kajian dynamic gait bagi pengguna · pdf file1.1 latar belakang ... dynamic gait analysis juga...

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

commit to user

KAJIAN DYNAMIC GAIT BAGI PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT ENDOSKELETAL

SISTEM ENERGY STORING DENGAN MEKANISME 2 BAR

Skripsi Sebagai Persyaratan Untuk Memperoleh Gelar Sarjana Teknik

FERLIANA HERAWATI BERNADHETA I0306002

JURUSAN TEKNIK INDUSTRI FAKULTAS TEKNIK UNIVERSITAS SEBELAS MARET

SURAKARTA 2010


commit to user I-1

BAB I PENDAHULUAN

1.1 LATAR BELAKANG

Prosthetic merupakan alat pengganti anggota gerak bawah yang telah

hilang atau diamputasi yang dibuat untuk menunjang fungsi dari anggota gerak

bawah bagi amputee. Prosthetic yang ada saat ini adalah prosthetic eksoskeletal

dan prosthetic endoskeletal. Prosthetic eksoskeletal pada umumnya dibuat dari

bahan yang ringan namun kuat dan kokoh. Bahan yang sering dipakai misalnya

plastik, aluminium dan kayu. Pada prosthetic endoskeletal, terdapat tambahan

tumpuan yang berupa tonggak untuk lebih memperkokoh dan memudahkan

pemindahan beban dari socket ke bagian foot. Tonggak pada prosthetic

endoskeletal biasanya terbuat dari metal pylon agar penampilan menyerupai kaki

yang sebenarnya (May, 2002).

Di Negara maju, perkembangan prosthetic endoskeletal sangat pesat.

Prosthetic endoskeletal mampu digunakan untuk melakukan aktivitas ekstrim. Di

Indonesia prosthetic endoskeletal masih jarang dan belum mampu digunakan

untuk aktivitas yang ekstrim seperti berjalan naik-turun tangga, jalan cepat atau

berlari, menendang, dan panjat tebing. Berdasarkan kekurangan pada model

prosthetic saat ini, Laboratorium Perancanaan dan Perancangan Produk Jurusan

Teknik Industri Universitas Sebelas Maret (2010) telah mengembangkan

prosthetic model endoskeletal dengan menerapkan konsep energy storing. Energy

storing prosthetic merupakan salah satu teknologi yang menunjang fleksibilitas

gerak amputee pengguna prosthetic endoskeletal. Prosthetic endoskeletal sistem

energy storing mekanisme 2 bar merupakan jenis above knee prosthetic yang

dirancang dengan menambahkan komponen gas spring pada sendi lutut dengan

mekanisme pergerakan sendi dibantu oleh 2 buah bar (penghubung). Konsep

energy storing dianalogikan sebagai sebuah pegas yang menyimpan dan kemudian

melepaskan energi. Gerakan meregang dan mengendur pada gas spring inilah

yang diharapkan mampu mengurangi jumlah kerja yang harus dilakukan penderita

amputasi ketika berjalan pada bidang datar.


commit to user I-2

Prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing mekanisme 2 bar

memilki peran secara spesifik pada saat kaki mengayun. Hal ini terjadi dalam

fase-fase tertentu pada siklus berjalan. Pada dasarnya, satu siklus berjalan terdiri

dari dua kelompok yaitu fase berdiri (stance phase) di mana 60% dari siklus kaki

kontak dengan tanah meliputidan fase berayun (swing phase) di mana 40% kaki

berayun di udara (Franken, 2005). Dua kelompok pada satu siklus berjalan terbagi

menjadi delapan fase, fase berdiri terdiri dari fase initial contact, loading

response, midstance, dan terminal stance, sedangkan fase berayun terdiri dari fase

pre-swing, initial swing, mid swing dan terminal swing (Whittle, 2007). Ketika

berjalan, energi disimpan saat stance phase dan dilepaskan pada posisi swing

phase. Kemampuan menyimpan energi penting untuk menyediakan gaya yang

cukup bagi keseluruhan kaki untuk bergerak secara efisien (May, 2002).

Konsep energy storing dapat mereduksi energi untuk berjalan antara 20%

sampai 40% (Farber dkk, 1995). Bagian terpenting pada gerakan berjalan dari

pengguna prosthetic adalah keseimbangan beban tubuh amputee (Radcliffe dan

Foort, 1961). Oleh karena itu, penelitian ini diarahkan untuk menganalisis

kemampuan prosthetic endoskeletal sistem energy storing mekanisme 2 bar pada

bidang datar melalui kajian dynamic gait. Kajian dynamic gait merupakan analisis

gerakan berjalan manusia secara kontinu dengan memperhitungkan waktu yang

digunakan oleh manusia untuk melakukan satu siklus gerakan berjalan normal

(Vaughan, 1999). Dynamic gait analysis juga memperhitungkan kecepatan dan

percepatan manusia saat melakukan aktivitas berjalan ini untuk menentukan besar

usaha (work), energi dan torsi yang diperlukan amputee pengguna prosthetic

endoskeletal dengan energy storing untuk bergerak dari satu titik ke titik lainnya

dalam satu siklus berjalan. Komparasi nilai kuantitatif external work, serta

komponen gaya dan torsi yang dihasilkan amputee pengguna prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar, antara kaki normal

dengan kaki prosthetic, saat berjalan pada bidang datar dapat digunakan untuk

mengetahui kemampuan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar dalam menunjang aktivitas berjalan amputee.


commit to user I-3

1.2 PERUMUSAN MASALAH

Berdasarkan latar belakang dapat dirumuskan permasalahan dalam

penelitian ini adalah bagaimana kemampuan prosthetic atas lutut endoskeletal

sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar pada aktivitas berjalan di bidang

datar dengan kajian dynamic gait.

1.3 TUJUAN PENELITIAN

Adapun tujuan dalam penelitian ini adalah mengetahui kemampuan

prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar

pada aktivitas berjalan di bidang datar dengan kajian dynamic gait. Sub tujuan

dari penelitian ini, yaitu:

1. Membuat model fase berjalan pada pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal

sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar menggunakan persamaan

gerak Lagrange.

2. Menentukan nilai external work dan komponennya (torsi dan gaya) berdasar

model persamaan gerak yang diturunkan dalam satu siklus berjalan di

permukaan datar.

1.4 MANFAAT PENELITIAN

Manfaat yang diperoleh dari pelaksanaan penelitian ini yaitu

pengembangan rancangan dan teknologi prosthetic dari data yang diperoleh saat

aktivitas berjalan amputee pada bidang datar melalui kajian dynamic gait.

1.5 BATASAN MASALAH

Batasan masalah ini untuk membatasi permasalahan agar tidak terlalu luas

dan memperjelas obyek yang diamati. Batasan masalah yang digunakan dalam

penelitian ini, sebagai berikut:

1. Pengambilan data dilakukan terhadap satu pasien laki-laki usia 49 tahun

pengguna prosthetic kaki atas lutut saat gerakan berjalan pada bidang datar.

2. Satu siklus gerakan berjalan dibagi menjadi delapan fase gerakan (Whittle,

2007).

3. Kajian dynamic gait yang digunakan untuk memodelkan fase berjalan pada

pengguna prosthetic atas lutut menggunakan persamaan gerak Lagrange.


commit to user I-4

4. Saat pengambilan data, amputee yang telah menggunakan prosthetic atas lutut

endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar masih

menggunakan alat bantu paralel bar saat melakukan aktivitas berjalan.

1.6 ASUMSI PENELITIAN

Asumsi-asumsi yang digunakan pada penelitian dynamic gait bagi pengguna

prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar,

sebagai berikut:

1. Tidak ada selip antara kaki dengan landasan yang terjadi saat aktivitas

berjalan.

2. Anggota upper body (kepala, leher, tangan, dan batang tubuh) pengguna

prosthetic dianggap sebagai satu kesatuan beban bagi anggota gerak bawah.

3. Sudut yang terbentuk pada bagian hip joint diasumsikan bernilai konstan 90⁰

untuk semua fase gerakan dalam satu siklus berjalan.

4. Delapan siklus berjalan yang digunakan dalam perhitungan persamaan gerak

Lagrange diambil dari rekaman gerakan berjalan terbaik dan terlatih amputee

saat menggunakan prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing

dengan mekanisme 2 bar pada bidang datar.

1.7 SISTEMATIKA PENELITIAN

Penyusunan tugas akhir ini, disusun secara sistematis dan berisi uraian pada

setiap bab untuk mempermudah pembahasannya. Adapun dari pokok-pokok

permasalahan dalam penelitian ini dapat dibagi menjadi enam bab, seperti

dijelaskan di bawah ini.

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini menguraikan latar belakang masalah diadakannya penelitian,

perumusan masalah bedasarkan latar belakang masalah penelitian yang

diangkat, tujuan penelitian, manfaat penelitian, batasan masalah,

asumsi-asumsi dan sistematika penelitian. Pengantar penelitian yang

dijabarkan dalam bab ini dimaksudkan memberikan arah penelitian

sesuai tujuan, manfaat dan asumsi yang diajukan, menjawab

permasalahan dalam tugas akhir yaitu mengenai kajian dynamic gait


commit to user I-5

bagi pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing

dengan mekanisme 2 bar.

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini menguraikan teori yang digunakan sebagai dasar pemikiran,

wawasan dan acuan serta sebagai landasan yang memberikan

penjelasan secara garis besar mengenai metode yang digunakan sebagai

kerangka pemecahan masalah. Tinjauan pustaka meliputi buku, jurnal,

karya ilmiah, maupun berbagai sumber lainnya. Teori yang berupa

penjelasan mengenai prinsip biomekanika anggota gerak bawah,

prosthetic, teknologi gas spring, kajian usaha (work), energi dan torsi

pada segmentasi tubuh manusia.

BAB III METODOLOGI PENELITIAN

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 external work dan energi serta nilai torsi

pada setiap joint pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal dengan

memperhatikan fungsi energy storing.

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Bab ini 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 (q) gerakan pada ankle,

knee dan hip joint saat fase berjalan 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


commit to user I-6

telah dilakukan pada bab sebelumnya. Bab ini menguraikan hasil

pengukuran besarnya external work dan energi serta nilai torsi pada

setiap joint dalam satu siklus gerakan berjalan guna menentukan tingkat

keseimbangan berjalan (equilibrium gait) pada pengguna prosthetic atas

lutut tipe endoskeletal.

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

Bab ini merupakan tahap akhir penyusunan laporan penelitian yang

berisi uraian pencapaian tujuan penelitian yang diperoleh dari analisis

pemecahan masalah maupun hasil pengumpulan data serta saran-saran

perbaikan bagi teknologi prosthetic.


commit to user

II - 1

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Tinjauan pustaka mengenai kajian dynamic gait bagi pengguna prosthetic

atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar,

memerlukan dasar-dasar teori untuk menunjang pembahasan masalah dalam

penelitian.

2.1 BIOMEKANIKA

Berdasarkan Hamill dan Knutzen (2009), kajian biomekanika dapat dilihat

dalam dua perspektif yaitu kinematika dan kinetika. Studi kinematika menjelaskan

gerakan yang menyebabkan berapa cepat objek bergerak, berapa ketinggiannya

atau berapa jauh objek menjangkau jarak. Kajian gerakan kinetika menjelaskan

gaya yang menyebabkan gerakan. Dibandingkan dengan kajian kinematika, kajian

kinetika lebih sulit untuk diamati, pada kajian kinetik yang terlihat adalah akibat

dari gaya.

2.1.1 Definisi Biomekanika

Menurut Frankel dan Nordin (1980) dalam Chaffin dan Anderson (1999),

biomekanika merupakan ilmu mekanika teknik untuk analisa sistem kerangka otot

manusia dimana secara umum biomekanika didefinisikan, sebagai berikut:

Biomekanika menggunakan konsep fisika dan teknik untuk menjelaskan

gerakan pada bermacam-macam bagian tubuh dan gaya yang bekerja

pada bagian tubuh pada aktivitas sehari-hari.

Analisis biomekanika tubuh manusia dipandang sebagai sistem yang

terdiri dari link (penghubung) dan joint (sambungan), tiap link mewakili segmen-

segmen tubuh tertentu dan tiap joint menggambarkan sendi yang ada. Menurut

Chaffin dan Anderson (1999) tubuh manusia terdiri dari enam link, yaitu:

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.


commit to user

II - 2

Gambar 2.1 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint

Sumber: Chaffin dan Anderson, 1999

Segmen tubuh manusia dapat disetarakan dengan segmen benda jamak maka

panjang setiap link dapat diukur berdasarkan persentase tertentu dari tinggi badan,

sedangkan beratnya diukur berdasarkan persentase dari berat badan. Penentuan

letak pusat massa tiap link didasarkan pada persentase standar yang ada. Panjang

setiap link tiap segmen berotasi di sekitar sambungan dan 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. Secara umum pokok bahasan dari biomekanika adalah mempelajari

interaksi fisik antara pekerja dengan mesin, material dan peralatan dengan tujuan

untuk meminimumkan keluhan pada sistem kerangka otot agar produktivitas kerja

dapat meningkat. Menghindari keluhan pada sistem kerangka otot dapat

ditanggulangi dengan melakukan pengendalian administratif (pemilihan personel

yang tepat, pelatihan tentang teknik-teknik penanganan material).

Pada gerakan jalan yang terpenting adalah keseimbangan dari pasien.

Gerakan ini memperlihatkan bagaimana kedua kaki saling menyeimbangkan berat

tubuh dalam pergerakan berpindah. Pengguna alat bantu pada kaki gerak terlihat

bagaimana alat bantu tersebut menyeimbangkan pasien dalam berjalan sehingga

alat tersebut nyaman dipakai.

2.1.2 Prinsip Biomekanika Anggota Gerak Bawah

Berdasarkan sistem sambungan bagian-bagian tubuh secara umum,

anggota gerak bawah terdiri dari pelvis (pinggul) dan tungkai bawah. Tungkai

bawah terdiri dari beberapa bagian yaitu thigh, knee (penghubung thigh dan

shank), shank, ankle (penghubung shank dan foot), dan foot.


commit to user

II - 3

Gambar 2.2 Tulang dan sambungan anggota gerak bawah

Sumber: Whittle, 2007

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

gerakan membengkok untuk mengurangi sudut relatif persendian antara dua

segmen bersebelahan. Sedangkan extension adalah gerakan meluruskan untuk

menambah sudut relatif persendian antara dua segmen bersebelahan seperti

memposisikan persendian kembali ke titik nol atau titik acuan.

Gambar 2.3 Flexion dan extension

Sumber: Hamill J. dan Knutzen, 2009

Flexion dan extension adalah aksi prinsip dari kaki, dimana aktifitas

tersebut diatur oleh otot-otot dan persendian yang terlibat dalam pergerakan. Otot-

otot yang berperan selama gerakan flexion disebut otot fleksor, dan otot yang


commit to user

II - 4

berperan selama gerakan extension disebut sebagai otot ekstensor (Radcliffe dan

Foort, 1961). Saat lutut melakukan gerakan extension, ekstensor akan rileks

sedangkan saat lutut melakukan gerakan flexion, ekstensor akan merentang.

Gerakan flexion-extension lutut dilakukan atas peran sendi lutut, sedangkan

gerakan dorsiflexion-plantarflexion foot dilakukan atas peran sendi pergelangan

kaki.

Abduksi adalah gerakan menjauh dari sumbu tengah badan atau ruas

tubuh. Memidahkan lengan tangan atau kaki ke luar sisi atau merentangkan jari

tangan atau jari kaki adalah suatu contoh abduksi. Sedangkan aduksi adalah

gerakan kembali segmen tubuh ke arah sumbu tengah badan. Gerakan abduksi-

aduksi toes dapat dilakukan atas peran sendi pergelangan kaki dan otot adductor

hallucts.

Gambar 2.4 Abduksi dan aduksi

Sumber: Hamill J. dan Knutzen, 2009

Dua pergerakan dasar yang terakhir melibatkan perputaran (rotasi). Rotasi

dapat berupa medial (internal) atau lateral (eksternal). Rotasi hanya berputar ke

arah 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 sehingga permukaan anterior segmen bergerak ke arah sumbu

tengah tubuh saat permukaan posterior bergerak menjauhi sumbu tubuh.

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

(Whittle, 2007).


commit to user

II - 5

Gambar 2.5 Rotasi persendian lutut Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009

2.1.3 Fase Gait Cycle

Kompleksitas proses daya gerak terbukti ketika mempertimbangkan enam

faktor utama yang mempengaruhi bentuk gerakan yaitu interaksi sendi lutut, flexi

lutut, flexi hip, rotasi panggul poros vertikal, kemiringan lateral dari panggul dan

pergeseran lateral dari panggul. Melalui daya penggerak, tubuh manusia

melibatkan pengaruh dari total pola pergeseran dari faktor–faktor bentuk gerakan

sejumlah otot utama dari bagian tubuh yang lebih rendah. Terdapat dua fase saat

kaki berjalan yaitu fase berdiri dan fase berayun. Fase berdiri (stance phase)

merupakan bagian siklus dimana tungkai acuan berkontak dengan lantai, terbagi

menjadi fase initial contact, loading response, midstance, dan terminal stance.

Fase berdiri dimulai saat tumit menyentuh lantai (initial contact), kemudian

dilanjutkan dengan kaki yang menapak penuh ke lantai (loading response).

Midstance dimulai saat posisi foot-flat dan berakhir saat terminal stance. 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 Siklus pola jalan (gait cycle) Sumber: Whittle, 2007


commit to user

II - 6

Gambar 2.7 Diagram waktu gait Sumber: Whittle, 2007

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:

1. Initial Contact/Heel Strike

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 “heel strike transient”. Nama lain untuk kejadian ini

adalah “heel contact, “footstrike” atau “foot contact”.

Bagian trunk berada sekitar setengah panjang langkah di belakang kaki

depan. Pada posisi initial contact bagian trunk berputar, bahu kiri dan sisi

kanan pelvis bergerak menjauh ke sisi depan meninggalkan lengan kiri yang

berayun ke belakang. Fleksi maksimum pinggul (umumnya sekitar 30⁰)

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 rata-rata siku flexion sebesar 8° dan bahu flexion sebesar 45°.

2. Loading Response (Foot Flat)

Fase loading response adalah periode double support antara fase initial

contact dan fase mid stance. Fase loading response terjadi pada persentase

waktu sekitar 7% dari gait cycle. Bagian atas tubuh selama loading response,


commit to user

II - 7

trunk berada pada posisi terbawahnya sekitar 20 mm di bawah posisi normal.

Berat badan secara penuh dipindahkan kepada kaki depan, sedangkan kaki

lainnya berada pada fase pre-swing.

Saat fase loading response,bagian arms bergerak secara maksimal ke

posisi depan dan belakang, sedangkan bagian hip memanjang akibat kontraksi

otot ekstensor sejauh 25°.

3. Midstance

Fase midstance adalah akhir dari periode double support dan awal dari

periode single support. Fase midstance 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 grey), sedangkan kaki lainnya

(kaki kiri, warna biru) berada fase mid-swing.

Pada posisi midstance, energi kinetic 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 midstance dan berubah posisi sekitar 20mm dari posisi

tengah. Seperti kaki, lengan melewati satu sama lain selama midstance karena

mengikuti masing-masing kaki yang berbeda.

