangan beban ketika dipakai.

commit to user

III-3

2. Perumusan masalah.

Perumusan masalah dalam membahas permasalahan pada penelitian ini adalah bagaimana merancang komponen alignment adaptor pada prosthetic bawah lutut sebagai alat menyesuaikan pensejajaran/ alignment dan pengaruhnya terhadap pola jalan amputee.

3. Tujuan dan manfaat penelitian.

Tujuan dan manfaat penelitian merupakan gambaran dari sasaran yang diharapkan dapat dicapai.Tujuan penelitian ditetapkan agar penelitian yang dilakukan dapat menjawab dan menyelesaikan rumusan masalah.Penelitian ini bertujuan untuk menghasilkan komponenalignment adapter for prosthetic footbawah lutut dengan system adjustabledan mengetahui sejauh mana pengaruh rancangan komponen alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut terhadap pola jalan. Adapun tujuan yang secara khusus dalam penelitian ini adalah merancang alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut dengan system adjustable pada komponen pensejajaran kemudian menguji desain rancangan alignment adapter for prosthetic foot bawah lutut tersebut terhadap siklus berjalan (gait cycle)amputee.

Dengan ditetapkannya tujuan tersebut diharapkan bahwa hasil penelitian yang diperoleh nantinya dapat bermanfaat mengetahui tingkat keseimbangan jalan pengguna prosthetic bawah lutut dengan pemakaian alignment adapter untuk menentukan alignmentpada prosthetic.

4. Studi literatur dan studi lapangan.

Studi pustaka dilakukan untuk mendukung proses identifikasi perancangan alignment adapter pada prosthetic dengan system adjustablesebagai alat bantu untuk mengkondisikan alignment pada komponen kakiprosthetic. Informasi pendukung dalam studi ini meliputi teori mengenai tingkatan amputasi mempengaruhi sudut cakupan gerak/ROM (ring of motion) dan kontraktur stump.

Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump (muscle shortening). Sumber dari studidiketahui bahwa pada beberapa kasus amputasi bawah lutut sudut kontraktur stump yang dihasilkan bervariasi sesuai dengan tingkat amputasi. Sudut kontraktur stump terjadi antara 5° sampai dengan 7° (Handicap International, 2006). Berdasarkan informasi tersebut dapat diketahui

commit to user

III-4

karakteristik kebutuhan yang menjadi dasar perancangan alignment adapter for prosthetic foot.

Studi lapanganatau studi aplikatif digunakan untuk mengetahui dan mempelajari keadaan kontraktur stump dan alignmentpada pengguna kakiprostheticdengan maksudmendapatkan informasi awal yang lengkap serta menentukan detail masalah yang diangkat dalam penelitian. Informasi pendukung dalam studi ini meliputi jenis prosthetic kaki endoskeletal danprosthetic.Yang berkembang saat ini kaki jenis eksoskeletalkaki jenis eksoskeletal tidak memiliki komponen alignment adapter for prosthetic foot sehinggapengkondisian pada pensejajaran pada prosthetic eksoskeletaltidak dapat maksimal.Identifikasi mengenai kelemahan dari prosthetic eksoskeletal selanjutnya dijadikan pertimbangan dalam mengembangkan rancangan alignment adapter for prosthetic footpada penelitian ini.

5. Identifikasi awal perancangan.

Berdasarkan studi literatur dan studi lapanganrancangan komponenalignment diharapkan mampu mengatasi sekaligus menyeimbangkan kelainan sudut kontraktur stump terhadap kaki yang tidak mengalami amputasi. Mengatasi dan menyeimbangkan sudut kontraktur, komponen yang dirancang mampu bergerak mengoreksi kelainan sudut kontraktur stump (tilting)sebesar 5°sampai 7° dan bergeser menyesuaikan garis beban (sliding).

3.2TAHAP PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Pada tahap ini dilakukan pengumpulan dan pengolahan data yang digunakan untuk perancangan alignment adapter for prosthetic footbawah lutut dengan system adjustable. Pengolahan data dilakukan mengacu pada konsep proses pengembangan produk generik yang dipilih untuk menghasilkan rancangan produk yang baik dengan tahapannya yang dapat disederhanakan. Adapun langkah-langkah pengumpulan data dijelaskan, pada sub bab ini.

3.2.1 Perancangan Komponen Aligment Adapter Dengan Solidwork 2004

Kontraktur stump terjadi akibat pemendekan salah satu otot pada stump (muscle shortening), kondisi tersebut mengakibatkan sudut cakupan gerak stump

commit to user

III-5

tidak sesuai dengan sudut cakupan gerak kaki normal yang tidak mengalami amputasi. Perbedaan sudut cakupan gerak stump dengan sudut cakupan gerak kaki normal yang tidak mengalami amputasi mengakibatkan perbedaan letak garis beban tubuh pada masing-masing tungkai kaki. Perbedaan letak garis beban tubuh pada tungkai kaki normal dengan tungkai kaki yang teramputasi akan berpengaruh terhadap keseimbangan berjalan.