4. Terminal Stance (Heel Off)

Fase terminal stance disebut juga heel rise atau heel off karena heel kaki

pada periode stance tidak mengenai landasan. Fase terminal stance pada saat

heel kaki kanan meninggi (mulai meninggalkan landasan) dan dilanjutkan

sampai dengan heel dari kaki kiri mulai mengenai landasan. Fase ini terjadi

pada periode waktu gait cycle 32%-50%, berat badan dipindahkan dan

bertumpu ke bagian bawah kaki depan (toe).

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 hip extension 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


commit to user

II - 8

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 dan kaki kanan berada posisi meninggalkan landasan untuk melakukan

periode mengayun (toe-off). Periode waktu pre-swing terjadi pada persentase

waktu gait cycle 50-57%, dan mulai terjadi pelepasan berat tubuh oleh kaki

yang bersangkutan.

Posisi ini menyebakan terjadi rotasi yang ekstrim pada tubuh bagian atas,

dimana bagian trunk, arms, dan trunk berotasi dari titik normalnya. Dalam

posisi 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 57%-77% dari

periode waktu gait cycle. Fase initial swing dimulai pada saat telapak kaki

kanan mulai diangkat dari posisi landasan (toe off), sedangkan kaki kiri

berada pada posisi midstance.

Saat kaki diangkat, anggota badan naik dengan adanya 15° hip flexion dan

peningkatan knee flexion sampai 60°. Bagian ankle secara parsial berada dalam

posisi 10° plantar flexion. Pada posisi ini, bagian atas tubuh bergerak

menyesuaikan keseimbangan gerakan kaki. Saat kaki dalam posisi

berdampingan, trunk berada dalam posisi tertinggi dan secara maksimal

memindahkan posisi kaki untuk bergerak naik saat posisi kaki yang lain dalam

keadaan berdiri. Bagian arms berada pada posisi yang sama, tangan yang satu

bergerak maju dan yang lainnya bergerak mundur.

7. Mid-Swing

Fase mid-swing yang dimulai pada akhir initial swing dan dilanjutkan

sampai kaki kanan mengayun maju berada di depan anggota badan sebelum


commit to user

II - 9

mengenai landasan. Fase mid-swing terjadi pada periode waktu gait cycle 77%-

87%, dimana kaki kiri berada pada fase terminal stance. Pada fase ini juga

terjadi gerak perpanjangan tungkai kaki dalam persiapan melakukan fase heel

strike.

Pada posisi ini bagian trunk kehilangan posisi tertingginya dan bergerak

dari titik maksimalnya untuk menahan kaki kiri kembali ke posisi midline. Hal

ini juga disebakan oleh terjadinya hip flexion lanjutan sebesar 25° dari fase

sebelumnya yang mendukung anggota tubuh ke arah anterior dari titik berat

tubuh. Bagian knee mengikuti respon gravitasi, dimana ankle pada posisi dorsi

flexion untuk menjadi netral (0°). Lengan kanan berada di posisi depan dan

bagian kanan dari pelvis pada posisi di sisi depan kiri.

8. Terminal Swing (Decceleration)

Fase terminal swing merupakan akhir dari gait cycle, terjadi pada periode

waktu gait cycle 87%-100%. 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 mulai mengenai landasan. Pada

periode ini, posisi kaki kanan berada kembali berada depan anggota badan,

seperti pada posisi awal gait cycle.

Gerakan ke depan anggota badan disempurnakan oleh adanya ekstensi

lutut. Hip bertahan dalam posisi 25° flexion, hip berada dalam posisi netral

begitu pula bagian ankle dorsi flexion menuju posisi netral (0°). Dengan

gerakan demikian anggota tubuh siap untuk kembali dalam posisi berdiri.

2.2 PROSTHETIC PADA AMPUTEE

Diperlukan suatu pemaparan yang lebih mendetail mengenai definisi dan

indikasi prosthetic, fungsi, komponen-komponen, serta bahan prosthetic kaki

bagian atas lutut.

2.2.1 Definisi Prosthetic

Prosthetic adalah 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 kaki. Ketiadaan alat gerak dapat disebabkan oleh dua hal, yaitu

amputasi dan defisiensi bawaan. Amputasi adalah pemotongan bagian tubuh


commit to user

II - 10

karena masalah tertentu seperti misalnya penyakit, trauma atau kecelakaan dan

tumor. Defisiensi bawaan adalah ketiadaan bagian tubuh sejak lahir.

Ketiadaan kaki dapat dibagi menjadi empat yaitu ketiadaan kaki bagian

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

ketiadaan bagian tengah lutut (middle-knee) dan ketiadaan telapak kaki (syme).

Pembahasan berikutnya hanya menyangkut permasalahan ketiadaan kaki atas lutut

saja, karena tujuan dari penelitian ini yaitu untuk menentukan jenis prosthetic atas

lutut yang memberikan kenyamanan terbaik saat gerakan berjalan (Prosthetics and

Orthotics Post Graduate Medical School, 1990).

2.2.2 Komponen Prosthetic Kaki Atas Lutut (Above-Knee Prosthetic)

Ketiadaan kaki bagian atas lutut (above-knee) menyebabkan amputee

kehilangan sebagian paha, knee, shank, dan bagian foot. Bentuk prosthetic atas

lutut ditunjukkan pada gambar 2.9.

Gambar 2.9 Prosthetic kaki atas lutut

Sumber: www.scipolicy.net, 2009

Komponen dasar dari prosthetic atas lutut (above-knee) terdiri dari

komponen paha, foot, ankle, shank, socket, dan sistem suspensi (Prosthetics and

Orthotics Post Graduate Medical School, 1990 dalam Lower Limb Prosthetics).

1. Komponen paha.

Komponen paha adalah komponen prosthetic atas lutut yang sekaligus

berfungsi sebagai socket dari stump. Komponen ini dibuat dari aluminium plat

dengan ketebalan 1,5 mm dan juga menyesuaikan dengan kebutuhan. Pertama kali

yang harus dilakukan adalah penggambaran pola yang disesuaikan dengan ukuran

stump serta paha yang sehat, namun juga masih perlu panambahan pada bagian

tepinya sebagai lipatan.


commit to user

II - 11

Gambar 2.10 Komponen paha

Sumber: Kishner, 2010

2. Foot-Ankle.

Foot (kaki dasar) dan ankle merupakan komponen yang biasanya menjadi

tumpuan pada setiap pergerakan, memberi dukungan selama posisi setengah

berdiri tegak, dan menyesuaikan ayunan untuk membuat tubuh tegak dan bergerak

ke depan pada tahap selanjutnya. Karakteristik yang dimiliki oleh foot-ankle,

yaitu:

a. Mampu menahan bobot (berat) tubuh.

b. Mampu meredam getaran saat kontak tumit (heel contact).

c. Mampu secara cepat mencapai posisi mendatar (foot-flat).

d. Mampu mendukung sendi metatarsophalangeal saat phase berdiri.

e. Menyerupai atau mirip dengan kontur kaki yang sebenarnya.

SACH foot prosthetic masih 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.

Gambar 2.11 SACH foot

Sumber: Prosthetics and Orthotics Post Graduate Medical School, 1990


commit to user

II - 12

Cushion heel pada lapisan SACH foot bisa terbuat dari aeoprene atau plastik

fleksibel dan material yang melapisi neoprene. Bentuk SACH foot, material yang

melapisi dan cushion heel dapat busa plastik yang fleksibel. Cushion heel tersedia

dengan tingkat derajat kemampatan, keras atau sedang, lembut yang terpilih atas

dasar tingkatan amputasi, bentuk badan dan kemampuan untuk mengendalikan

prosthetic. SACH foot tidak punya sendi mata kaki, garis simpangan antara tulang

kering dan kaki minimal. SACH foot banyak digunakan pada kaki prosthetic dan

terutama sekali lebih disukai oleh wanita.

a. Single axis foot.

Model single axis foot sendi pergelangan kaki terbuat dari logam, meniru

gerak pergelangan kaki sesungguhnya, meski tidak dapat melakukan gerak

inversi (pembalikan bagian luar ke arah dalam) atau eversi (pembalikan

bagian dalam ke arah luar).

Gambar 2.12 Single axis foot


Bumper plantar flexion meredam goncangan akibat gerak tumit. Jari-jari

elastis memungkinkan adanya gerakan mendorong. Gerak pergelangan kaki

memungkinkan perputaran menjadi semakin mudah. Adanya logam pada

pergelangan kaki, kaki menjadi berat dan cepat rusak. Pada single axis foot

dasar kaki dihubungkan kepada blok mata kaki oleh baut.

b. Multi axis foot.

Multi axis foot dapat bergerak dengan mudah secara plantar flexion, dorsi

flexion, pronation atau supination maupun rotasi. Gerak multi axis foot

dikendalikan oleh ring karet atau rubber ring di sekitar sendi bola atau ball

joint. Saat kaki bergerak, ring ditekan. Resistensi kaki untuk bergerak juga

dapat disesuaikan dengan kondisi pengguna dengan bumper karet. Multi axis


commit to user

II - 13

foot digunakan pada kaki endoskeletal. Kaki ini bergerak seperti asli, tapi

tidak stabil pada posisi berdiri.

Gambar 2.13 Multi axis foot


c. Energy recovery foot.

Energy recovery foot dibuat untuk pasien amputasi yang mampu berlari atau

berjalan dengan sangat cepat. Ketika berlari, beban pada kaki bertambah tiga

kali lipat. Tumit kaki yang elastis yang kuat untuk meredam beban pada saat

berlari dan jari elastis yang kuat yang memberi energi dorong yang diperlukan

untuk berlari. Desain SACH sebenarnya dibuat untuk penggunaan dengan

prosthetic eksoskeletal. Sebagian besar prosthetic yang dibuat adalah desain

endoskeletal.

Gambar 2.14 Energy recovery foot


SACH foot menonjol pada berat, relatif tahan lama dan murah

dibandingkan desain prosthetic yang lain. Secara komersial tersedia dalam

berbagai bentuk berbeda, tumit. Tidak ada komponen yang bergerak di dalam

SACH foot, diperlukan sedikit pemeliharaan. Kepadatan tumit baji sepatu dapat

divariasi antara lembut, medium dan keras disesuaikan menurut karakteristik gaya

berjalan, tingkatan aktivitas, umur, berat, dan pilihan orang yang diamputasi.


commit to user

II - 14

Tumit baji sepatu dapat menyerap goncangan pemakai yang merupakan heel-

strike dan mengikuti plantar flexion yang terbatas.

3. Shank.

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

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

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.

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. Bentuk kedua jenis shank dapat dilihat pada gambar 2.15 dan 2.16.

Gambar 2.15 Eksoskeletal shank Sumber: www.ottobockus.com, 2010


commit to user

II - 15

Gambar 2.16 Endoskeletal shank Sumber: www.ottobockus.com, 2010

4. Socket.

Socket adalah bagian dari prosthetic sebagai tempat dimasukkannya

puntung kaki yang masih ada (stump). Socket merupakan alat yang dibentuk dan

disatukan dengan shank. Jadi 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 pas pada

stump secara kuat untuk mengurangi gerakan atau gesekan antara socket dan kulit.

Banyak gesekan menyebabkan antara socket dan kulit pengguna merasa tidak

nyaman selama beraktivitas mengakibatkan resiko yang lebih besar pada abrasi

kulit.

Pembuatan socket didasarkan pada ukuran puntung tiap-tiap pengguna,

agar socket benar-benar menempel pas. Setiap pengguna mempunyai ukuran

socket yang berbeda. Pembuat prosthetic mencatat karakter puntung dari masing-

masing pengguna, mengukur puntung, mengukur batang kaki pasangannya yang

masih utuh untuk kesimetrisan, kemudian membuat cetakan untuk pengepasan

socket.

5. Sistem Suspensi.

Sistem suspensi merupakan bagian yang berfungsi untuk mengaitkan

keseluruhan prosthetic pada bagian dari tubuh. Tujuannya agar prosthetic

terpasang sempurna pada tungkai kaki. Sistem suspensi bermacam-macam


commit to user

II - 16

jenisnya, secara ringkas dijabarkan mengenai beberapa jenis dari suspensi

tersebut, yaitu:

a. Cuff Suspension.

Menggunakan manset yang terbuat dari kulit atau anyaman dakron yang kuat

untuk dipasangkan pada bagian dalam socket yang kemudian dipasangkan atau

diikatkan pada bagian paha. Bentuk suspensi ini dapat dilihat pada gambar

2.17.

Gambar 2.17 Cuff suspension


b. Waist belt.

Tetap menggunakan manset yang terbuat dari kulit atau anyaman dakron yang

kuat, dimana manset tersebut tidak diikatkan pada paha, melainkan diikatkan

mengelilingi pinggang. Ikat pinggang yang dipasangkan di pinggang terbuat

dari anyaman katun. Dipakai pada individu dengan puntung yang pendek,

gambar 2.18 menunjukkan bentuk waist belt.

Gambar 2.18 Waist belt

Sumber: May, 2002

waist belt

cuff suspension


commit to user

II - 17

thigh corset

c. Thigh corset.

Sistem penggantung tetap menggunakan waist belt, dimana sistem

penggantungnya dililitkan pada pinggang. Terdapat tambahan yaitu paha

dipasang korset yang berfungsi untuk lebih memperkuat penggantung. Sistem

suspensi ini merupakan ciri dari prosthetic bawah lutut konvensional. Gambar

2.19 memperlihatkan bentuk dari thigh corset.

Gambar 2.19 Thigh corset Sumber: Prosthetics and Orthotics Post

Graduate Medical School, 1990

2.3 TEKNOLOGI SPRING GAS

Gas spring atau juga bisa disebut gas struts adalah salah satu perangkat

energy storing, dimana prinsip kerjanya sama dengan prinsip kerja mechanical

spring. Mechanical spring menyimpan energi dengan memberi tekanan pada

material penyusunnya. Gas spring menyimpan energi dengan cara mengkompresi

gas nitrogen yang terdapat pada gas spring. Semakin ditekan maka ruang udara

dalam gas spring akan semakin berkurang yang menyebabkan tekanan gas

semakin meningkat dan semakin menyimpan banyak energi. Kelebihan gas spring

dibandingkan dengan mechanical spring terdapat pada kecepatan respon, gas

spring cenderung lebih smooth dibandingkan dengan mechanical spring. Dengan

mengganti penggunaan mechanical spring dengan gas spring pada prosthetic atas

lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar memungkinkan

pengguna above-knee prosthetic leg dapat menggunakan prosthetic atas lutut


commit to user

II - 18

endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar untuk aktivitas

keseharian dengan berkurangnya respon untuk melakukan extension yang

membuat amputee lebih nyaman saat berjalan.

.

Gambar 2.20 Energy storing prosthetic knee

Sumber: Laboratorium Perencanaan dan Perancangan Produk Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret, 2010

Konsep energy storing dianalogikan sebagai sebuah pegas yang

menggantikan fungsi otot hamstring dan quadriceps yang berada di sepanjang

thigh (paha) sampai knee (lutut). Ketika meregang dan mengendur tendon ini

menyimpan dan kemudian melepaskan energi potensial elastis. Gerakan pegas

yang terdapat pada knee prosthetic inilah yang akan mengurangi jumlah kerja

yang harus dilakukan otot kaki amputee akibat gaya ayun ketika beraktivitas.

2.4 KESEIMBANGAN GERAK BIOMEKANIKA

Pada pengguna prosthetic, analisis biomekanika digunakan untuk

mengetahui pola berjalan amputee apakah telah sesuai dengan pola berjalan

normalnya (Radcliffe dan Foort, 1961). Hal ini diketahui dengan keseimbangan

gaya dan torsi serta tingkat keluaran energi selama amputee berjalan dalam sutu

periode waktu.

2.4.1 Keseimbangan Gerakan Manusia

Keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan kesetimbangan

tubuh ketika di tempatkan di berbagai posisi. Definisi menurut O’Sullivan (2008),

keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan pusat gravitasi pada

bidang tumpu terutama ketika saat posisi tegak. Selain itu menurut Ann Thomson

(2008), keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan tubuh dalam

posisi kesetimbangan maupun dalam keadaan statik atau dinamik, serta


commit to user

II - 19

menggunakan aktivitas otot yang minimal. Keseimbangan juga diartikan sebagai

kemampuan relatif untuk mengendalikan 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.

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 (misal, 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 (Hall, 1999), 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 harus sama dengan nol.

∑Fx = 0

∑Fy = 0

∑τ = 0..............................................................................................(2.1)

dengan; Fx = Gaya Vertikal (N)

Fy = Gaya Horisontal (N)

τ = Torsi (Nm)

Dynamic equilibrium merupakan kondisi keseimbangan dimana tubuh

begerak dengan kecepatan konstan. Tubuh dalam kondisi bergerak dianggap

dalam keadaan dynamic equilibrium, apabila semua gaya yang bereaksi sama dan

berlawanan arah dengan gaya inersial. Persamaan kondisi dynamic equilibrium

dinyatakan berikut ini.

∑Fx– max = 0

∑Fy– may = 0

∑τ – Iα = 0..............................................................................................(2.2)


commit to user

II - 20

dengan; Fx, Fy = Gaya vertikal, gaya horizontal (N)

max, may = Perkalian massa tubuh dengan percepatan (kg.ms2)

τ = Torsi (Nm)

Iα = Perkalian momen inersia dengan percepatan angular

2.4.2 Torsi

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.

τ = F x d.................................................................................................(2.3)

Gambar 2.21 Sebuah momen Sumber: Young dan Freedman, 2002

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. 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 lebih banyak gaya

dibutuhkan ketika torsi dibangkitkan oleh single support foot dimana momen akan

mengurangi jarak antara tulang metatarsal dengan calcaneus.

Torsi merupakan besaran vektor, sehingga selain mempunyai besar, torsi

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

bidang benda. Arah τ 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,


commit to user

II - 21

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

negatif. Dalam menentukan arah torsi menggunakan kaidah alias aturan tangan

kanan.

Torsi τ mengikuti kaidah penjumlahan dan dapat ditinjau sebagai vektor

geser dengan garis kerja yang berhimpit dengan sumbu momen. Satuan dasar dari

momen dalam satuan SI adalah Newton-meter (N.m).

2.4.3 Usaha dan Energi

Keistimewaan dari normal gait adalah bagaimana energi disimpan dalam

jumlah yang optimal saat berjalan. Salah satu bentuk pola berjalan abnormal

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.

Work (usaha) merupakan kombinasi lain dari analisis kinematika dan

kinetika. Secara ilmiah work (usaha) terjadi ketika gaya bekerja pada suatu objek

sehingga objek bergerak dalam jarak tertentu. Sebuah gaya melakukan usaha

apabila benda yang dikenai gaya mengalami perpindahan. Secara matematis,

usaha yang dilakukan oleh gaya didefinisikan sebagai hasil kali perpindahan

dengan gaya yang searah dengan perpindahan.

W = F x s................................................................................................(2.4)

Gambar 2.22 Usaha oleh gaya konstan Sumber: Young dan Freedman, 2002

Pada gerak rotasi, kerja didefinisikan sebagai hasil kali antara torsi dengan

perpindahan sudut. Secara matematis dapat ditulis, sebagai berikut:

W = τ x θ.................................................................................................(2.5)


commit to user

II - 22

Hasil perkalian antara besar gaya (F) dan besar perpindahan (s) di atas merupakan

bentuk perkalian titik atau perkalian skalar, dimana work (usaha) tidak

mempunyai arah. Satuan usaha dalam Sistem Internasional (SI) adalah newton-

meter. Satuan newton-meter juga biasa disebut Joule (1 Joule = 1 N.m).

Saat tubuh bergerak dalam jarak tertentu sebagai hasil dari gaya eksternal

yang mengenai tubuh, tubuh dikatakan dikenai kerja. Besarnya kerja setara

dengan hasil perkalian gaya reaksi dan jarak perpindahan. Ketika gaya bekerja

pada tubuh namun tidak menimbulkan perpindahan gerak akibat adanya gaya

yang berlawanan arah dengan gaya ekternal, misal gaya gesek atau yang

disebabkan berat tubuh, tidak ada kerja mekanik yang berlaku dalam tubuh,

karena tubuh tidak berpindah dari posisi awal.

Ketika otot berkontraksi dan menghasilkan gerak pada segmen tubuh, otot

dikatakan bekerja terhadap segmen tubuh. Kerja mekanik yang terjadi dalam

tubuh dapat dikatagorikan sebagai kerja negatif maupun kerja positif, sesuai gaya

pada otot yang bereaksi pada tubuh. Ketika torsi pada otot dan arah gerak angular

pada joint dalam arah yang sama, kerja yang dilakukan otot dikatakan bernilai

posistif. Namun, bila torsi pada otot dan arah gerak angular pada joint dalam arah

yang berbeda, kerja yang dilakukan otot dikatakan bernilai negatif.

Secara umum, energi didefinisikan sebagai kapasitas untuk melakukan

kerja. Oleh karena itu, energi mekanik merupakan kapasitas untuk melakukan

kerja mekanik. Usaha dilakukan ketika energi dipindahkan dari satu benda ke

benda lain. Jumlah total energi pada sistem dan lingkungan bersifat kekal. Energi

tidak pernah hilang, tetapi hanya dapat berubah bentuk dari satu bentuk energi

menjadi bentuk energi lain. Energi mempunyai satuan yang sama dengan usaha

yaitu joule. 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 sehingga besarnya energi kinetik juga nol. Berikut persamaan matematis

energi kinetik dalam gerak translasi dan gerak rotasi (angular).

2

21 mvKEtranslasi = ...................................................................................(2.6)


commit to user

II - 23

2

21 ωIKErotasi = ......................................................................................(2.7)

dengan; KE = Energi kinetik (J)

m = Massa (kg)

v = Kecepatan (m/s)

I = Momen Inersia (kgm2)

ω = Kecepatan sudut (radian)

Bentuk yang lain dari energi adalah energi potensial, dimana merupakan energi

yang menyatakan posisi suatu obyek. Adapun persamaan matematis energi

potensial, sebagai berikut:

PE = mgh................................................................................................(2.8)

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 adanya

perubahan tinggi dari pusat massa, karena biasanya massa tubuh manusia

cenderung tetap. 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 strain energy (SE) atau energi

elastis.

2

21 kxSE = .............................................................................................(2.9)

dengan k merupakan konstanta elastis yang menunjukkan keelastisan bahan atau

kemampuan untuk menyimpan energi dan berdeformasi. Sedangkan x

menunjukkan besarnya deformasi yang terjadi otot.

Ketika bergerak tubuh memerlukan energi untuk melakukan perpindahan.

Energi mengalir dari satu segmen tubuh menuju segmen tubuhnya dan berubah

bentuk ketika menyimpan dan digunakan untuk menghasilkan gerak. Total

perpindahan energi dalam segmen tubuh terdapat pada persamaan :


commit to user

II - 24

Etotal = PE + KEtranslasi + KErotasi

22

21

21 ωImvmgh ++= ...............................................................(2.10)

2.4.4 Sintesis Pergerakan Manusia

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

gerak Lagrange. Lagrange (L) dari suatu sistem dikatakan sebagai perbedaan

antara jumlah energi kinetik yang terjadi dalam sistem dan jumlah energi potensial

dalam sistem (Winter, 1990).

L = KE - PE....................................................................................(2.11)

Bentuk umum teori lagrange tentang gerak menyajikan semua bentuk gaya dan

torsi yang muncul dalam sistem. Persamaan umum gerak Lagrange terdapat

dalam (2.12).

iii

QqL

qL

dtd

=∂∂

−∂∂

⋅&

..........................................................................(2.12)

dengan t menunjukkan waktu, q menunjukkan generalized coordinat dan Q

menunjukkan generalized force. Untuk setiap model persamaan, energi kinetik

dan energi potensial dikalkulasikan dengan menggunakan masing-masing

koordinat dan turunan dari berbagai rigid body yang diasumsikan sebagai pusat

massa.

2.5 PENELITIAN SEBELUMNYA

Primawati dan Wibowo (2010) melakukan penelitian mengenai kajian

biomekanika dan fisiologi pada pengguna prosthetic bawah lutut dengan

memperhatikan fungsi ankle joint. Kedua penelitian ini bertujuan untuk

mengetahui desain prosthetic bawah lutut endoskeletal terbaik dengan

menggunakan hasil pengukuran dari dua perspektif yang berbeda yakni

biomekanik dan fisiologis. Desain prosthetic bawah lutut yang dibahas pada

kedua penelitian ini ada tiga jenis yaitu prosthetic eksoskeletal, endoskeletal


commit to user

II - 25

impor dan endoskeletal model pengembangan, dimana fokus perbedaan ketiga

prosthetic tersebut terletak pada bagian ankle joint. Penelitian Primawati

menitikberatkan pada aspek fisiologis. Penelitian dilakukan dengan cara

mengukur % tingkat kelelahan, energi ekspenditur, kebutuhan kalori, dan VO2

max. Amputee berjalan normal sejauh 12 meter dan berjalan pada treadmill sejauh

100 meter menggunakan 3 desain prosthetic bergantian dengan tiga kecepatan

berbeda (1,2 km/jam; 1,6 km/jam; dan 2 km/jam). Sedangkan penelitian Wibowo

menitikberatkan pada kajian biomekanik dalam menganalisis jenis prosthetic yang

mampu memeberikan keseimbangan terbaik saat berjalan. Perhitungan gaya dan

momen dilakukan berdasarkan data yang telah dikumpulkan pada masing-masing

fase gerakan pada waktu pengguna prosthetic bawah lutut menggunakan masing-

masing model prosthetic secara bergantian. Perhitungan meliputi gaya dan

momen yang bekerja pada persendian hip, knee, dan ankle baik kaki normal

maupun kaki prosthetic. Berdasarkan kedua penelitian ini diperoleh hasil bahwa

desain prosthetic endoskeletal model pengembangan memiliki keseimbangan gaya

dan momen serta tingkat keluaran energi fisiologis yang lebih baik dari prosthetic

eksoskeletal maupun prosthetic endoskeletal import.

Farahmand, Rezaeian, Narimani, dan Dinan (2006) melakukan kajian

mengenai analisis kinematis dan dinamis terhadap gaya berjalan amputee atas

lutut. Tujuan dari penelitian ini adalah untuk mengukur dan menganalisis variabel

spatio-temporal dan kinematika. Karakteristik gait dari lima transfemoral

amputee dan lima subjek normal diukur dengan menggunakan videografi dan

force platform. Tubuh subjek dimodelkan pada bidang sagital 2D dibagi menjadi

8 segmen dan dianalisis dengan pendekatan kinematik dan dinamik. Momen hip

kaki amputee yang utuh lebih besar dari momen kaki normal (2,08 Nm/kg

dibanding 1,68 Nm/kg) dan momen lututnya juga (1,84 Nm/kg dibanding 1,14

Nm/kg). Sedangkan momen hip kaki teramputasi lebih rendah dari kaki normal

(0,97 Nm/kg dibanding 1,67Nm/kg). Hasilnya, terdapat perbedaan yang signifikan

antara subjek amputee dan subjek normal, tetapi perbedaan antara kaki yang utuh

dan kaki yang teramputasi tidak terlalu signifikan. Kinematik kaki utuh amputee

dan kaki orang normal hampir sama tetapi kaki yang teramputasi mempunyai

lebih banyak keterbatasan gerak angular.


commit to user

II - 26

Farber dan Jacobson (1995) melakukan kajian mengenai prosthetic atas

lutut dengan sistem energy recovery. Penelitian ini dilakukan pada 32 pasien yang

berumur 17-82 tahun. Sebelumnya, pasien mayoritas menggunakan prosthetic

dengan uniaxial knee, tiga pasien menggunakan 4-bar linkage, dan enam pasien

dipakaikan prosthetic baru dengan mekanisme 4-bar linkage. Hasil penelitian ini

didapatkan koefisien energy recovery meningkat 30% dibandingkan dengan above

knee prosthetic konvensional. Konsumsi energi menurun 35% selama berjalan

dengan prosthetic baru.

Above-knee prosthetic dengan energy storing didesain dengan

menambahkan komponen mechanical spring pada bagian knee joint atau sering

juga disebut energy storing prosthetic knee. Mechanical spring digunakan untuk

menyimpan tenaga pada saat kaki menekuk (flexion) yang diberikan oleh berat

tubuh pengguna lalu dilepaskan kembali agar knee joint dapat melakukan

extension dengan mudah dan cepat. Desain prosthetic dengan energy storing ini

memberikan respon untuk melakukan extension dengan cepat sehingga sangat

cocok digunakan pada amputee untuk melakukan aktivitas olahraga ekstrim,

misalnya panjat tebing dan bermain ski. Salah satu prosthetic energy storing yang

mempunyai desain dengan mechanical spring (coil-over spring) ini yaitu XT9

energy storing prosthetic knee yang diproduksi Symbiotechs USA.

Gambar 2.23 XT9 Energy storing prosthetic knee

Sumber: Symbiotechs USA, 2006


commit to user

III - 1

BAB III METODOLOGI PENELITIAN

Metodologi dalam penelitian kajian dynamic gait bagi pengguna prosthetic

atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar dijelaskan

pada gambar 3.1.

Latar belakang

Perumusan masalah

Penetapan tujuan danmanfaat penelitian

Studi literatur

Pemodelan energy storingmenggunakan persamaan Lagrange

Pengambilan data parameter yang diperlukan untuk perhitunganmenggunakan model pada 8 fase berjalan

Posisi sudut denganelectrogoniometer Rf

Kecepatan dan percepatandengan CVMob

Dimensi danmassa prosthetic

Parameter lain daripenurunan model

Perhitungan external work dan komponen-komponennya (torsi dan gayaeksternal) pada kaki normal dan kaki prosthetic menggunakan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar

Kesimpulan dan saran

Analisis dan interpretasi hasil komparasi keseimbangan tiap fase dan fase-faseyang berlawanan pada kaki normal dan kaki prosthetic menggunakan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar

Anthropometriamputee

Gambar 3.1 Metodologi penelitian


commit to user

III - 2

Pada gambar 3.1 telah dijelaskan langkah yang digunakan dalam penelitian.

Uraian penjelasan metodologi dijelaskan tahap demi tahap dalam sub bab di

bawah ini.

3.1 IDENTIFIKASI MASALAH DALAM PENELITIAN

Tahapan untuk mengidentifikasi permasalahan pada penelitian ini dijelaskan,

sebagai berikut:

1. Latar belakang.

Pada tahun 2010, Laboratorium Perencanan dan Perancangan Produk Jurusan

Teknik Industri Universitas Sebelas Maret Surakarta mengembangkan

prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2

bar. Energy storing prosthetic merupakan salah satu teknologi yang

menunjang fleksibilitas gerak amputee pengguna prosthetic endoskeletal.

Konsep energy storing dianalogikan sebagai sebuah pegas yang menyimpan

dan kemudian melepaskan energi. Gerakan pegas pada knee prosthetic

mengurangi jumlah kerja yang harus dilakukan otot kaki amputee akibat gaya

ayun ketika beraktifitas.

Pengguna prosthetic pada umumnya tidak dapat berjalan normal, sehingga

kajian dynamic gait sangat berperan dalam mengkaji apakah pola berjalan

pasien telah menyerupai pola berjalan normalnya. Melalui kajian dynamic

gait, akan diketahui sejauh mana prosthetic atas lutut endoskeletal dengan

konsep energy storing dapat mengakomodasi gerakan amputee saat berjalan

di bidang datar sehingga amputee dapat berjalan lebih mudah dan energi yang

dikeluarkan lebih kecil.

2. Perumusan masalah.

Permasalahan yang dirumuskan adalah bagaimana kemampuan prosthetic atas

lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar pada

aktivitas berjalan di bidang datar dengan kajian dynamic gait.

3. Tujuan dan manfaat penelitian.

Penelitian ini bertujuan mengetahui kemampuan prosthetic atas lutut

endoskeletal sistem energy storing knee dengan mekanisme 2 bar pada

aktivitas berjalan di bidang datar dengan kajian dynamic gait.


commit to user

III - 3

3.2 PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN 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. Penelitian dilakukan di Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan

Ergonomi Teknik Industri UNS. Adapun data yang diambil dari responden ada

dua yaitu data awal dan data utama penelitian. Data awal meliputi usia, tinggi,

berat badan dan pengukuran anthropometri responden. Data utama yaitu data

pengukuran sudut (q) pada ankle, knee, dan hip joint saat fase berjalan dalam satu

siklus gerakan.

3.2.1 Pemodelan Energy Storing menggunakan Persamaan gerak Lagrange.

Formulasi yang dibuat terdiri atas dua formulasi, yaitu formulasi external

work dan komponen-komponenya responden kaki normal dan kaki prosthetic

pada saat berjalan. Perbedaan signifikan kedua formulasi tersebut adalah adanya

penambahan energi potensial pegas pada prosthetic amputee.

Langkah-langkah pemodelan energy storing menggunakan persamaan

Lagrange, sebagai berikut:

1. Menentukan vektor perpindahan (displacement vector).

Menentukan displacement vector pada delapan titik kaki yaitu foot, center of

mass foot, ankle, center of mass shank, knee, center of mass thigh, hip, dan

center of mass upper body terhadap dimensi panjang bagian kaki dan sudut

yang terbentuk saat berjalan. Penentuan posisi displacement berdasar sumbu x

dan sumbu y, dan besar sudut yang terjadi merupakan turunan dari waktu.

2. Menghitung vektor kecepatan (velocity vector).

Perhitungan velocity vector hanya dilakukan pada empat titik yaitu center of

mass foot, center of mass shank, center of mass thigh, dan center of mass

upper body yang mempunyai kecepatan terhadap joint tubuh (ankle, knee, dan

hip). Untuk menghitung velocity vector dengan cara menurunkan displacement

vector dari titik yang dimaksudkan.

3. Merumuskan Lagrangian.

Energi yang dikeluarkan saat berjalan berupa kinetic energy dan potential

energy. Dari kedua energi tersebut rumus Lagrangian diperoleh dengan


commit to user

III - 4

melakukan pengurangan potential energy terhadap kinetic energy. Bentuk

umum persamaan gerak Lagrange yang terdapat dalam persamaan (2.11)

digunakan untuk mengetahui keseimbangan nilai energi dan torsi secara

dinamis 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 juga

persamaan (2.5). Perbedaan Lagrangian pada kaki normal dan kaki prosthetic

adalah adanya penambahan energi pegas pada perhitungannya.

4. Merumuskan external work.

Perumusan external work dengan menghitung seluruh hasil perkalian antara

torsi dan sudut yang terbentuk pada ankle, knee, dan hip joint. Besarnya work

keseluruhan dihitung menggunakan rumusan usaha baik pada gerak translasi

maupun rotasi dengan menggunakan persamaan (2.4) dan persamaan (2.5).

5. Menurunkan komponen external work (torsi dan gaya).

Komponen external work didapatkan dari hasil penurunan Lagrangian dan

external work. Hasil penurunan tersebut berupa besar torsi dan gaya yang

terjadi pada ankle, knee, dan hip joint. Perhitungan torsi dilakukan pada

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

3.2.2 Pengambilan Data Parameter

Data yang diperlukan persamaan gerak Lagrange untuk pengukuran tingkat

keseimbangan berjalan (equilibrium gait) pada pengguna prosthetic atas lutut

menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2

bar, yaitu:

1. Sudut gerakan (q) pada segmen tubuh di setiap fase gerakan.

Pengukuran sudut bertujuan untuk mengetahui sudut yang terbentuk pada

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

berjalan menggunakan prosthetic kaki atas lutut endoskeletal sistem energy

storing dengan mekanisme 2 bar. Sudut yang terbentuk dari masing-masing

segmen dicari 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 yang digunakan dalam eksperimen.


commit to user

III - 5

b. Pemasangan electrogoniometer Rf di tubuh pengguna prosthetic dilakukan

pada bagian ankle, knee, dan hip joint. Alat electrogoniometer Rf

tersambung pada sebuah komputer untuk menampilkan hasil pengukuran

sudut ankle, knee, dan hip joint pada kaki normal maupun kaki prosthetic.

Electrogoniometer yang digunakan ialah electrogoniometer rf digital yang

ditransfer melalui wireless dengan kecepatan transfer data 4800 bit per

detik.

c. Pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal dengan energy storing

melakukan kegiatan berjalan di bidang datar. Data pengukuran yang

ditampilkan dalam komputer.

(a) (b)

Gambar 3.2 (a) Electrogoniometer Rf, (b) Receiver Digital Sumber: Jurusan Teknik Industri, 2010 2. Kecepatan sudut dan percepatan sudut dengan CV Mob.

Merekam aktivitas berjalan responden amputee menggunakan video,

kemudian hasil rekaman aktifitas berjalan amputee dimasukkan dalam

software CVMob untuk menentukan velocity dan acceleration. Titik yang

digunakan untuk memperoleh kecepatan dan percepatan adalah center of mass

foot, ankle, center of mass shank, center of mass thigh, dan center of mass

upper body.

3. Pengukuran anthropometri pengguna prosthetic kaki atas lutut.

Pengambilan data anthropometri amputee pengguna prosthetic digunakan

untuk menghitung panjang segmen titik berat tubuh pengguna prosthetic.

Pertama 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


commit to user

III - 6

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. Pengukuran anthropometri tubuh amputee

menggunakan meteran dan berat badan menggunakan timbangan badan.

(a) (b)

Gambar 3.3 Alat ukur, (a) Meteran, (b) Timbangan badan Sumber : Jurusan Teknik Industri, 2010

Meteran yang digunakan adalah meteran kain dengan panjang maksimal

sebesar 2 m. Timbangan badan yang digunakan ialah timbangan digital

dengan beban maksimal 150 kg dan ketepatan pembacaan data sebesar 0.01

kg.

4. Pengukuran dimensi prosthetic endoskeletal sistem energy storing dengan

mekanisme 2 bar.

Unit penelitian adalah prosthetic atas lutut endoskeletal yang khusus

digunakan responden amputee. Pengukuran dilakukan untuk mengetahui

karakteristik prosthetic atas lutut endoskeletal dengan energy storing yang

ditinjau dari ukuran berat dan panjang prosthetic. Semua dimensi pada

rancangan prosthetic atas lutut endoskelatal dengan energy storing dicatat.