Rancangan komponen alignment diharapkandapat mengatasi sekaligus menyeimbangkan kelainan sudut kontraktur stump terhadap beban kaki yang tidak mengalami amputasi. Komponen yang di rancang dapat bergerak mengoreksi kelainan sudut kontraktur stump (tilting) dan bergeser menyesuaikan garis beban (sliding). Konsep kebutuhan rancangan tersebut kemudian di visualisasi kedalam bentuk rancangan 3D menggunakan software solidwork 2004.

Proses perancangan komponen alignment adapter dilakukan dengan menggunakan SolidWork 2004. Software ini digunakan untuk merepresentasikan konsep sketsa gambar ke dalam bentuk visualisasi desain 3D, sehingga secara langsung dapat diketahui bentuk nyata dari rancangan produk.

3.2.2 Proses Manufaktur Rancangan Alignment adapter for prosthetic

footDalamProduk Nyata 

Setelah dilakukan perancangan alignment adapter for prosthetic footmenggunakan SolidWork 2004 selanjutnya rancangan tersebut diwujudkan dalam bentuk produk nyata (real). Pembuatan produk alignment adapter for prosthetic foot menggunakan proses permesinan. Material yang digunakan dalam membuat produk ini adalah durallium alloy (AA2024). Pemilihan material ini dikarenakan mempunyai karakteristik yang kuat dan ringan serta memiliki ketahanan yang baik. Proses fabrikasi rancangan alignment adapter for prosthetic foot bekerjasama dengan mitra pengembang mesin Mitra Sentosa Surakarta. Adapun produk alignment adapter for prosthetic foot hasil permesinan dari rancangan ini.

3.2.3 Fabrikasi Rancangan Alignment adapter for prosthetic foot 

Produk alignment adapter for prosthetic foot tersebut kemudian digabung dengan komponen lain dari prostheticbawah lutut endoskeletal. Prostheticbawah

commit to user

V-17

gaya dan momen pada ankle joint antara fase mid stance dan mid swing, terdapat dalam gambar 5.9.

Gambar 5.9 Komparasi nilai gaya dan momen antara fase midstance dan midswing

Gaya yang terjadi pada bagian ankle joint merupakan gaya reaksi akibat aksi pembebanan pada ankle joint yang berasal dari gaya berat segmen tubuh. Nilai gaya pada ankle joint dipengaruhi oleh gaya berat segmen tubuh (W), sudut gerakan kaki (θ) dan lengan momen (r) dari gaya berat tiap segmen tubuh. Dari hasil komparasi pada gambar 5.9 dapat dilihat bahwa gaya yang terjadi pada ankle joint kaki prosthetic di fase mid stancesama besar denganankle joint kaki normal di fase mid swing. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar 250 N sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 252 N. Gaya yang ditopang ankle joint kaki prostheticsama besar dikarenakan beban tubuh ditopang sepenuhnya pada kakiprostheticpada fase mid stancedan kaki normalpada fase mid swing.

Selanjutnya untuk gerakan kaki normal pada fase mid stance yang memiliki kesamaan gerak dengan kaki prosthetic fase mid swing, besar gaya yang terjadi pada ankle joint kaki normal jauh lebih besar dibandingkan gaya pada kaki prosthetic. Gaya yang ditopang oleh ankle joint kaki prosthetic sebesar 0 N sedangkan pada ankle joint kaki normal sebesar 0 N.

Pada gambar 5.9 terlihat pula komparasi nilai momen pada ankle joint. Pada kaki prosthetic fase midstance nilai momen yang dihasilkan ankle joint hampir sama dengan nilai momen yang dihasilkan ankle joint pada kaki normal fase mid swing yaitu memiliki nilai momen besar. Nilai momen pada ankle

commit to user

V-18

jointkaki prosthetic sebesar 89,6 N.m sedangkan nilai momen pada ankle joint kaki normal sebesar 49,9 N.m. Nilai momen pada ankle joint kaki prosthetic dan ankle normal mengindikasikan bahwa pada fase mid stance dan fase mid swing, ankle joint berperan tunggal melakukan pergerakan untuk mendukung gerakan tumit kaki yang menjadi tumpuan tubuh. Hal serupa tidak terjadi pada kaki normal fase mid swing dan ankle joint kaki prosthetic pada fase mid stance dikarenakan ankle pada posisi mengayun dengan nilai momen 0Nm.