Pengukuran dimensi prosthetic dilakukan dengan menggunakan meteran, dan

berat prosthetic diukur dengan menggunakan force gauge.


commit to user

III - 7

Gambar 3.4 Force Gauge Sumber: Jurusan Teknik Industri, 2010

Force gauge yang digunakan dalam pengukuran dimensi prosthetic force

gauge digital dengan beban maksimal yang dapat diukur sebesar 500 N dan

dengan ketepatan pembacaan data sebesar 0,1 N.

5. Penentuan capture pada tiap phase dalam satu siklus gerakan.

Penentuan capture digunakan untuk membantu memodelkan manusia dalam

suatu sistem benda jamak yang tersusun dari free body diagrams 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 di bidang datar.

Gambar 3.5 Video kamera

Sumber: www.Panasonic.com, 2010

Capture diambil dari video eksperimen. Kamera video yang digunakan untuk

merekam eksperimen adalah Panasonic CCD (Camera Cencored Device)

Area Image Sensors For broadcast and business 11.0 mm (2/3 type) B/W

(Tree-plate type) 1952 x 1108 Interline Transfer system - HD (High

Definition) 290 mV 1,600 mV -125 dB WDIP032-G-0750C.

3.2.3 Perhitungan External Work dan Komponennya

Perhitungan external work dan komponennya (torsi dan gaya yang terjadi

pada hip, knee, dan ankle joint) dilakukan berdasarkan data yang telah

dikumpulkan pada masing-masing fase gerakan pada waktu amputee


commit to user

III - 8

menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2

bar. Secara umum, keseluruhan perhitungan dilakukan dengan menggunakan

model dinamis pergerakan manusia melalui bentuk umum persamaan gerak

Lagrange. Perhitungan torsi dilakukan pada persendian hip, knee, dan ankle baik

kaki normal maupun kaki prosthetic. Perhitungan energi dilakukan dengan

menggunakan persamaan lagrangian of motion, untuk mengetahui perbedaan

antara jumlah energi kinetik dan energi potensial dalam sistem. Melalui

persamaan Lagrange ini pula dihitung besarnya energi penyimpanan gas spring

pada bagian knee joint prosthetic. Pengukuran energy storing diambil dari seorang

responden pengguna prosthetic lutut berdasarkan sudut yang terbentuk saat

melakukan fase berjalan pada permukaan datar.

3.3 ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL

Pada tahap analisis dan interpretasi hasil penelitian dilakukan analisis

perbandingan antara kaki normal dengan kaki prosthetic endoskeletal sistem

energy storing. Keseimbangan nilai external work, torsi, gaya, dan energi pada

fase yang berlawanan pada kaki normal dan kaki prosthetic endoskeletal dengan

energy storing menjadi acuan keseimbangan berjalan (equilibrium gait) yang

menjadi tujuan utama dari penelitian ini.

3.4 KESIMPULAN DAN SARAN

Kesimpulan dan saran merupakan langkah akhir yang dilakukan dalam

penelitian tugas akhir ini. Kesimpulan yang diambil 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 prosthetic endoskeletal sistem

energy storing dengan mekanisme 2 bar yang diharapkan mampu menggantikan

fungsi bagian tubuh yang hilang.


commit to user

IV - 1

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Pada bab ini diuraikan proses pengumpulan dan pengolahan data

penelitian meliputi proses pengukuran anthropometri tubuh pengguna prosthetic

kaki atas lutut laki-laki dewasa, pengukuran dimensi prosthetic kaki atas lutut,

pengukuran sudut pada ankle, knee, dan hip joint saat fase berjalan dalam satu

siklus gerakan.

4.1 PENGUMPULAN DATA

Pengumpulan data meliputi proses pengukuran anthropometri dari

pengguna prosthetic kaki atas lutut, model prosthetic endoskeletal sistem energy

storing dengan mekanisme 2 bar, pengukuran dimensi prosthetic kaki atas lutut,

dan memodelkan fase gerakan berjalan dari pengguna prosthetic atas lutut pada

permukaan datar.

4.1.1 Data Pengguna Prosthetic Atas Lutut

Pemeriksaan pengguna prosthetic kaki atas lutut diperlukan untuk

mengetahui identitas pasien yang diteliti sebagai pengguna prosthetic kaki atas

lutut yaitu data anatomi tubuh. Di bawah ini adalah identitas dari pasien pengguna

prothese kaki atas lutut yang diteliti, yaitu:

Data diri, data riwayat amputasi, data anthropometri

Jenis kelamin : Laki-laki

Umur : 49 tahun

Tinggi badan : 164 cm

Berat prosthetic : 4,014 kg

Riwayat amputasi : Kecelakaan lalu lintas tahun 1985

Kaki amputasi : Kaki kanan atas lutut dengan panjang stump kaki 37 cm

Jenis prosthetic : Atas lutut model eksoskeletal

Berat badan : 67,5 kg (tanpa prosthetic)

Tabel 4.1 merupakan hasil pengukuran data antropometri pengguna

prosthetic kaki atas lutut amputee.


commit to user

IV - 2

Tabel 4.1 Anthropometri pengguna prosthetic kaki atas lutut

Body Body weight (without prosthetic) 67.5 kg Amputee height 164 cm Head length 20 cm Neck length 10 cm Torso or body length 55 cm Upper arm length 31 cm Lower arm length 26 cm Hand length 18 cm Pelvis circumference 100 cm Tronchanter ke anterior midline circumference

66 cm

Thigh Ischial tuberosity (SB saat berdiri) 58 cm Thight length 50 cm Stump length 37 cm

Knee Knee width (sitting) 10 cm Top of knee (sitting) 52 cm

Shank Tibial plateau (KB saat berdiri) 41 cm Calf circumference 36 cm Calf circumference length 32 cm Shank length 40 cm

Foot Ankle circumference 25 cm Ankle circumference length 9 cm Foot width 25 cm Shoe size 42

Selanjutnya data tersebut diperlukan untuk menentukan panjang segmen

titik berat, persebaran massa bagian tubuh, dan momen inersia yang terjadi pada

pergerakan pasien pengguna prosthetic kaki atas lutut.


commit to user

IV - 3

4.1.2 Model Prosthetic Atas Lutut menggunakan Prosthetic Endoskeletal Sistem Energy Storing dengan Mekanisme 2 bar

Desain prosthetic yang diukur dalam penelitian ini yaitu desain prosthetic

atas lutut menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy storing dengan

mekanisme 2 bar dengan ankle joint sistem double axis, yaitu:

1. Prosthetic atas lutut menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy

storing dengan mekanisme 2 bar.

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 aktivitas

sehari-hari. Gerakan pegas yang terdapat pada knee prosthetic inilah yang akan

mengurangi jumlah kerja yang harus dilakukan otot kaki amputee akibat gaya

ayun ketika beraktivitas. 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 bidang. Selain itu, teknologi ini memberikan stabilitas

dalam berbagai kegiatan olahraga.

Prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2

bar merupakan jenis prosthetic atas lutut yang dikembangkan Laboratorium

Perencanan dan Perancangan Produk Jurusan Teknik Industri Universitas

Sebelas Maret Surakarta (2010), dengan adanya penambahan gas spring pada

bagian knee joint sebagai komponen penyimpan energi pada kaki prosthetic.

Prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2 bar

dirancang untuk aktivitas keseharian, dalam mengakomodasi kemampuan

amputee untuk melintasi daerah dengan permukaan yang tidak rata, berbeda

ketinggian serta mampu memberikan stabilitas untuk berjalan di berbagai

permukaan bidang. Desain prosthetic ini memperbaiki tingkat kestabilan

berjalan pada swing phase, yang tidak dimiliki above knee prosthetic

konvensional.

Cara kerja energy storing prosthetic knee menganalogikan sebagai sebuah

spring yang menggantikan fungsi otot hamstring dan quadriceps yang berada

di sepanjang thigh (paha) sampai knee (lutut). Ketika meregang dan mengendur


commit to user

IV - 4

spring dalam knee prosthetic menyimpan kemudian melepaskan energi

potensial elastis, dimana mekanisme pergerakan joint dibantu oleh 2 buah link

(penghubung). Tipe knee joint pada prosthetic ini memberikan gerakan pada

spring yang menghasilkan energy storing bagi pengguna. Energi diserap dari

tekanan shank kemudian dilepaskan melalui ayunan leg sehingga dapat

mengurangi jumlah kerja yang harus dilakukan otot kaki amputee ketika

beraktivitas. Komponen penyusun knee joint pada energy storing prosthetic

knee secara lebih lanjut digambarkan pada gambar 4.1.

Gambar 4.1 Prosthetic sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar Sumber: Laboratorium Perencanan dan Perancangan Produk Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret Surakarta, 2010

Tabel 4.2 Komponen-komponen prosthetic endoskeletal sistem energy

storing dengan mekanisme 2 bar

item no nama jumlah1 Joint Atas 12 Adapter Bawah 13 As Atas 14 B27.7M - 3CM1-11 25 Gas Spring 16 As Gas Spring (bawah) 17 B27.7M - 3CM1-11 28 Patella 19 B18.6.7M-M6x1.0x20 Type I Cross Recessed FHMS--20N 1010 As Gas Spring (atas) 111 B18.3.1M-5x0.8x12 Hex SHCS -- 12NHX 212 Body 113 Bushing 2

Sumber: Laboratorium Perencanan dan Perancangan Produk Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret Surakarta, 2010


commit to user

IV - 5

Spring merupakan komponen utama dalam energy storing prosthetic knee

dan berfungsi sebagai energy storing bagi amputee. Pada prosthetic

endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2 bar, jenis

spring yang digunakan adalah gas spring. Gas spring digunakan untuk

menyimpan energi yang diberikan oleh berat tubuh amputee, lalu dilepaskan

kembali agar knee joint dapat melakukan respon extension dengan mudah dan

cepat. Penggunaan gas spring pada energy storing prosthetic knee diharapkan

memungkinkan amputee pengguna above-knee prosthetic dapat menggunakan

prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2 bar

untuk aktivitas sehari-hari dengan respon extension yang lebih lembut sehingga

membuat amputee lebih nyaman saat berjalan, kecepatan ayunnya lebih baik,

selain itu konsumsi energi yang dibutuhkan akan berkurang.

Gambar 4.2 Gas spring

Model prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee

mekanisme 2 bar yang digunakan dalam penelitian secara keseluruhan terdiri

dari bagian komponen socket, socket adaptor, knee adaptor, rotary knee,

energy storing knee, pylon shank, ankle joint double axis dan SACH foot,

seperti pada gambar 4.3.


commit to user

IV - 6

Gambar 4.3 Amputee menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy

storing prosthetic knee mekanisme 2 bar

2. Pengukuran Dimensi Prosthetic Atas Lutut menggunakan Prosthetic Endoskeletal sistem Energy Storing dengan Mekanisme 2 bar.

Data pengukuran dimensi prosthetic kaki atas lutut tipe endoskeletal

model energy storing prosthetic knee yang digunakan dalam pengujian.

Tabel 4.3 Dimensi prosthetic kaki atas lutut sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar

No. Keterangan Dimensi 1. Total prosthetic weight 4,014 kg

a. Prosthetic thigh weight 1,427 kg b. Prosthetic shank weight 1,550 kg c. Prosthetic foot weight 0,992 kg

2. Total prosthetic force 40,14 N 3. Total prosthetic height 82,7 cm

a. Prosthetic thigh height 42,0 cm b. Prosthetic shank height 40,7 cm d. Foot width 25,0 cm

4.1.3 Siklus Berjalan Amputee pada Permukaan Datar

Fase gerakan yang diamati dalam penelitian aktivitas berjalan amputee

pengguna energy storing prosthetic knee terdiri dari delapan fase gerakan yaitu

initial contact, loading response, mid stance, terminal stance, pre swing, initial

swing, mid swing dan terminal swing. Dokumentasi aktivitas gerakan berjalan

socket

energy

storing

knee

SACH foot

ankle joint


commit to user

IV - 7

amputee dengan prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee

mekanisme 2 bar dilakukan di Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan

Ergonomi. Pengambilan capture dilakukan untuk menetapkan fase gerakan dalam

satu siklus berjalan pada bidang miring, berdasarkan dokumentasi video penelitian

Hasil capture untuk fase berjalan amputee dapat dilihat pada gambar 4.5.

phase 1 phase 2 phase 3 phase 4

phase 5 phase 6 phase 7 phase 8

Gambar 4.5 Fase berjalan dari pengguna prosthetic atas lutut

Gambar 4.5 memperlihatkan delapan fase gerakan berjalan amputee di

oermukaan datar. Kekuatan dan keseimbangan kaki saat melangkah diperlukan

untuk menjaga tubuh agar tidak jatuh saat berjalan.

Berdasarkan capture hasil penelitian berjalan amputee di permukaan datar,

selanjutnya dilakukan dilakukan pemodelan gerak Lagrange. Link segment model

digunakan dalam memformulasikan Lagrange berdasarkan representasi capture

gerakan berjalan yang memberikan uraian berbagai variabel fisik (gaya, torsi,

massa tubuh) yang muncul dalam aktivitas berjalan amputee.

4.2 PEMODELAN PROSTHETIC ENDOSKELETAL SISTEM ENERGY STORING MENGGUNAKAN PERSAMAAN GERAK LAGRANGE

Berkaitan dengan waktu, gait cycle pada setiap fase memiliki persentase

waktu tertentu. Vaughan (1999), menganalogikan siklus cara orang berjalan

dengan gerak putar roda. Dengan menggambar siklus pola gerakan roda tersebut,


commit to user

IV - 8

maka titik awal roda akan berputar berulang-ulang, langkah demi langkah. Dalam

persentase waktu siklus berjalan, 60% dilakukan pada periode berdiri (stance) dan

40% pada periode berayun (swing).

Perilaku dinamik dirumuskan melalui persamaan gerak Lagrange.

Lagrange (L) dari suatu sistem dikatakan sebagai perbedaan antara jumlah energi

kinetik yang terjadi dalam sistem dan jumlah energi potensial dalam sistem.

Pemodelan dari sistem dinamik tersebut dinotasikan, sebagai berikut:

1 xq = gerak yang terjadi antara ankle fase sebelumnya dengan ankle pada

fase yang terjadi saat ini terhadap sumbu x

1 yq = gerak yang terjadi antara ankle fase sebelumnya dengan ankle pada

fase yang terjadi saat ini terhadap sumbu y

q = sudut yang terbentuk antara foot dengan landasan (derajat)

2q = sudut yang terbentuk antar ankle fase sebelumnya dan fase saat itu

(derajat)

2q = sudut yang terbentuk antara foot dengan shank (derajat)

3q = sudut yang terbentuk antara shank dengan thigh (derajat)

4q = sudut yang terbentuk antara thigh dan body (derajat)

1m = massa foot (kg)

2m = massa shank (kg)

3m = massa thigh (kg)

4m = massa upper body (kg)

1T = torsi yang terjadi pada antara foot dengan shank (Nm)

2T = torsi yang terjadi pada shank dengan thigh (Nm)

3T = torsi yang terjadi pada thigh dengan body (Nm)

F = gaya yang terjadi pada hip (N)

1r = panjang titik ankle sampai titik center of mass foot (m)

1l = panjang titik ankle sampai titik ujung foot (m)

2r = panjang titik ankle sampai titik center of mass shank (m)

2l = panjang titik ankle sampai titik knee (m)


commit to user

IV - 9

3r = panjang titik knee sampai titik center of mass thigh (m)

3l = panjang titik knee sampai titik hip (m)

4r = panjang titik hip sampai titik center of mass upper body (m)

g = gaya gravitasi (m/s2)

q& = fungsi kecepatan center of mass foot terhadap foot (m/s)

1 xq& = fungsi kecepatan titik GRS ke ankle terhadap sumbu x (m/s)

1 yq& = fungsi kecepatan titik GRS ke ankle terhadap sumbu y (m/s)

2q& = fungsi kecepatan center of mass shank terhadap ankle (m/s)

3q& = fungsi kecepatan center of mass thigh terhadap knee (m/s)

4q& = fungsi kecepatan center of mass body terhadap hip (m/s)

1xq&& = fungsi percepatan titik GRS ke ankle terhadap sumbu x (m/s2)

1yq&& = fungsi percepatan titik GRS ke ankle terhadap sumbu y (m/s2)

q&& = fungsi percepatan center of mass foot terhadap foot (m/s2)

2q&& = fungsi percepatan center of mass shank terhadap ankle (m/s2)

3q&& = fungsi percepatan center of mass thigh terhadap knee (m/s2)

4q&& = fungsi percepatan center of mass body terhadap hip (m/s2)

kθ = koefisien pegas

K E = energi kinetik (J)

PE = energi potensial (J)

pegasE = energi pegas (J)

w = kerja (Nm)

Pemodelan delapan fase gerakan berjalan pada permukaan datar

menggunakan persamaan gerak Lagrange untuk memperoleh nilai external work

dan komponennya (force dan torsi).

1. Fase 1 : Initial Contact/Heel Strike (HS)

Awal dari cara siklus berjalan adalah koneksi awal (initial contact/heel

strike). Sesaat kaki mengenai landasan, ankle berada dalam posisi normal, dan

lutut dalam keadaan tertutup atau kaki lurus. Calcaneous merupakan tulang

pertama yang menyentuh landasan. Kaki prosthetic sebelah kanan (merah)


commit to user

IV - 10

sebagai heel strike, sedangkan kaki normal sebelah kiri (biru) berada pada fase

terminal stance/heel off (HO).

Gambar 4.6 Fase initial contact Sumber: Swilling, 2005

Bagian anggota gerak bawah dalam posisi ini menjaga stabilisasi awal

dalam periode berdiri. Sesaat kaki mengenai landasan, bagian hip bergerak flexion

sebesar 25°, ankle bergerak dorsiflexion sejauh 0°-10° menuju posisi normal, dan

lutut dalam keadaan flexion di bawah center of mass sejauh 0°-15°. Pada posisi

initial contact bagian trunk berputar, bahu kiri dan sisi kanan pelvis bergerak

menjauh ke sisi depan meninggalkan lengan kiri yang berayun ke belakang.

Ketika posisi initial contact rata-rata siku flexion sebesar 8° dan bahu flexion

sebesar 45° (Whittle, 2007). Pemodelan energy storing fase initial contact

dilakukan pada dua kaki, yaitu:

a. Kaki prosthetic.

Free body diagram fase initial contact pada kaki prosthetic yang

menggambarkan titik-titik pada joint maupun link kaki.


commit to user

IV - 11

Gambar 4.7 Free body diagram kaki prostethic fase initial contact

Langkah-langkah pemodelan gerak Lagrange (Winter, 1990):

1) Vektor perpindahan.

Vektor perpindahan dari delapan titik yaitu foot (disp b), center of mass

foot (disp a), ankle (disp 1), center of mass shank (disp 2), knee (disp 3),

center of mass thigh (disp 4), hip (disp 5), dan center of mass upper body

(disp 6) pada kaki prosthetic saat fase initial contact. Acuan yang

digunakan dalam proyeksi ini adalah Global Reference System (GRS) pada

ankle. Penentuan posisi displacement berdasar sumbu x dan sumbu y, dan

besar sudut yang terjadi merupakan turunan dari waktu.

disp(a) = [q1x(t) + r1 cos (q(t)), 0]

disp(b) = [q1x(t) + l1 cos (q(t)), q1y(t) + l1 sin (q(t))]

disp(1) = [q1x(t), q1y(t)]

disp(2) = [q1x(t) - r2 cos (π-q2(t)), q1y(t) + r2 sin (π-q2(t))]

disp(3) = [q1x(t) - l2 cos (π-q2(t)), q1y(t) + l2 sin (π-q2(t))]

disp(4) = [q1x(t) - l2 cos (π-q2(t)) - r3 cos (π-q3(t)), q1y(t) + l2 sin (π-q2(t)) + r3 sin

(π-q3(t))]

disp(5) = [q1x(t) - l2 cos (π-q2(t)) - l3 cos (π-q3(t)), q1y(t) + l2 sin (π-q2(t)) + l3 sin

(π-q3(t))]

disp(6) = [q1x(t) - l2 cos (π-q2(t)) - l3 cos (π-q3(t)), q1y(t) + l2 sin (π-q2(t)) + l3 sin

(π-q3(t)) + r4 sin (q4(t))]


commit to user

IV - 12

2) Vektor kecepatan untuk titik yang dipilih.

Vektor kecepatan dihitung pada empat titik yaitu center of mass foot (vello

a), center of mass shank (vello 2), center of mass thigh (vello 4), dan

center of mass upper body (vello 6) yang mempunyai kecepatan terhadap

joint tubuh (ankle, knee, dan hip) pada kaki prosthetic saat fase initial

contact. Kecepatan diperoleh dari penurunan displacement terhadap fungsi

waktu.

[ ]0,sin)( 11 (q(t)(t)qr(t)qavelo x && −=

[ ](t)(q(t)qr(t)q(t)(q(t)qr(t)qvelo yx 22212221 cos,sin)2( &&&& −−=

⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡−−−−

=(t)(q(t)qr(t)(q(t)ql(t)q

(t)(q(t)qr(t)(q(t)ql(t)qvelo

y

x

3332221

3332221

coscos,sinsin

)4(&&&

&&&

⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡+++

−−=

(t)(q(t)qr(t)(q(t)ql(t)(q(t)ql(t)q(t)(q(t)ql(t)(q(t)ql(t)q

veloy

x

4443332221

3332221

coscoscos,sinsin

)6(&&&&

&&&

3) Lagrangian L = KE – PE – Epegas.

Lagrangian diperoleh dengan melakukan pengurangan potential energy

terhadap kinetic energy dan penambahan energi pegas pada kaki prosthetic

saat fase initial contact.

Perumusan Lagrangian dapat dijabarkan, sebagai berikut:

KE=½ m1(va)2+ ½ m2(v2)2+½m3(v4)2+½m4(v6)2+½ I1(q)2+ ½ I2(q2)2+½ I3(q3)2

+½ I4(q4)2

EP=½ m1*g(ha)2+ ½ m2*g (h2)2+½ m3*g (h4)2+½ m4*g (h6)2

E pegas=½ (q3- q2)

Dari penjabaran rumus diperoleh hasil akhir perhitungan gerak

Lagrangian.

( )

2))()(())(sin( )(sin())(sin()((

))(sin())(sin()(())(sin()((

))(sin()((2222

sincoscos sin

sin sin21 coscos

sin sin21cos

sin 21sin

21

223

44332214

3322132212

111

244

233

222

21

24443332221

2444

3332221422

3332221

233322213

2222

12

222122

111

tqtqktqrtqltqltqgm

tqrtqltqgmtqrtqgm

tqrtqgm(t)qI(t)qI(t)qI(t)qI

))(t)q(t))(qr(t)q(t))(ql(t)q(t)(ql(t)q((t)q(t))(qr

(t)q(t))(ql(t)q(t))(ql(t)q(((m))(t))q(t))(qr(t)q(t)(ql(t)q(

(t)q(t))(qr(t)q(t))(ql(t)q((m))(t))q(t)(qr

(t)q(t)q(t))(qr(t)q(((m(t))q(q(t))r(t)q(((mL

y

yy

y

y

xy

x

yxx

−−+++−

+++−+−−

+−−+++++

+++−++

−−++++

−−++

+−+−=

θ

&&&&

&&&&&

&&&&&&

&&&&

&&&&&

………… (4.1)


commit to user

IV - 13

4) External work.

Perumusan external work dengan menghitung seluruh hasil perkalian

antara torsi dan sudut yang terbentuk pada ankle, knee, dan hip joint pada

kaki prosthetic saat fase initial contact.

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

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

sinsincoscos21

3322133221

34323221

tqltqltqFtqltqltqF

tqtqTtqtqTtqtqTw

yx yx ++++++

−+−+⎟⎠⎞

⎜⎝⎛ −−= π

5) Komponen external work.



terjadi pada ankle, knee, dan hip joint pada kaki prosthetic saat fase initial

contact.

Hasil komponen torsi pada foot dapat diperoleh dari penurunan external

work dan penurunan Lagrangian terhadap (q), sehingga diperoleh hasil

nilai T1 pada (4.3).

)cos()()sin()()()(1 11111112

11 qrtqmqrtqmtqItqrmT yx &&&&&&&& +−+=−

Hasil komponen gaya terhadap sumbu x dapat diperoleh dari penurunan

external work dan penurunan Lagrangian terhadap (q1x), sehingga

diperoleh hasil nilai Fx pada (4.4)

)()())(sin( )())(cos()())(sin()())(cos()(

))(cos()())(sin()())(cos()())(sin(

)())(cos()())(sin()())(cos(

)())(sin()())(cos()()()(

113333

233332222

22222

1144442

444433

342

333422242

2224

22232

2223141312

tqmtqtqrmtqtqrmtqtqrmtqtqrmtq

tqrmtqtqrmtqtqrmtqtq

lmtqtqlmtqtqlmtqtqlm

tqtqlmtqtqlmtqmtqmtqmF

x

xxxx

&&&&

&&&&&&

&&&&&

&&&&

&&&&&&&&&

+−−−−

−++

−−−

−−++=

Hasil komponen gaya terhadap sumbu y dapat diperoleh dari penurunan

external work dan penurunan Lagrangian terhadap (q1y), sehingga

diperoleh hasil nilai Fy pada (4.5).

...(4.2)

………….(4.3)

……………………………..…....( 4.4)


commit to user

IV - 14

gmgmgmgmtqtqrmtqtqrmtqtq

rmtqtqrmtqtqsrmtqtq

lmtqtqlmtqtqlmtqtq

lmtqtqrmtqtqrmtqtq

lmtqtqlmtqmtqmtqmtqmF yyyyy

12

3422222

2222

1144442

444433

342

333422242

22

2433332

333322

232

222314131211

)())(cos(-)())(sin()())(cos(

)())(cos()())((in)())((cos

)())(sin()())(cos( )())(sin(

)())(cos()())(sin( )())(sin(

)())(cos()()()()(

−−−−+

+−+

−+−

+−+

−++++=

&&&&&

&&&&&

&&&&

&&&&&

&&&&&&&&&

Hasil komponen torsi pada knee dapat diperoleh dari penurunan external

work dan penurunan Lagrangian terhadap (q2), sehingga diperoleh (4.6).

)())(cos())(cos( ))()(cos()())()(cos()(

))()(cos()())(cos()())(sin( )( ))(cos()())(sin()())(cos()( ))(sin(

)())()(sin()()())()(sin()( )())()(sin()()()())()(( ))()(sin()())()())(()(sin()(

))()())(()(sin()()()(

)())(()())(cos())(sin(

32242

23424424323324

32332322122212

2214221422132

21342442243233

224323323232242

42442432323324

3232332322

2322

22

22

242222222221

tqktqglmtqglmtqtqtqrlmtqtqtqllm

tqtqtqrlmtqltqmtqrtqmtqltqmtqltqmtqltqmtq

ltqmtqtqtqrtqlmtqtqtqltqlmtqtqtqrtqrlmtqItqtqtqtqtqrlmtqtqtqtqtqllm

tqtqtqtqtqrlmtqlmtqrm

tqlmtqosgrmtqktqlFtqlFTT

yx

yxy

x

yx

θ

θ

−++++−+

−+−−

−−−−−+−+−+++

+−−−−−−−++

++=+−−

&&&&

&&&&&&

&&&&&&

&&&&&

&&&&&&&

&&&&

&&&&&&&

&&



))()(cos()( ))()(cos()())()(cos()())()(sin(

)())()(sin()()())(cos( ))(cos())()())(()(sin()())()((

))()()(()()()(cos()(

))(sin()())(sin()( ))(cos()()(

))()(sin()()())(cos())(sin(

323224

32322343443432

332243233223334

3333232322343

43443432

332

343314

33143313331332

33

4344334333332

tqtqltqlmtqtqrtqlmtqtqtqrlmtqtq

qltqlmtqtqtqrtqlmtqglmtqgrmtqtqtqtqrtqlmtqtq

tqtqtqrlmtqItqlmtqltqm

tqltqmtqrtqmtqrtqmtqrm

tqtqtqrtqlmtqlFtqlFTT

y

xxy

yx

−+−+−+−

−−−++−−−−

−−+++

−−+

+−=+−−

&&

&&&&

&&&&

&&&&&

&&&&&&&

&&&&&&&&

&&

Dari (4.6) dan (4.7) disubstitusi untuk mendapat nilai T2.

Hasil komponen torsi pada hip dapat diperoleh dari penurunan external

work dan penurunan Lagrangian terhadap (q4), sehingga diperoleh hasil


))(cos())( )(sin()()())()(sin()()()(

)())(cos()())(4)())(()(sin(

)())()(cos()())()())(()(sin( )())()(cos()())(sin()(3

4444

344334424422444

42

4444143434

3344343344242

42244242244414

tqgrmtqtqtqrtqlmtqtqtqrtqlmtqI

tqrmtqrtqmtqtqtqtqr

tqlmtqtqrtqlmtqtqtqtqrtqlmtqtqrtqlmtqrtqmT

y

x

+−−−−

+++−−

−−+−−−−+−=

&&&&

&&&&&&

&&

&&&&

..........................................................................( 4.5)

…………………………………... (4.7)

……………….........................(4.6)

………………………………………..(4.8)


commit to user

IV - 15

b. Kaki normal.

Free body diagram fase initial contact pada kaki normal yang

menggambarkan titik-titik pada joint maupun link kaki.

Gambar 4.8 Free body diagram kaki normal fase initial contact

Langkah-langkah pemodelan gerak Lagrange (Winter,1990):

1) Vektor perpindahan.

Vektor perpindahan dari delapan titik yaitu foot (disp b), center of mass

foot (disp a), ankle (disp 1), center of mass shank (disp 2), knee (disp 3),

center of mass thigh (disp 4), hip (disp 5), dan center of mass upper body

(disp 6) pada kaki normal saat fase initial contact. Acuan yang digunakan

dalam proyeksi ini adalah Global Reference System (GRS) pada ankle.

Penentuan posisi displacement berdasar sumbu x dan sumbu y, dan besar

sudut yang terjadi merupakan turunan dari waktu.

disp(a) = [q1x(t) + r1 cos (q(t)), q1y(t) + r1 sin (q(t))]

disp(b) = [q1x (t) + l1 cos (q(t)), 0]

disp(1) = [q1x(t), q1y(t)]

disp(2) = [q1x(t) + r2 cos (q2(t)), q1y(t) + r2 sin (q2(t))]

disp(3) = [q1x (t) + l2 cos (q2(t)), q1y(t) + l2 sin (q2(t))]

disp(4) = [q1x(t) + l2 cos (q2(t)) + r3 cos (q3(t)), q1y + l2 sin (q2(t)) + r3 sin (q3(t))]

disp(5) = [q1x(t) + l2 cos (q2(t)) + l3 cos (q3(t)), q1y + l2 sin (q2(t)) + l3 sin (q3(t))]

disp(6) = [q1x(t) +l2 cos (q2(t))+ l3 cos (q3(t)), q1y(t) + l2 sin (q2(t)) + l3 sin (q3(t))

+ r4sin (q4(t))]


commit to user

IV - 16

2) Vektor kecepatan untuk titik yang dipilih.

Vektor kecepatan dihitung pada empat titik yaitu center of mass foot (vello

a), center of mass shank (vello 2), center of mass thigh (vello 4), dan

center of mass upper body (vello 6) yang mempunyai kecepatan terhadap

joint tubuh (ankle, knee, dan hip) pada kaki normal saat fase initial

contact. Kecepatan diperoleh dari penurunan displacement terhadap fungsi

waktu.

[ ](q(t)(t)qr(t)q(q(t)(t)qr(t)qavelo yx cos,sin)( 1111 &&&& −−=

[ ](t)(q(t)qr(t)q(t)(q(t)qr(t)qvelo yx 22212221 cos,sin)2( &&&& +−=

⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡+++−

=(t)(q(t)qr(t)(q(t)ql(t)q

(t)(q(t)qr(t)(q(t)ql(t)qvelo

y

x

3332221

3332221

coscos,sinsin

)4(&&&

&&&

⎥⎦

⎤⎢⎣

⎡+++

−−=

(t)(q(t)qr(t)(q(t)ql(t)(q(t)ql(t)q(t)(q(t)ql(t)(q(t)ql(t)q

veloy

x

4443332221

3332221

coscoscos,sinsin

)6(&&&&

&&&

3) Lagrangian L = KE – PE.

Lagrangian diperoleh dengan melakukan pengurangan potential energy

terhadap kinetic pada kaki normal saat fase initial contact.

Perumusan Lagrangian dapat dijabarkan sebagai berikut:

KE=½ m1(va)2+ ½ m2(v2)2+½m3(v4)2+½m4(v6)2+½ I1(q)2+ ½ I2(q2)2+½ I3(q3)2

+½ I4(q4)2

EP=½ m1*g(ha)2+ ½ m2*g (h2)2+½ m3*g (h4)2+½ m4*g (h6)2

Dari penjabaran rumus diperoleh hasil akhir perhitungan gerak

Lagrangian.

))(sin( )(sin())(sin()((

))(sin())(sin()(())(sin()((

))(sin()((2222

sincoscos

sinsin sin21

coscos sin

sin21cossin

21cossin

21

44332214

3322132212

111

244

233

222

21

24443332221

24

44333222142

3

33222133322

2132

22212

222

122

112

111

tqrtqltqltqgm

tqrtqltqgmtqrtqgm

tqrtqgm(t)qI(t)qI(t)qI(t)qI

))(t)q(t))(qr(t)q(t))(ql(t)q(t)(ql(t)q((t)q

(t))(qr(t)q(t))(ql(t)q(t))(ql(t)q(((m))(t))q

(t))(qr(t)q(t)(ql(t)q((t)q(t))(qr(t)q(t))(q

l(t)q(((m))(t))q(t)(qr(t)q(t)q(t))(qr

(t)q(((m))(t)q(q(t)r(t)q((t))q(q(t))rq(((mL

y

yy

y

y

x

y

xy

xyx

+++−

+++−+−−

+−−++++

++++−+

+−−+

++−+−

−++−+

−+−−+−=

&&&&

&&&&&

&&&&

&&&&

&&&&

&&&&

……………..(4.9)


commit to user

IV - 17

4) External work.

Perumusan external work dengan menghitung seluruh hasil perkalian

antara torsi dan sudut yang terbentuk pada ankle, knee, dan hip joint pada

kaki normal saat fase initial contact.

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

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

sinsincoscos21

3322133221

34323221

tqltqltqFtqltqltqF

tqtqTtqtqTtqtqTw

yx yx ++++++

−+−+⎟⎠⎞

⎜⎝⎛ −−= π

5) Komponen external work



terjadi pada ankle, knee, dan hip joint pada kaki prosthetic saat fase initial

contact.

Hasil komponen torsi pada foot dapat diperoleh dari penurunan external

work dan penurunan Lagrangian terhadap (q), sehingga diperoleh hasil


)cos()()sin()()()(1 11111112

11 qrtqmqrtqmtqItqrmT yx &&&&&&&& +−+=−

Hasil komponen gaya terhadap sumbu x dapat diperoleh dari penurunan

external work dan penurunan Lagrangian terhadap (q1x), sehingga

diperoleh hasil nilai Fx pada (4.12).

)()()()( )())(sin()())(cos()())(sin(

)())(cos()())(sin()())(cos(

)())(sin()())(sin()())(cos( )())(sin()())(sin()())(cos(

11141312

22232

22233333

23333

22224

22224

333444442

4444

1122222

2222

tqmtqmtqmtqmtqtqlmtqtqlmtqtqrm

tqtqrmtqtqlmtqtqlm

tqtqlmtqtqrmtqtqrmtqtqrmtqtqrmtqtqrmFx

xxxx &&&&&&&&

&&&&&

&&&&

&&&&

&&&&&

++++−−

−−−

−−+

+−−−=

Hasil komponen gaya terhadap sumbu y dapat diperoleh dari penurunan

external work dan penurunan Lagrangian terhadap (q1y), sehingga

diperoleh hasil nilai Fy pada (4.13).

gmgmgmgmtqmtqmtqmtqmtqtq

lmtqtqlmtqtqrmtqtq

rmtqtqlmtqtqinlmtqtq

lmtqtqlmtqtqrmtqtqsrmtqtqrmtqtqrmtqtqrmFy

yyyy

12

341413121122

232

222333332

33

3322242

222433

342

333444442

4444

1122222

2222

)()()()( )())(sin(

)())(cos()())(cos()())(sin(

)())(cos( )())((s)())((cos

)())(sin()())(cos()())((in )())(cos()())(cos()())(sin(

−−

−−++++−+−

+−+

−+−

++−=−

&&&&&&&&&&

&&&&

&&&&&

&&&&

&&&&&

….(4.10)

……….(4.11)

…..…………………..(4.12)

…..………………………………...…………..(4.13)


commit to user

IV - 18




))(cos())(cos( ))()(cos()())()(cos()(

))()(cos()())(cos()())(sin()(

))(cos()())(sin()())(cos()( ))(sin( )())()(sin()()())()(sin()(

)())()(sin()()())()(( ))()(sin()())()())(()(sin()(

))()())(()(sin()()()(

)())(()())(cos())(sin(

2242

23424424323324

32332322122212

2214221422132

21342442243233

2243233232342

42442432323324

3232332322

2322

22

22

2422222222221

tqglmtqglmtqtqtqrlmtqtqtqllm

tqtqtqrlmtqltqmtqrtqm

tqltqmtqltqmtqltqmtqltqmtqtqtqrtqlmtqtqtql

tqlmtqtqtqrtqrlmtqtqtqtqtqrlmtqtqtqtqtqllm

tqtqtqtqtqrlmtqlmtqrm

tqlmtqosgrmtqItqlFtqlFTT

yx

yxy

x

yx

++++−+

−+−−

−−−−−+−

+−+++−−−−

−−−++

++=+−−

&&&&

&&&&&&

&&&&&&

&&&&&

&&&&&

&&&&

&&&&&&&

&&&&



)())()((s

)())()(sin()()()())()((

))()(sin()()( ))()(cos()(

))()(sin()()())(cos( ))(cos( ))()())(()()(())()())(()(cos(

)())(sin()())(cos()(- ))(sin(

)()(cos()())(cos())(sin(

32

343233

224323322332

332

32322332

33323223

4344334334333

434344343232

3224331333133

3143314333332

tqlmtqtqinql

tqlmtqtqtqrtqlmtqItqtq

tqtqrtqlmtqrmtqtqrtqlm

tqtqtqrtqlmtqglmtqgrmtqtqtqtqtqrlmtqtqtqtq

ltqlmtqrtqmtqrtqmtq

ltqmtqltqmtqlFtqlFTT

xy

xyyx

&&&

&&&&&&&

&&&&&

&&

&&&&&

&&&&&

&&&&

+−

−−−+−

−−+−

+−+++−−−−

−−

−−=+−−

Dari (4.6) dan (4.7) disubstitusi untuk mendapat nilai T2.