5.3 INTEPRESTASI HASIL

Rancangan alignment adapter for prosthetic foot pada penelitian ini menerapkan mekanisme gerakan sliding dan tilting untuk mengatasi sudut kontraktur sendi lutut. Gerakan yang diakomodasi dalam rancangan tersebut yaitu gerakan tilting sebesar 10° kearah anteroposterior dan kearahmediolateral dengan gerakan sliding dengan pergeseran sebesar 23mm kearah mediolateral dan 27mm kearah anteroposterior. Kemampuan dari komponen alignment adapter for prosthetic footmampu mengatasi perubahan sudut kontraktur sendi lutut yang berubah dalam periode waktu tertentu tanpa harus mengganti bagian-bagian komponen penyusun kaki prosthetic seperti pada kaki prosthetic konventional.

Masih terdapat kelemahan pada perancangan komponen alignment adapter for prosthetic foot pada penelitian ini seperti sifat material durallium alloy yang lunak mudah sekali mengalami goresan ketika di lakukan adjustment pada pemakaiannya, adjustment yang dilakukan berulang ulang menimbulkan pengikisan di ulir dalam mengakibatkan penguncian tidak maksimal. Hal tersebut menimbulkan bunyi akibat baut yang kelonggaran.Ulir dalam yang terkikis mengakibatkan baut pengunci mengalami pergeseran atau kelonggaran meskipun sudah dikencangkan dengan kuat. Hal tersebut berpengaruh terhadap kestabilan socket adapter saat dipakai pengguna prosthetic baik berjalan atau hanya berdiri. Ketika di pakai pada bagian socket adapterprosthetic menimbulkan bunyi dan terdapat kelonggaran akibat baut pengunci yang bergeser.

Kajian biomekanik diwujudkan melalui penentuan formulasi nilai gaya dan momen. Komparasi nilai gaya dan momen menjadi tolak ukur komponen alignment adapter dalam memperbaiki pola berjalan pengguna prosthetic kaki bawah lutut. Perbedaan yang tidak terlalu besar tersebut mengindikasikan bahwa

commit to user

V-19

komponen mampu mengimbangi gaya reaksi akibat pembebanan dari segmen tubuh yang dihasilkan ankle joint kaki normal pada pergerakan kaki yang sama. Hal tersebut menunjukan bahwa pada gerakan kaki yang sama pengguna prosthetic mulai percaya pada kemampuan rancangan komponen alignment adapter for prosthetic footdan berani menumpukan beban tubuh pada kaki prosthetic.Hasil komparasi menunjukan bahwa antara ankle joint kaki normal dan ankle joint kaki prosthetic dengan pensejajaran rata-rata perbedaan nilai keduanya 1,86N sedangkan hasil komparasi ankle joint kaki normal dan kaki prosthetic tanpa pensejajaran rata-rataperbadaan nilai kedua gayaadalah 5,87N.

Pembebanan yang tidak terlalu besar pada komponen alignment adapter for prosthetic footmengindikasikan bahwa prostheticdengan alignment adapter for prosthetic foot mampu mengimbangi nilai moment dan gaya yang di hasilkan ankle joint kaki normal dengan gerakan kaki yang sama. Hal tersebut menunjukan pada gerakan kaki yang sama pengguna prosthetic mulai percaya dengan kemampuan rancangan alignment adapter for prosthetic footdan berani menumpukan beban tubuh pada kaki prosthetic.

Hasil komparasi nilai momen menunjukan bahwa antara ankle joint kaki normal dan ankle joint kaki prosthetic dengan pensejajaran rata-rata perbedaan nilai momen keduanya 5,6 Nm sedangkan hasil komparasi ankle joint kaki normal dan kaki prosthetic tanpa pensejajaran rata-rata perbedaan nilai kedua momen adalah 5,7Nm.

Pembebanan yang tidak terlalu besar pada komponen alignment adapter for prosthetic foot mengindikasikan bahwa prosthetic dengan alignment adapter for prosthetic foot mampu mengimbangi nilai moment yang di hasilkan ankle joint kaki normal dengan gerakan kaki yang sama. Hal tersebut menunjukan pada gerakan kaki yang sama pengguna prosthetic mampu menghasilkan gerakan yang sama seperti yang dilakukan ankle joint kaki normal dalam mendukung gerakan kaki saat aktifitas berjalan.

commit to user

VI-1

BAB VI

KESIMPULAN DAN SARAN

Bab ini membahas mengenai kesimpulan yang diperoleh dari hasil penelitian dan saran untuk pengembangan penelitian lebih lanjut. Kesimpulan dan saran dijelaskan pada sub bab berikut ini.