Hasil komponen torsi pada hip dapat diperoleh dari penurunan external



))(cos())( )(sin()()())()(sin()()()(

)())(cos()())(4)())(()(sin(

)())()(cos()())()())(()(sin( )())()(cos()())(sin()(3

4444

344334424422444

42

4444143434

3344343344242

42244242244414

tqgrmtqtqtqrtqlmtqtqtqrtqlmtqI

tqrmtqrtqmtqtqtqtqr

tqlmtqtqrtqlmtqtqtqtqrtqlmtqtqrtqlmtqrtqmT

y

x

+−−−−

+++−−

−−+−−−−+−=

&&&&

&&&&&&

&&

&&&&

Perhitungan lengkap pemodelan external work dan komponennya pada fase

dua sampai fase delapan satu siklus berjalan dijelaskan pada lampiran 1

(pemodelan external work dan komponennya pada fase 2 sampai fase 8).

..........................................................(4.14)

…………...(4.15)

………………………………………..(4.16)


commit to user

IV - 19

4.3 PENGOLAHAN DATA

Pengolahan data dalam penelitian ini menghasilkan nilai external work dan

komponennya. Nilai external work dan komponnennya diperoleh dengan

menurunkan persamaan Lagrangian dari tiap fase dalam satu siklus berjalan.

4.3.1 Menentukan Besarnya Massa tiap Segmen Tubuh, Titik Berat Segmen Kaki, Dan Momen Inersia Pengguna Prosthetic Atas Lutut

Dalam menentukan massa tiap segmen tubuh yang ada, bentuk tubuh

manusia digambarkan sebagai stick diagram seperti pada pemodelan Dempters.

Persentase massa segmen tubuh digunakan pemodelan distribusi berat tubuh

(Webb Associaties, 1978).

Tabel 4.4 Pemodelan distribusi berat badan

Group Segment (%) of Total Body Weight

Individual Segment (%) of Group Segment Weight

Head and Neck 8.40% a. Head 73.80% b. Neck 26.20%

Torso 50% a. Thorax 43.80% b. Lumbar 29.40% c. Pelvis 26.80%

Total Arm 5.10% a. Upper arm 59.40% b. Forearm 33.30% c. Hand 11.80%

Total Leg 15.70%

a. Thigh 63.70%

b. Shank 27.40%

c. Foot 8.90% Sumber : Webb Associaties, 1978

Segmen kaki normal dan stump dilakukan perbandingan segmen panjang betis dan

panjang stump. Pemodelan distribusi berat badan diperoleh persamaan, yaitu:

• Persentase kaki dari total body weight = 15,7% (tabel 4.2)

• Persentase paha dari total total leg = 63,7% (tabel 4.2)

• Persentase shank dari total leg = 27,4% (tabel 4.2)

%7,15*)4050(

37cm

cm+

= = 6,45%


commit to user

IV - 20

• Persentase amputasi = persentase kaki dari total body - persentase stump dari

leg

= 15,7%-6,45% = 9,25%

• Persentase tubuh tanpa kaki + persentase stump

= (persentase total body – persentase kaki) + persentase stump

= (100% - 15,7%) + 6,45% = 90,75%

Segmen tubuh lainnya menggunakan metode yang sama dapat dilihat pada tabel

4.5. Massa prosthetic telah ditetapkan seperti saat pengukuran. Sedangkan massa

tubuh, kepala, leher, dan tangan dijadikan satu diasumsikan sebagai beban dari

tubuh yang harus ditopang oleh kaki dan prosthetic.

Tabel 4.5 Massa segmen tubuh

Berat segmen (kg ) Ki ri (k g) Kanan(kg)

Head 73.80% 4.61Neck 26.20% 1.64Thorax 43.80% 16.29Lumbar 29.40% 10.93Pe lv is 26.80% 9.97

Uppe r arm 59.40% 4.51 4.51 4.51Forearm 33.30% 2.53 2.53 2.53Hand 11.80% 0.90 0.90 0.90

Uppe r body 68.30% 51.02Thigh 63.70% 7.44 7.44 1.472

Shank 27.40% 3.20 3.20 1.55

Foot 8.90% 1.04 1.04 0.992

6.45% 4.80 stump 41.08% 4.80 ‐ 4.80stump‐prost 6.27

Proporsi Massa Tubuh (kg)Indi vidual Segmen Tubuh (kg)

6.25

Torso 50.00% 37.19

Right Leg

Segmen Tubuh

Head and Neck 8.40%

Arm 10.20%

Leg 15.70%

6.25

37 .19

7.59

11.68

Setelah diketahui proporsi berat segmen tubuh, kemudian dihitung

proporsi berat setiap segmen tubuh.

Segmen kepala dan leher = 8,4% * 90,75%*67,5 kg = 6,25 kg

Segmen kepala = 73,8% * 6,25 kg = 4,61 kg

Proporsi pembagian berat tubuh bagian kanan dan kiri diasumsikan seimbang,

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

berat segmen pengguna prosthetic bawah lutut. Proporsi pembagian ini hanya

berlaku dari tubuh bagian atas karena bagian paha sampai telapak kaki kanan

merupakan kaki prosthetic dengan berat sendiri.


commit to user

IV - 21

Gambar 4.9 Peta titik pusat massa Dempster

Setelah massa segmen tubuh dan massa tiap segmen tubuh diketahui maka

dilakukan perhitungan untuk mencari titik pusat massa dari tiap segmen tubuh

tersebut. Mencari dimensi panjang titik pusat massa masing-masing segmen dapat

digunakan pemodelan titik pusat massa (Dempster, 1955) seperti digambarkan

pada gambar 4.30.

Thigh LI adalah panjang segmen berat paha dari pangkal ke pusat titik berat

segmen paha. LII adalah panjang segmen berat dari pusat titik berat segmen paha

ke lutut, jadi stump termasuk ke dalam bagian thigh LI. Shank LI adalah panjang

dari lutut sampai ke titik pusat massa segmen betis, Panjang dari titik pusat massa

segmen betis ke ujung mata kaki dinamakan shank LII. Pada bagian telapak kaki

dibagi menjadi foot LI dan foot LII, foot LI adalah panjang dari tumit ke titik pusat

massa segmen telapak kaki. Foot LII adalah panjang dari titik pusat massa segmen

telapak kaki ke ujung jari telapak kaki.

Contoh: perhitungan LI pada segmen paha kaki normal.

LI pada segmen paha kaki normal adalah panjang dari pangkal ke pusat titik berat

segmen paha.

cm65,2150%3.43LI

=×=


commit to user

IV - 22

Tabel 4.6 Panjang titik berat segmen kaki

Kaki Kiri (Normal)

Kaki Kanan (Prosthetic)

Kaki Kiri (Normal)


Upper body L1 50.74%Upper body L2 49.26%Thigh L1 43.30% 50 50 21.65 18.41Thigh L2 56.70% 50 50 28.35 31.59Shank L1 43.30% 40 40.7 17.32 17.62Shank L2 56.70% 40 40.7 22.68 23.08Foot L1 42.90% 25 25 10.73 10.73Foot L2 57.10% 25 25 14.28 14.28

105 53.27105 51.73

Segmen Persentase Segmen (cm)Panjang Segmen (cm) Panjang Titik Berat (cm)

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

ada pada masing-masing segmen. Misalnya untuk segmen paha kaki normal titik

pusat massanya terletak di 21,65 cm dari pangkal paha atau 28,35 cm dari lutut.

Setelah massa tiap segmen tubuh dan sebaran titik berat pada segmen kaki

diketahui maka dilakukan perhitungan momen inersia dari tiap segmen kaki

tersebut. Perhitungan momen inersia ini digunakan untuk perhitungan energi

kinetik pada saat aktivitas berjalan.

Contoh: perhitungan momen inersia pada segmen paha.

Momen inersia pada segmen paha kaki kanan (kaki prosthetic)

= massa segmen paha * (radius gyration about center of mass paha)2

= 6,269 kg * (0,316)2 = 0,626 kgm2

Data momen inersia segmen kaki dapat dilihat pada tabel 4.7.

Tabel 4.7 Momen inersia segmen kaki

Kaki Kiri (Normal)


Kaki Kiri (Normal)


Kaki Kiri (Normal)


Upper bodyThigh 7.438 6.269 0.284 0.316 0.598 0.626Shank 3.200 1.550 0.227 0.231 0.165 0.083Foot 1.039 0.992 0.107 0.107 0.012 0.011

13.653

Segmen Tubuh Amputee

Massa Segmen (kg) Radius gyration about center of mass (m) Momen Inersia (kg.m2)

51.022 0.517

Berdasarkan tabel 4.7 di atas dapat diketahui momen inersia yang ada pada

masing-masing segmen. Misalnya momen inersia pada segmen paha pada kaki

normal besarnya 0,598 kgm2.


commit to user

IV - 23

4.3.2 Perhitungan External Work, Komponen-komponen External Work, dan Energi dalam 1 Siklus Berjalan

Perhitungan external work dapat dilakukan setelah memperoleh data sudut

kaki yang terbentuk pada kaki kiri (kaki normal) dengan kaki kanan (kaki

prosthetic) tiap fase dalam 1 siklus berjalan. Sudut pada kaki terdiri dari sudut

yang terbentuk pada telapak kaki (q), sendi ankle (q2), sendi knee (q3), dan sendi

hip (q4). Hasil dari pengukuran menggunakan electrogoniometer wire transmiter

diperoleh sudut-sudut pada aktivitas gerakan berjalan dalam setiap fase

gerakannya.

Selain data sudut yang terbentuk pada tiap segmen kaki, data panjang

segmen kaki, berat segmen kaki, dan momen inersia pada kaki juga diperlukan

untuk menghitung komponen-komponen external work. Data panjang segmen

kaki, berat segmen kaki, dan momen inersia dapat dilihat pada tabel 4.8.

Tabel 4.8 Data parameter

kaki normal kaki prostheticpanjang titik ankle sampai titik center of mass dari foot r1 mpanjang titik ankle sampai ujung foot l1 mpanjang titik ankle sampai titik center of mass dari shank r2 0.227 0.231 mpanjang titik ankle sampai knee l2 0.4 0.407 mpanjang titik knee sampai titik center of mass dari thigh r3 0.284 0.316 mpanjang titik knee sampai hip l3 mpanjang titik hip sampai titik center of mass dari upper body r4 mmassa foot m1 1.04 0.99 kgmassa shank m2 3.20 1.55 kgmassa thigh m3 7.44 6.27 kgmassa upper body m4 kg

momen inersia pada foot I1 0.165 0.083 kgm2

momen inersia pada shank I2 0.012 0.011 kgm2

momen inersia pada thigh I3 0.598 0.626 kgm2

momen inersia pada upper body I4 kgm2

gaya gravitasi bumi g m/s2

0.1070.250

0.50.517

51.36

nilaibesaran index satuan

13.653

9,8

Data besaran digunakan dalam perhitungan komponen-komponen external

work tiap fase dalam satu siklus berjalan. Perhitungan external work pada satu

siklus berjalan berdasar data yang diperoleh, yaitu:

1. Fase 1 Initial Contact/Heel Strike (HS)

Kecepatan dan percepatan yang digunakan untuk perhitungan adalah

kecepatan dan percepatan pada center of mass foot, center of mass shank, center of

mass thigh, dan center of mass upper body. Data kecepatan dan percepatan dari


commit to user

IV - 24

software Cv Mob diolah sehingga mendapatkan kecepatan dan percepatan linear.

Pengolahan kecepatan dan percepatan linear dijelaskan pada lampiran 1.

Kecepatan dan percepatan linear dibagi dengan radius pada masing-masing bagian

kaki untuk memperoleh kecepatan dan percepatan angular yang digunakan dalam

perhitungan external work. Kecepatan yang terjadi pada fase initial contact dapat

dilihat di tabel 4.9.

Tabel 4.9 Kecepatan linear dan angular fase initial contact

Kaki Kiri (Normal)


Kaki Kiri (Normal)


Kaki Kiri (Normal)


q 0.248 0.128 0.143 0.143 1.737 0.897q1x 0.244 ‐0.081 0.018 0.056 13.574 -1.443q1y 0.244 ‐0.081 0.011 0.025 21.734 -3.242q2 0.139 0.039 0.227 0.231 0.613 0.169q3 0.060 0.204 0.284 0.316 0.212 0.646q4 0.119 0.217 0.517 0.517 0.230 0.420

Generalized coordinat

Radius gyration (m)Kec. Linear (m/s) Kec. Angular (rad/s)

Contoh perhitungan :

kecepatan anguler kaki kiri pada q

= kecepatan linear kaki kiri pada q / radius kaki kiri pada q

= 0.248 /0.143

m sm

= 1,737 rad/s

Tabel 4.10 menunjukkan percepatan yang terjadi pada fase initial contact.

Tabel 4.10 Percepatan linear dan angular fase initial contact

Kaki Kiri (Normal)


Kaki Kiri (Normal)


Kaki Kiri (Normal)


q 3.400 0.381 0.143 0.143 23.818 2.666q1x 3.429 ‐0.714 0.018 0.056 190.737 -12.724q1y 3.429 ‐0.714 0.011 0.025 305.390 -28.591q2 1.800 0.514 0.227 0.231 7.937 2.229q3 1.057 1.629 0.284 0.316 3.729 5.155q4 1.543 2.229 0.517 0.517 2.983 4.308

Perc. Linear (m/s) Radius gyration (m)Generalized

coordinat

Perc. Angular (rad/s)

Contoh perhitungan :

percepatan anguler kaki kiri pada q

= percepatan linear kaki kiri pada q / radius kaki kiri pada q

= 23.400 /

0.143m s

m = 23,818 rad/s2


commit to user

IV - 25

Perhitungan external work dan komponen external work pada fase initial contact,

yaitu:

a. Kaki prosthetic

Sudut-sudut yang terbentuk dan jarak ankle kaki prosthetic pada fase intial

contact dengan fase sebelumya dapat dilihat pada gambar 4.10.

Gambar 4.10 Capture kaki prostethic fase initial contact

diketahui :

index nilai satuan index nilai satuan index nilai satuan

q 8 ⁰ 0.897 rad/s 2.666 rad/s2

q1 21 ⁰ ‐1.4429 rad/s ‐12.724 rad/s2

q2 96 ⁰ ‐3.242 rad/s ‐28.591 rad/s2

q3 97 ⁰ 0.169 rad/s 2.229 rad/s2

q4 90 ⁰ 0.646 rad/s 5.155 rad/s2

q1x 0.056 m 0.420 rad/s 4.308 rad/s2

q1y 0.025 m

q&

1yq&

1xq&

2q&

3q&

4q&

q&&

1xq&&

1yq&&

2q&&

3q&&

4q&&

hasil perhitungan:

1) Komponen external work kaki prosthetic fase intial contact.

T1 = -0,013 Nm

T2 = -3,034 Nm

T3 = -0,045 Nm

Fx = -236,001 N

Fy = 497,912 N

2) External work kaki prosthetic fase intial contact.

W = 472,286 J


commit to user

IV - 26

b. Kaki normal.

Sudut-sudut yang terbentuk dan jarak ankle kaki normal pada fase intial

contact dengan fase sebelumya dapat dilihat pada gambar 4.11.

Gambar 4.11 Capture kaki normal fase initial contact

diketahui:

index nilai satuan index nilai satuan index nilai satuan

q 5 ⁰ 1.737 rad/s 23.818 rad/s2

q1 48 ⁰ 13.574 rad/s 190.737 rad/s2

q2 82 ⁰ 21.734 rad/s 305.390 rad/s2

q3 78 ⁰ 0.613 rad/s 7.937 rad/s2

q4 90 ⁰ 0.212 rad/s 3.729 rad/s2

q1x 0.018 m 0.230 rad/s 2.983 rad/s2

q1y 0.011 m

q&&

1xq&&

1yq&&

2q&&

3q&&

4q&&

q&&

1xq&&

1yq&&

2q&&

3q&&

4q&&

q&

1yq&

1xq&

2q&

3q&

4q&

q&

1yq&

1xq&

2q&

3q&

4q&

q&

1yq&

1xq&

2q&

3q&

4q&

hasil perhitungan:

1) Komponen external work kaki normal fase intial contact.

T1 = -0,936 Nm

T2 = -7,452 Nm

T3 = -0,074 Nm

Fx = -78,198 N

Fy = 866,162 N

2) External work kaki normal fase intial contact.

W = 763,007 J

Perhitungan lengkap external work dan komponennya pada fase dua sampai

fase delapan satu siklus berjalan dijelaskan pada lampiran 2 (perhitungan external

work dan komponennya fase 2 sampai fase 8).


commit to user

IV - 27

Hasil perhitungan external work dan komponennya pada kaki prosthetic satu

siklus gerakan berjalan di atas dapat diringkas dalam tabel 4.11.

Tabel 4.11 Besarnya external work dan komponennya pada kaki prosthetic satu siklus gerakan

phase T1 T2 T3 Fx Fy w

1 ‐0.013 ‐3.034 ‐0.045 ‐236.001 497.912 472.2862 0 0 ‐0.051 ‐98.187 157.005 143.2373 0 32.806 ‐0.052 ‐38.037 45.705 41.4144 ‐1.759 ‐8.673 ‐0.036 ‐372.750 398.611 310.7345 ‐0.944 3.925 ‐0.045 ‐102.960 499.651 469.1586 1.016 1.785 ‐0.069 ‐163.918 766.031 663.2487 2.112 6.367 ‐0.006 199.964 77.651 85.8218 ‐0.013 ‐3.034 ‐0.045 ‐236.001 497.912 472.286

Hasil perhitungan external work dan komponennya pada kaki normal satu siklus

gerakan berjalan di atas dapat diringkas dalam tabel 4.12.

Tabel 4.12 Besarnya external work dan komponennya pada kaki normal satu siklus gerakan

phase T1 T2 T3 Fx Fy w

1 ‐0.936 ‐7.452 ‐0.074 ‐78.198 866.162 763.0072 ‐0.974 60.894 ‐0.057 ‐574.491 91.040 18.9453 0.430 ‐12.858 0.009 ‐81.258 ‐57.853 59.5534 0.730 0 ‐0.054 ‐5.064 588.149 521.2215 0 0 ‐0.052 18.406 530.000 476.8446 0 16.096 ‐0.052 0 167.978 150.2187 0 ‐5.639 ‐0.051 ‐131.066 397.136 351.7038 ‐0.936 ‐7.452 ‐0.074 ‐78.198 866.162 763.007

Dalam memudahkan pembacaan tabulasi external work dan komponennya

satu siklus gerakan di atas dapat digambarkan dalam grafik torsi di ankle pada

gambar 4.12.

Gambar 4.12 Grafik perbandingan T1 kaki prosthetic dan kaki normal


commit to user

IV - 28

T1 merupakan besar torsi di ankle pada saat melakukan satu siklus gerakan

berjalan. Grafik T1 di atas, nilai negatif menunjukkan bahwa besar torsi

berlawanan arah dari arah torsi yang dimodelkan. Kaki prosthetic saat fase 1,2,6,7

dan 8 menghasilkan nilai torsi yang lebih besar dibanding kaki normal.


T2 merupakan besar torsi di knee pada saat melakukan satu siklus gerakan


berlawanan arah dari arah torsi yang dimodelkan. Nilai torsi yang dihasilkan di

knee menunjukkan telah terjadi keseimbangan antara kaki prosthetic dan kaki

normal.


T3 merupakan besar torsi di hip pada saat melakukan satu siklus gerakan


berlawanan arah dari arah torsi yang dimodelkan. Nilai torsi di hip di hampir


commit to user

IV - 29

semua fase pada 1 siklus berjalan kaki prosthetic lebih besar dibanding kaki

normal.

Gambar 4.15 Grafik perbandingan Fx kaki prosthetic dan kaki normal

Fx merupakan gaya terhadap sumbu x untuk menggerakkan badan ke depan

saat melakukan satu siklus gerakan berjalan. Grafik Fx di atas, nilai negatif

menunjukkan bahwa besar gaya berlawanan arah dari arah torsi yang dimodelkan.

Gerakan kaki normal mulai fase 3 menghasilkan nilai gaya terhadap sumbu x

lebih besar dibanding kaki prosthetic.

Gambar 4.16 Grafik perbandingan Fy kaki prosthetic dan kaki normal

Fy merupakan gaya terhadap sumbu y untuk menggerakkan badan ke depan

saat melakukan satu siklus gerakan berjalan. Grafik Fy di atas, nilai negatif

menunjukkan bahwa besar gaya berlawanan arah dari arah gaya yang dimodelkan.

Gaya terhadap sumbu y yang dihasilkan kaki prosthetic dan kaki normal memilki

pola yang sama. Itu artinya telah terjadi keseimbangan pola berjalan pada kaki

prosthetic dan kaki normal.


commit to user

IV - 30

Gambar 4.17 Grafik perbandingan w kaki prosthetic dan kaki normal

w merupakan external work yang terjadi saat melakukan satu siklus gerakan

berjalan. Nilai external work dipengaruhi oleh besar T1, T2, T3, Fx dan Fy. Grafik w

di atas menunjukan kesamaan pola antara kaki prosthetic dan kaki normal. Hal ini

artinya secara keseluruhan kaki prosthetic yang dirancang mampu mengimbangi

gerakan kaki normal saat amputee melakukan aktivitas berjalan.


commit to user

IV - 31


commit to user

V - 1

BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL

Analisis dan interpretasi hasil penelitian bertujuan menjelaskan hasil dari

pengolahan data, sehingga hasil penelitian menjadi lebih jelas. Berdasarkan

komparasi nilai external work dan komponennya (torsi dan gaya) antara kaki

normal dengan kaki prosthetic amputee pengguna prosthetic endoskeletal sistem

energy storing mekanisme 2 bar saat berjalan pada bidang datar, kemampuan

prosthetic dapat dinilai dalam menunjang aktivitas berjalan amputee. Analisis

hasil kajian gait dynamic dalam menilai kemampuan prosthetic diuraikan pada

sub bab berikut ini.

5.1 ANALISIS KOMPARASI KAKI PROSTHETIC DAN KAKI NORMAL PADA GERAKAN BERJALAN AMPUTEE

Kajian gait dynamic digunakan untuk menganalisis external work dan

komponennya (torsi dan gaya) untuk gerakan yang sama di fase yang berbeda

pada kaki prosthetic dan kaki normal pengguna prosthetic kaki atas lutut

endoskletal sistem energy storing pada bidang datar. Gait cycle diambil pada

scene gerakan berjalan yang paling terlatih. Hal ini dilakukan karena amputee

dalam penelitian ini baru dalam masa latihan berjalan menggunakan prosthetic.

Analisis dilakukan pada gerakan berjalan untuk lebih mengetahui kontribusi

prosthetic endoskeletal sistem energy storing mekanisme 2 bar dalam menunjang

aktivitas berjalan pada bidang datar dengan membandingkan gerakan kaki antar

fase berbeda yang menunjukkan gerakan yang sama, sebagai berikut:

5.1.1 Komparasi Fase 1 Initial Contact dengan Fase 4 Terminal Stance

Fase initial contact merupakan fase pertama saat berjalan. Kedua kaki

menggerakkan tubuh ke depan. Fase berjalan diawali dengan mengayunkan kaki

prosthetic ke depan sehingga beban tubuh berpindah dari kaki normal ke kaki

prosthetic. Sebaliknya saat fase terminal stance tumit kaki prosthetic meninggi

(mulai meniggalkan landasan) dan dilanjutkan sampai dengan tumit kaki normal

mulai mengenai landasan.


commit to user

V - 2

(a) (b)

Gambar 5.1 Gerakan kaki (a) fase initial contact (b) fase terminal stance

Pada gambar 5.1 terlihat gerakan kaki prosthetic saat melakukan fase 1

intial contact sama dengan gerakan kaki normal saat melakukan fase 4 terminal

stance. Berkebalikan dengan hal tersebut gerakan kaki prosthetic saat melakukan

fase 4 terminal stance sama dengan gerakan kaki normal saat melakukan fase 1

intial contact. Parameter fase 1 initial contact dan fase 4 terminal stance, terdapat

dalam tabel 5.1.

Tabel 5.1

Parameter pengukuran gerakan kaki saat fase initial contact dan terminal stance

Parameter Fase 1 Fase 4

Satuan Kaki Prosthetic

Kaki normal

Kaki Prosthetic

Kaki normal

q 8 5 6 2 ⁰ q1x 0.056 0.018 0.081 0 m q1y 0.025 0.011 0.024 0 m q2 96 82 84 91 ⁰ q3 97 78 86 104 ⁰ q4 90 90 90 90 ⁰ q&& 1.193 2.312 2.061 -10.788 rad/s 1xq&& -0.071 0.234 -0.227 0 m/s 1yq&& -0.081 0.244 -0.227 0 m/s

2q&& 0.169 0.613 0.754 0.520 rad/s

3q&& 0.646 0.212 -0.212 -0.469 rad/s

4q&& 0.420 0.230 -0.213 0.271 rad/s q&& 3.549 31.702 23.716 30.166 rad/s2


commit to user

V - 3

Lanjutan tabel 5.1 1xq&& -0.714 3.429 23.716 0 m/s2 1yq&& -0.714 3.429 -3.176 0 m/s2

2q&& 2.229 7.937 -3.176 7.392 rad/s2

3q&& 5.155 3.729 10.833 -6.225 rad/s2

4q&& 4.308 2.983 -2.327 0.398 rad/s2 T1 -0.013 -0.936 -1.759 0.730 Nm T2 -3.034 -7.452 -8.673 0 Nm T3 -0.045 -0.074 -0.036 -0.054 Nm Fx -236.001 -78.198 -372.750 -5.064 N Fy 497.912 866.162 398.611 588.149 N w 472.286 763.007 310.734 521.221 J

Untuk megetahui keseimbangan yang terjadi pada fase 1 intial contact dan

fase 4 terminal stance dengan memperhatikan hasil perhitungan external work dan

komponennya (gaya dan torsi). Analisis external work dan komponennya, yaitu:

1. Komponen external work (torsi dan gaya)

Berdasarkan input data pada tabel 5.1 diperoleh nilai torsi dan gaya pada

masing-masing gerakan berjalan. Grafik komparasi komponen external work

(torsi dan gaya) pada fase 1 intial contact dan fase 4 terminal stance, terdapat

dalam gambar 5.2 dan 5.3.


commit to user

V - 4

Gambar 5.2 Komparasi nilai torsi fase initial contact dan terminal stance

Nilai torsi di ankle (T1), knee (T2), dan hip (T3) dipengaruhi oleh turunan

total energi terhadap kecepatan di foot ( q& ), shank ( 2q& ), thigh ( 3q& ),

upper body ( 4q& ) dan sudut yang terbentuk di foot (q), shank (q2), thigh (q3) dan

upper body (q4). Kecepatan dan sudut yang terbentuk berbanding terbalik

dengan torsi yang dihasilkan. Berdasarkan grafik pada gambar 5.2, torsi yang

dihasilkan di knee dan hip kaki prosthetic fase 1 intial contact dan kaki normal

fase 4 terminal stance menghasilkan nilai yang hampir sama, sehingga dapat

disimpulkan sudah terjadi keseimbangan antara kaki prosthetic dan kaki

normal saat tumit mulai mengenai landasan. Keseimbangan tersebut dapat

terjadi karena kaki prosthetic mampu menghasilkan pola gerakan kaki yang

serupa (gambar 5.1), kecepatan ( 2q& dan 3q& ) dan sudut (q2 dan q3) yang

besarnya hampir sama dengan kaki normal dan kaki prosthetic (tabel 5.1). Pada

gambar 5.1, ankle pada kaki prosthetic pada fase initial contact dalam keadaan

flexion begitu juga pada kaki normal fase terminal stance, tetapi sudut yang

tebentuk dalam gerakan ankle (q) kaki normal pada fase terminal stance lebih


commit to user

V - 5

besar dari sudut knee (q3) kaki prosthetic pada initial contact. Hal ini

menyebabkan torsi yang dihasilkan di ankle kaki prosthetic lebih kecil

dibanding kaki normal. Kemampuan prosthetic endoskeletal sistem energy

storing mekanisme 2 bar dalam mengakomodasi gerakan pada ankle membuat

amputee melangkah dengan lebih mudah menyesuaikan dengan medan

berjalan.

Berdasarkan grafik pada gambar 5.2, torsi yang dihasilkan di ankle kaki

prosthetic fase 4 terminal stance lebih besar dibanding kaki normal fase 1

intial contact karena kecepatan di ankle ( q& ) pada kaki prosthetic lebih kecil

dibanding kaki normal. Torsi di knee kaki prosthetic fase 4 terminal stance dan

kaki normal fase 1 intial contact menghasilkan nilai yang hampir sama,

sehingga dapat disimpulkan sudah terjadi keseimbangan antara kaki prosthetic

dan kaki normal saat heel kaki meninggi. Keseimbangan tersebut dapat terjadi

karena kaki prosthetic mampu menghasilkan kecepatan ( 2q& dan 3q& ) dan sudut

(q2 dan q3) yang besarnya hampir sama dengan kaki normal, selain itu pola

gerakan yang terbentuk pun hampir sama dalam kedua fase (gambar 5.2). Akan

tetapi torsi yang dihasilkan di hip kaki prosthetic lebih besar dibanding kaki

normal disebabkan kecepatan ( 4q& ) pada kaki prosthetic lebih kecil dibanding

kaki normal. Hal ini dikarenakan amputee dalam memposisikan kaki saat

mengayun pada fase sebelumnya (fase mid stance) lebih membebankan pada

kaki normal.


commit to user

V - 6

Gambar 5.3 Komparasi nilai gaya fase initial contact dan terminal stance

Gaya terhadap sumbu x (Fx) dan y (Fy) dipengaruhi oleh turunan total

energi terhadap kecepatan di ankle ( xq1& dan yq1& ), dan perpindahan linear posisi

ankle (q1x dan q1y). Kecepatan dan perpindahan linear posisi ankle berbanding

terbalik dengan gaya terhadap sumbu x dan y. Gaya terhadap sumbu x yang

dihasilkan kaki prosthetic fase 1 intial contact lebih besar dibanding kaki

normal fase 4 terminal stance walaupun kecepatan di ankle dan perpindahan

linear posisi ankle terhadap sumbu x (q1x) kaki prosthetic juga lebih besar

dibanding kaki normal. Hal ini disebabkan percepatan kaki prosthetic lebih

besar dibanding kaki normal sehingga total energi kaki prosthetic juga besar

dan gaya yang dihasilkan juga besar. Saat kaki melangkah kaki normal

cenderung mempunyai lebar langkah yang lebih kecil jika dibandingkan

dengan kaki prosthetic (gambar 5.1). Akan tetapi hasil dari perhitungan

menunjukkan gaya terhadap sumbu y yang dihasilkan kaki prosthetic fase 1

intial contact hampir sama dengan kaki normal fase 4 terminal stance yang

artinya terjadi keseimbangan antara kaki prosthetic dan kaki normal.

Berdasarkan gambar 5.3, gaya terhadap sumbu x dan y yang dihasilkan

kaki prosthetic fase 4 terminal stance lebih besar dibanding kaki normal fase 1

intial contact. Hal ini disebabkan kecepatan di ankle dan perpindahan linear

posisi ankle (q1x dan q1y) kaki prosthetic lebih kecil dibanding kaki normal.


commit to user

V - 7

2. External work.

Grafik external work pada fase 1 intial contact dan fase 4 terminal

stance.

Gambar 5.4 Komparasi nilai external work antara fase initial contact

dan terminal stance

Pada gerakan yang sama yang terjadi pada kaki prosthetic fase 1 intial

contact dengan kaki fase normal 4 terminal stance menghasilkan nilai external

work yang hampir sama di kaki prosthetic fase 1 intial contact dengan kaki

fase normal 4 terminal stance. Hal ini disebabkan nilai torsi yang dihasilkan di

ankle, knee, hip, serta gaya terhadap sumbu x dan y yang mempengaruhi nilai

external work juga memiliki nilai yang hampir sama. Dengan hasil yang

demikian dapat dikatakan bahwa saat berada dalam fase initial contact dan

terminal stance kaki prosthetic telah mampu menyesuaikan pola gerakan

dengan kaki normal.

Berdasarkan gambar 5.4, nilai external work pada kaki prosthetic fase 4

terminal stance lebih kecil dibanding kaki normal fase 1 intial contact dengan

selisih 452,273 J. Hal ini disebabkan nilai gaya terhadap sumbu y kaki normal

sangat besar bila dibandingkan dengan kaki prosthetic yang mempengaruhi

nilai external work. Ini artinya saat fase 1 intial swing, amputee lebih

menumpukan berat tubuhnya pada kaki normal.

5.1.2 Komparasi Fase 2 Loading Response dengan Fase 5 Pre-swing

Selama fase loading response, kaki melakukan kontak sepenuhnya

dengan landasan dan dalam keadaan rata (foot flat) dengan landasan, dan berat


commit to user

V - 8

badan secara penuh di pindahkan kepada kaki kanan sedangkan kaki lainnya

berada pada fase pre-swing. Komparasi nilai dilakukan pada kedua fase gerakan

berjalan ini karena kedua fase ini memiliki karakteristik gerakan yang sama hanya

berkebalikan antara kaki normal dengan kaki prosthetic.

(a) (b)

Gambar 5.5 Gerakan kaki (a) fase loading response (b) fase pre-swing


loading response sama dengan gerakan kaki normal saat melakukan fase 5 pre-

swing. Berkebalikan dengan hal tersebut gerakan kaki prosthetic saat melakukan

fase 5 pre-swing sama dengan gerakan kaki normal saat melakukan fase 2 loading

response. Parameter fase 2 loading response dan fase 5 pre-swing, terdapat dalam

tabel 5.2.

Tabel 5.2

Parameter pengukuran gerakan kaki saat fase loading responsedan pre-swing

Parameter Fase 2 loading response Fase 5 pre-swing


Kaki normal

Kaki Prosthetic

Kaki normal

q 0 26 37 17 ⁰ q1x 0 0 0.027 0.177 m q1y 0 0.026 0.043 0.022 m q2 90 60 66 81 ⁰ q3 91 76 80 87 ⁰ q4 90 90 90 90 ⁰ q& -1.268 1.874 0.830 5.343 rad/s

1yq& 0 0 0.092 0.554 m/s


commit to user

V - 9

Lanjutan tabel 5.2 1xq& 0 0.207 0 0.554 m/s 2q& -0.104 0.498 0.128 2.011 rad/s 3q& 0.722 0.705 0.155 0.681 rad/s 4q& 0.172 0.242 0.066 -0.526 rad/s

q&& -7.668 -2.398 0.266 46.963 rad/s2 1xq&& 0 0 0.114 4.206 m/s2 1yq&& 0 0.143 0 4.206 m/s2

2q&& -4.210 4.283 3.779 12.490 rad/s2

3q&& 2.984 3.124 -0.403 4.096 rad/s2

4q&& 3.425 0.331 1.602 -2.217 rad/s2 T1 0 -0.974 -0.944 0 Nm T2 0 60.894 3.925 0 Nm T3 -0.051 -0.057 -0.045 -0.052 Nm Fx -98.187 -574.491 -102.960 18.406 N Fy 157.005 91.040 499.651 530.000 N w 143.237 18.945 469.158 476.844 J

Untuk megetahui keseimbangan yang terjadi pada fase 2 loading respnse

dan fase 5 pre-swing dengan memperhatikan hasil perhitungan external work dan

komponennya (gaya dan torsi). Analisis external work dan komponennya yaitu:




(torsi dan gaya) pada fase 2 loading respnse dan fase 5 pre-swing, terdapat

dalam gambar 5.6 dan 5.7.


commit to user

V - 10

Gambar 5.6 Komparasi nilai torsi fase loading response dan pre-swing

Pada gambar 5.5 kondisi ankle dalam fase loading response dan pre

swing cenderung sama dengan kondisi ankle pada fase sebelumnya yaitu pada

fase initial contact dan terminal stance. Begitu pula bagian knee pada kedua

kaki dalam kedua fase terlihat dalam posisi extension. Torsi yang dihasilkan di

ankle, knee dan hip kaki prosthetic fase 2 loading response dan kaki normal

fase 5 pre-swing menghasilkan nilai yang sama, sehingga disimpulkan sudah

terjadi keseimbangan antara kaki prosthetic dan kaki normal saat kaki

melakukan kontak sepenuhnya dengan landasan dan dalam keadaan rata (foot

flat) dengan landasan. Keseimbangan tersebut dapat terjadi karena kaki

prosthetic mampu menghasilkan kecepatan dan sudut yang besarnya hampir

sama dengan kaki normal.

Torsi yang dihasilkan di ankle dan hip kaki prosthetic fase 5 pre swing

dan kaki normal fase 2 loading response hampir sama. Hal ini disebabkan

sudut (q) yang terbentuk pada kaki prosthetic hampir sama dengan kaki

normal. Torsi di knee kaki prosthetic fase 5 pre swing lebih kecil dibanding


commit to user

V - 11

kaki normal fase 2 loading response karena sudut (q2 dan q3) yang terbentuk di

knee kaki prosthetic lebih besar dibanding kaki normal. Itu artinya pegas yang

terletak di knee prosthetic mulai bekerja sehingga saat fase swing energi yang

dikeluarkan amputee tidak terlalu besar.

Gambar 5.7 Komparasi nilai gaya fase loading response dan pre-swing

Gaya terhadap sumbu x yang dihasilkan kaki prosthetic fase 2 loading

response lebih besar dibanding kaki normal fase 5 pre-swing karena kecepatan

di ankle ( xq1& ) dan perpindahan linear posisi ankle (q1x) kaki prosthetic lebih

kecil dibanding kaki normal (tabel 5.2). Akan tetapi gaya terhadap sumbu y

yang dihasilkan kaki prosthetic fase 2 loading response lebih kecil dibanding

kaki normal fase 5 pre-swing karena berat badan menumpu pada kaki normal

saat melakukan fase pre-swing (gambar 5.5).