6.1 KESIMPULAN

Bagian kesimpulan merupakan jawaban atas tujuan dari penelitian yang telah ditetapkan sebelumnya. Berdasarkan hasil pengolahan dan pengumpulan data yang telah dilakukan maka dapat ditarik kesimpulan, sebagai berikut:

1. Alignment adapter for prosthetic footmengatasi sudut kontrakturstump

yangterjadi antara5° sampai dengan 10° flexion, 0° sampai dengan 5°abduction dan 5° sampai dengan 7°adduction besaran sudut kontraktur diakomodasi komponen dalam penelitian ini dengan gerakan tilting sebesar 10° dan pensejajran komponen bagian-bagian prosthetic di akomodasi gerakan

sliding sebesar 27mm kearah anteroposterior dan 23mm kearah mediolateral.

Mekanisme pensejajaran dengan pergerakan sliding dan tiltingmampu menjawab kebutuhan mensejajarkan sudut kontraktur.

2. Hasil kajian biomekanik pada ankle joint, baik kaki normal maupun kaki

prosthetic dapat diketahui bahwa rancangan alignment adapter for prosthetic foot mampumengimbangi fungsi dari kaki normal terlihat pada nilai gaya dan

momenankle joint yang hampir seimbang padarancangan alignment adapter

for prosthetic footdengankomponen alignment mengalami pensejajaran dan

rata-rata nilai gaya dan momen sebesar 1,86 N dan 5,6 Nm.

6.2 SARAN

Saran perbaikan yang dapat diberikan dari hasil penelitian, sebagai berikut:

1. Penggunaan SACHfoot (solid ankle cushion heel) mempengaruhi besarnya

nilai komparasi gaya dan momen pada stance phasekhususnya fase initial

contact, fase loading respond dan terminal stance. Hilangnya fungsi plantar flexion dan dorsi flexion pada akle jointmenyebabkan telapak kaki tidak dapat

commit to user

VI-2

terminal stance. Untuk meningkatkan hasil perbaikan berjalan penelitian

selanjutnya diharapkan komponen Alignment adapter for prosthetic foot di padukan dengan single axis ankle foot.

2. Penggunaan material duralium alloy juga tidak terlepas dari permasalahan. Sifat logam yang lunak mudah sekali mengalami keausan ketika di lakukan

adjustment yang dilakukan berulang ulang sehingga mengakibatkan

penguncian tidak maksimal. Alternatif untuk mengatasi permasalahan tentang keausan ulir dalam dengan mempertahankan pemakaian material duralium alloy adalah dengan pemasangan helicoil.

commit to user

DAFTAR PUSTAKA

Amputee Coalition of America.2008.Prosthetic feet [online].Tersedia di www.amputee-coalition.org [1 Maret 2010]

Andrian, Marlene and John Cooper, 1981, Biomechanics of Human Movement, Brown and Benchmark, Iowa.

Ariesta A.B. 2011. PengembanganRancangandanKajianBiomekanika Ankle Joint

Sistem Double Axis PadaPenggunaan Prosthetic AtasLututEndoskeletal.Skripsi Strata 1.JurusanTeknikIndustri,

Fakultasteknik, UniversitasSebelasMaret Surakarta.

Chaffin, D.B., and Anderson G.B.J., 1991, Occupational Biomechanics, John Wiley and Sons Inc, New York.

Hall SJ, 1999, Basic Biomechanic 3rd Edition. India: McGraw Hill

Handicap International, 2006,PetunjukdanPelaksanaanPraktikKlinikBagiMahasiswa Prodi OP

Poltekkes Surakarta, Poltekkes Surakarta, Surakarta.

Herdiman L, Susmartini S, Damayanti RW, Aisyati A. 2008.

PengembanganKarakteristikProthese Kaki JenisAbove Knee Prothese (AKP) denganBerbantu Computer Aided Engineering (CAE). Proceeding

National Conference on applied Ergonomic 2008.Halaman 54-59. ISBN: (978-979-18304-0-9.

Lohat AS. 2009. GudangIlmuFisikaDasar-Torsi Alias Momen Gaya [online], 12 paragraf. Tersedia di www.gurumuda.com [17 Maret 2010].

May J. B. EdD.PT. FAPTA., 1996, Amputation and Prosthetic, Department of Physical Therapy, Georgia.

Radcliffe C. W and Foort J., 1961, The Patelar Tendon Bearing Below Knee

Prosthesis, School of Medicine University of California, San Francisco.

Staff Prosthetics and Orthotics, 1990, Lower Limb Prosthetics, New York University Medical Center, New York.