Gaya terhadap sumbu x yang dihasilkan kaki prosthetic fase 5 pre-swing

lebih kecil dibanding kaki normal fase 2 loading response. Hal ini disebabkan

perpindahan linear posisi ankle (q1x) kaki prosthetic lebih besar dibanding kaki

normal. Akan tetapi gaya terhadap sumbu y yang dihasilkan kaki prosthetic


commit to user

V - 12

fase 5 pre-swing lebih besar dibanding kaki normal fase 2 loading response.

Hal ini disebabkan massa kaki prosthetic lebih ringan yang menyebabkan nilai

total energi lebih kecil dan gaya juga lebih kecil.

2. External work.

Grafik external work pada fase 2 loading response dan fase 5 pre swing.

Gambar 5.8 Komparasi nilai external work fase loading response dan

pre-swing

Nilai external work berasal dari komponen gaya dan torsi yang berlaku

pada bagian segmen tubuh amputee. Nilai external work pada kaki prosthetic

fase 2 loading response lebih kecil dibanding kaki normal fase 5 pre swing

dengan selisih 333,607 J (gambar 5.8). Hal ini disebabkan nilai gaya terhadap

sumbu y yang mempengaruhi nilai external work juga lebih kecil dibanding

kaki normal. Nilai tersebut menunjukkan bahwa kerja yang dilakukan pada

kaki normal pada gerakan yang sama masih lebih tinggi daripada yang

dilakukan kaki prosthetic. Pada gerakan yang sama nilai external work pada

kaki prosthetic fase 5 pre swing lebih besar dibanding kaki normal fase 2

loading response dengan selisih 450,213 J. Hal ini disebabkan nilai gaya

terhadap sumbu y kaki prosthetic lebih besar bila dibandingkan dengan kaki

normal yang mempengaruhi nilai external work (table 5.2). Amputee yang

belum berani membebankan tubuhnya pada kaki prosthetic saat fase 5 pre-

swing tampak dalam gambar 5.5, menyebabkan nilai external work kaki normal

lebih tinggi dari kaki prosthetic dalam gerakan dengan karakteristik yang sama.


commit to user

V - 13

5.1.3 Komparasi Fase 3 Midstance dengan Fase 7 Mid swing

Fase midstance dimulai pada saat heel sesaat sebelum meninggalkan

landasan sehingga kaki berada sejajar dengan kaki bawah bagian depan.

Bersamaan pada fase ini, terjadi perpindahan berat oleh kaki pada periode stance

kaki kanan, sedangkan kaki kiri berada fase mid-swing. Komparasi nilai dilakukan

pada kedua fase gerakan berjalan ini karena kedua fase ini memiliki karakteristik

gerakan yang sama hanya berkebalikan antara kaki normal dengan kaki prosthetic.

(a) (b)

Gambar 5.9 Gerakan kaki (a) fase midstance (b) fase mid swing


midstance sama dengan gerakan kaki normal saat melakukan fase 7 mid swing.

Berkebalikan dengan hal tersebut gerakan kaki prosthetic saat melakukan fase 7

mid swing sama dengan gerakan kaki normal saat melakukan fase 3 midstance.

Parameter fase 3 midstance dan fase 7 mid swing, terdapat dalam tabel 5.3.

Tabel 5.3

Parameter pengukuran gerakan kaki saat fase midstance dan mid swing

Parameter Fase 3 midstance Fase 7 mid swing


Kaki normal

Kaki Prosthetic

Kaki normal

q 0 0 14 0 ⁰ q1x 0 0.081 0.157 0 m q1y 0 0.024 0.020 0 m q2 87 90 88 89 ⁰


commit to user

V - 14

Lanjutan tabel 5.3q3 89 91 102 86 ⁰ q4 90 90 90 90 ⁰ q& 1.697 3.776 -17.716 2.191 rad/s

1yq& 0 0.512 1.811 0.000 m/s

1xq& 0 0.512 1.811 0.000 m/s 2q& -0.507 3.250 -4.814 0.785 rad/s 3q& 0.123 -2.596 -1.380 0.328 rad/s 4q& 0.095 0.033 -0.717 0.305 rad/s

q&& 11.183 52.379 -76.796 5.485 rad/s2 1xq&& 0 -4.059 1.829 0 m/s2 1yq&& 0 -4.059 1.829 0 m/s2

2q&& -2.167 13.228 -2.600 2.075 rad/s2

3q&& 2.886 -6.225 -1.447 2.801 rad/s2

4q&& 0.398 2.900 -0.331 -1.308 rad/s2 T1 0 0.430 2.112 0 Nm T2 32.806 -12.858 6.367 -5.639 Nm T3 -0.052 0.009 -0.006 -0.051 Nm Fx -38.037 -81.258 199.964 -131.066 N Fy 45.705 -57.853 77.651 397.136 N w 41.414 59.553 85.821 351.703 J

Untuk megetahui keseimbangan yang terjadi pada fase 3 midstance dan

kaki normal fase 7 mid swing dengan memperhatikan hasil perhitungan external

work dan komponennya (gaya dan torsi). Analisis external work dan

komponennya yaitu:




(torsi dan gaya) pada fase 3 midstance dan kaki normal fase 7 mid swing,

terdapat dalam gambar 5.10 dan 5.11.


commit to user

V - 15

Gambar 5.10 Komparasi nilai torsi fase midstance dan mid swing

Pada fase mid stance bagian ankle kaki prosthetic dalam posisi menahan

berat tubuh saat kaki normal dalam keadaan mengayun. Kondisi yang sama

dilakukan oleh kaki normal dalam fase mid swing yang menjadi tumpuan berat

tubuh (gambar 5.9). Torsi yang dihasilkan di ankle dan hip kaki prosthetic fase

3 mid stance dan fase 7 mid swing hampir sama. Hal ini terjadi karena posisi

hip dalam kedua gerakan ini hampir sama yang dapat dilihat dari variabel

kecepatan ( 4q& ) dan percepatan ( 4q&& ) pada hip joint dalam tabel 5.3 pada kedua

fase. Kondisi ini menunjukkan kemampuan ankle prosthetic telah cukup baik


commit to user

V - 16

mengakomodasi gerakan berjalan amputee terutama ketika dalam kondisi salah

satu kaki yang bersentuhan dengan media berjalan. Pada gambar 5.9, bagian

knee kaki prosthetic bergerak extension untuk menahan tubuh amputee yang

tertumpu pada kaki prosthetic. Begitu pula pada kaki normal fase mid swing

yang berada dalam kondisi yang sama dengan kaki prosthetic dalam fase mid

stance. Torsi yang dihasilkan di knee kaki prosthetic fase 3 mid stance lebih

besar dibanding fase 7 mid swing. Hal ini terjadi karena kaki prosthetic

memposiskan kaki dengan lebih cepat dari pada kaki normal. Terlihat dalam

tabel 5.3 nilai sudut (q2) dan kecepatan ( 2q& ) pada knee yang lebih kecil pada

kaki prosthetic.

Pada gambar 5.9 ketidakstabilan muncul ketika kaki prosthetic dalam

fase mid swing dikomparasikan dengan kaki normal dalam fase midstance,

dimana keduanya berada dalam kondisi mengayun. Kaki prosthetic dalam fase

mid swing yang terdorong ke depan oleh tekanan shank berada dalam keadaan

netral sedangkan ayunan pada kaki normal dalam fase mid stance membuat

ankle bersiap untuk memposisikan pada media berjalan (gambar 5.9). Torsi

yang dihasilkan di ankle kaki prosthetic fase 7 mid swing lebih besar dibanding

kaki normal fase 3 mid stance. Berdasarkan gambar 5.9 nampak kedua kaki

yang mengayun mempunyai pola gerakan yang berbeda. Kaki normal

mengayunkan kaki sehingga knee terlihat menekuk. Sedangkan kaki prosthetic

mengayun dengan mendorong kaki ke depan. Gerakan extension yang cepat

dari kaki prosthetic akibat adanya mekanisme penyimpanan energi,

menyebabkan torsi antara kaki normal dengan kaki prosthetic berbeda jauh. Itu

artinya pegas yang terletak di knee prosthetic belum bekerja dengan optimal

sehingga saat fase swing energi yang dikeluarkan amputee masih besar. Akan

tetapi torsi di knee dan hip kaki prosthetic fase 7 mid swing lebih kecil

dibanding kaki normal fase 3 mid stance karena kecepatan di hip ( 4q& ) kaki

prosthetic lebih besar dibanding kaki normal.


commit to user

V - 17

Gambar 5.11 Komparasi nilai gaya fase midstance dan mid swing

Gaya terhadap sumbu x dan y yang dihasilkan kaki prosthetic fase 3

midstance lebih kecil dibanding kaki normal fase 7 mid swing walaupun

kecepatan di ankle dan jarak yang terjadi antara ankle fase sebelumnya dengan

ankle pada fase yang terjadi saat ini terhadap sumbu x kaki prosthetic sama

dengan kaki normal. Hal ini disebabkan torsi yang terjadi di hip kaki prosthetic

lebih besar sehingga gaya yang dihasilkan kecil. Nilai gaya pada fase gerakan

ini cukup tinggi karena posisi kaki yang menahan berat tubuh amputee saat

kaki normal dalam keadaan mengayun. Kesetaraan nilai ini dilihat dari variabel

perpindahan linear dalam kedua fase yang hampir sama, serta pada nilai

kecepatan dan percepatan yang muncul pada ankle.

Namun berbeda dengan nilai komparasi kedua, saat kaki mengayun. Kaki

prosthetic melakukan ayunan dengan posisi tubuh yang tampak miring

(gambar 5.9) sehingga tumpuan beban sepenuhnya berada pada bagian kiri dari

tubuh, atau pada kaki normal. Gaya terhadap sumbu x dan y yang dihasilkan

kaki prosthetic fase 7 mid swing lebih besar dibanding kaki normal fase 3


commit to user

V - 18

midstance. Hal ini disebabkan kecepatan di ankle dan jarak yang terjadi antara

ankle fase sebelumnya dengan ankle pada fase yang terjadi saat ini terhadap

sumbu x dan y kaki prosthetic lebih kecil dibanding kaki normal.

2. External work.

Grafik external work pada fase 3 midstance dan fase 7 mid swing yaitu:

Gambar 5.11 Komparasi nilai external work fase midstance dan mid swing

Nilai external work pada kaki prosthetic fase 3 midstance lebih kecil

dibanding kaki normal fase 7 mid swing dengan selisih 310,289 J. Hal ini

disebabkan nilai gaya terhadap sumbu y yang mempengaruhi nilai external

work juga lebih kecil dibanding kaki normal. Dari kedua nilai tersebut terlihat

bahwa kaki prosthetic melakukan usaha yang lebih kecil dibanding dengan

kaki normal saat posisi kaki menahan beban dari tubuh amputee atau dalam

kondisi single support. Komponen eksternal work dari kedua komparasi ini

menunjukkan nilai yang lebih kecil juga pada kaki prosthetic, sehingga secara

keseluruhan menghasilkan nilai eksternal work yang nilainya lebih kecil dalam

kedua gerakan dengan karakteristik yang sama ini.

Pada gerakan yang sama nilai external work pada kaki prosthetic fase 7

mid swing dan kaki normal fase 3 midstance hampir sama. Hal ini disebabkan

nilai torsi di ankle, knee, hip dan gaya terhadap sumbu x dan y yang

mempengaruhi nilai external work antara kaki prosthetic dan kaki normal

saling menyeimbangkan. Pada komparasi gerakan ini menunjukkan range

perbedaan yang cukup jauh antara kaki normal dengan kaki prosthetic. Nilai

external work dalam perbandingan gerakan tersebut menunjukkan hasil bahwa


commit to user

V - 19

pada kaki normal nilai external work lebih tinggi daripada kaki prosthetic. Hal

ini terlihat dari keempat komponen external work yaitu torsi pada ankle, torsi

pada knee, torsi pada hip dan nilai gaya saat berjalan yang menunjukkan nilai

komponen yang lebih besar pada kaki prosthetic. Perbedaan cukup besar

terlihat dari nilai torsi di ankle dan gaya yang dibutuhkan kaki untuk

mengayunkan kaki normal. Pada kaki prosthetic untuk mengayunkan kaki

dibantu dengan mekanisme penyimpanan energi pada kaki prosthetic sehingga

dalam mengayun tidak dibutuhkan gaya yang besar. Dengan hasil yang

demikian dapat dikatakan bahwa saat berada dalam kondisi mengayun kaki

prosthetic belum mampu menyesuaikan pola gerakan dengan kaki normal. Hal

ini ini mungkin terjadi karena belum sempurnanya mekanisme penyimpanan

energi pada kaki prosthetic sbehingga terjadi extension yang cukup cepat saat

tubuh memberi tekanan pada bagian shank kaki prosthetic.

5.2 INTERPRETASI HASIL

Dari analisis komparasi gerakan yang sama pada fase gerakan berjalan,

sudah terdapat banyak keseimbangan antara kaki prosthetic dengan kaki normal

terutama pada fase stance (berdiri). Hal ini terlihat pada besarnya external work

dan komponennya (torsi dan gaya) yang hampir sama pada gerakan yang sama di

fase yang berbeda pada satu siklus berjalan.

Torsi di ankle kaki prosthetic menghasilkan nilai torsi yang hampir sama

dibanding kaki normal. Hal ini dapat terlihat pada komparasi kaki prosthetic dan

kaki normal fase 2 dan 5 serta fase 3 dan 7. Akan tetapi pada fase stance (berdiri)

yaitu fase 3 dan 4 pada kaki normal memiliki nilai torsi yang lebih besar

dibanding kaki prosthetic. Hal ini disebabkan saat fase stance (berdiri), pegas

yang terdapat pada prosthetic atas lutut endoskeletal dengan sistem energy storing

menyimpan energi untuk membantu gerakan kaki prosthetic saat melakukan fase

swing, sehingga beban yang terjadi pada kaki prosthetic lebih besar dibanding

kaki normal. Akan tetapi pada fase swing yaitu fase 5 dan 7, torsi yang dihasilkan

di ankle menunjukkan hasil yang hampir seimbang. Itu artinya pegas pada

prosthetic atas lutut endoskeletal dengan sistem energy storing telah melepaskan


commit to user

V - 20

energi yang disimpan pada saat fase stance untuk membantu amputee dalam

melakukan gerakan fase swing sehingga tidak harus mengeluarkan energi yang

besar.

Torsi di knee, hampir di semua fase kaki prosthetic menghasilkan nilai torsi

yang lebih kecil dibanding kaki normal. Hal ini menunjukkan bahwa pegas yang

terdapat pada prosthetic atas lutut endoskeletal dengan sistem energy storing telah

bekerja dengan baik sesuai dengan fungsinya. Apalagi pegas tersebut diletakkan

pada knee joint yang sangat membantu amputee dalam melakukan aktivitas

berjalan. Pada saat fase stance (berdiri) pegas menyimpan energi dan saat fase

swing melepaskan energi yang disimpan. Namun pada fase 7 mid swing

mekanisme pegas untuk melepaskan energi belum bekerja maksimal dan

kecepatan saat fase mengayun kaki prosthetic lebih kecil dibanding kaki normal

sehingga nilai torsi yang dihasilkan di knee kaki prosthetic masih lebih besar

dibanding kaki normal. Hal ini disebabkan respon pegas pada prosthetic atas lutut

endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar terlalu cepat,

sehingga energi yang tersimpan pada pegas telah habis digunakan pada fase

mengayun pre-swing dan initial swing. Pada fase mid swing, pegas sudah tidak

menyimpan energi yang dapat membantu amputee mengayunkan kakinya,

sehingga kaki prosthetic harus mengeluarkan energi yang besar saat melakukan

fase mid swing dibanding dengan kaki normal saat melakukan gerakan yang sama.

Torsi di hip, hampir semua fase kaki prosthetic menghasilkan nilai torsi

yang lebih kecil dibanding kaki normal. Hal ini menunjukkan bahwa beban tubuh

bagian atas (upper body) amputee seimbang ditumpukan pada kedua kaki. Dengan

massa prosthetic yang tiga kali lebih ringan yaitu 4,014 kg dibandingkan dengan

massa kaki normal yaitu 11,68 kg, kaki prosthetic cukup mampu menahan berat

tubuh amputee.

Gaya terhadap sumbu x dan y, hampir di semua fase kaki prosthetic

menghasilkan nilai yang lebih kecil dibanding kaki normal. Hal ini dipengaruhi

oleh perpindahan linear yang dilakukan kaki normal lebih kecil dibanding kaki

prosthetic. Akan tetapi kecepatan kaki prosthetic juga lebih kecil dibanding kaki


commit to user

V - 21

normal sehingga gaya yang dilakukan untuk mendorong tubuh amputee ke depan

lebih kecil dibanding gaya yang dilakukan kaki normal.

Hasil perhitungan akhir dari semua gaya dan torsi yang dilakukan saat

melakukan aktivitas berjalan adalah external work. Hampir di semua fase kaki

prosthetic menghasilkan nilai external work yang lebih kecil dibanding kaki

normal. Hal ini artinya prosthetic atas lutut endoskeletal dengan sistem energy

storing dapat membantu mengurangi usaha yang dikeluarkan saat amputee

melakukan aktivitas berjalan.


commit to user

VI - 1

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

Pada bab ini akan diuraikan tentang kesimpulan dan saran dari penelitian

mengenai kajian dynamic gait pada pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal

sistem energy storing.

6.1 KESIMPULAN

Hasil penelitian mengenai kajian dynamic gait pada pengguna prosthetic

atas lutut endoskeletal sistem energy storing dapat disimpulkan, sebagai berikut:

1. Prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing untuk gerakan berjalan

amputee pada bidang datar mampu mendekati pola berjalan kaki normal

dengan rata-rata perbedaan external work 270,264 J dengan kondisi amputee

yang masih menggunakan alat bantu parallel bar saat berjalan.

2. Pada saat fase 7 mid swing, torsi yang dihasilkan di knee belum mampu

menyeimbangkan dengan kaki normal saat melakukan gerakan yang sama.

Hal ini disebabkan respon pegas pada prosthetic atas lutut endoskeletal sistem

energy storing terlalu cepat.

6.2 SARAN

Saran pada penelitian mengenai kajian gait dynamic pada pengguna

prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing, sebagai berikut:

1. Amputee pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing

diharapkan telah terlatih dan tidak menggunakan alat bantu parallel bar saat

berjalan untuk mendapatkan hasil keseimbangan external work dan

komponennya (torsi dan gaya) pada pengguna prosthetic kaki atas lutut

endoskeletal sistem energy storing, sehingga tujuan penggunaan prosthetic

atas lutut endoskeletal sistem energy storing untuk menyimpan energi saat

fase mengayun dapat dimaksimalkan.

2. Desain prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing perlu

mempertimbangkan respon pegas dengan penambahan shock adsorber sesuai

dengan kecepatan berjalan amputee untuk meningkatkan kestabilan saat

aktivitas berjalan.

kajian dynamic gait bagi pengguna · pdf file1.1 latar belakang ... dynamic gait analysis juga...

Documents