KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT PADA PENGGUNA … · Judul tugas akhir : Kajian Dynamic Gait pada...

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

commit to user

i

KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT PADA PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT

ENDOSKELETAL DENGAN SISTEM ENERGI STORING MEKANISME 2 BAR PADA AKTIVITAS BERJALAN CEPAT

Skripsi Sebagai Persyaratan Untuk Memperoleh Gelar Sarjana Teknik

ZULFA MIFTAKHUL FAIZ I0306064

JURUSAN TEKNIK INDUSTRI FAKULTAS TEKNIK UNIVERSITAS SEBELAS MARET

SURAKARTA 2011


commit to user

ii

LEMBAR PENGESAHAN

Judul Tugas Akhir :



Ditulis oleh:

Zulfa Miftakhul Faiz I 0306064

Mengetahui,

Dosen Pembimbing 1

Retno Wulan Damayanti, ST, MT

NIP. 19800306 200501 2 002

Pembantu Dekan I

Fakultas Teknik

Ir. Noegroho Djarwanti, MT

NIP. 19561112 195403 2 007

Dosen Pembimbing II

Ir. Lobes Herdiman, MT

NIP. 19641007 199702 1 001

Ketua Jurusan

Teknik Industri

Ir. Lobes Herdiman, MT

NIP. 19641007 199702 1 001


commit to user

iii

LEMBAR VALIDASI

Judul Tugas Akhir :



Ditulis oleh:

Zulfa Miftakhul Faiz I 0306064

Telah disidangkan pada hari Jumat tanggal 06 Desember 2010 Di Jurusan Teknik Industri Fakultas Teknik Universitas Sebelas Maret Surakarta, dengan Dosen Penguji

1. Ilham Priadythama, ST, MT

NIP. 19801124 200812 1 002

1. Taufiq Rohman, STP, MT

NIP. 19701030 199802 1 001

Dosen Pembimbing

1. Retno Wulan Damayanti, ST, MT

NIP. 19800306 200501 2 002

2. Ir. Lobes Herdiman, MT

NIP. 19641007 199702 1 001


commit to user

iv

SURAT PERNYATAAN

ORISINALITAS KARYA ILMIAH

Saya mahasiswa Jurusan Teknik Industri UNS yang bertanda tangan di bawah ini,

Nama : Zulfa Miftakhul Faiz

Nim : I 0306064

Judul tugas akhir : Kajian Dynamic Gait pada Pengguna Prosthetic Atas

Lutut Endoskeletal dengan Sistem Energy Storing

Mekanisme 2 Bar pada Aktivitas Berjalan Cepat.

Menyatakan bahwa Tugas Akhir (TA) atau Skripsi yang saya susun tidak

mencontoh atau melakukan plagiat dari karya tulis orang lain. Jika terbukti bahwa

Tugas Akhir yang saya susun mencontoh atau melakukan plagiat dapat dinyatakan

batal atau gelar Sarjana yang saya peroleh dengan sendirinya dibatalkan atau

dicabut.

Demikian surat pernyataan ini saya buat dengan sebenar-benarnya dan apabila

dikemudian hari terbukti melakukan kebohongan maka saya sanggup

menanggung segala konsekuensinya.

Surakarta, 06 Desember 2010

Zulfa Miftakhul Faiz

I 0306064


commit to user

v

SURAT PERNYATAAN

PUBLIKASI KARYA ILMIAH

Saya mahasiswa Jurusan Teknik Industri UNS yang bertanda tangan di bawah ini,

Nama : Zulfa Miftakhul Faiz

Nim : I 0306064

Judul tugas akhir : Kajian Dynamic Gait pada Pengguna Prosthetic Atas

Lutut Endoskeletal dengan Sistem Energy Storing

Mekanisme 2 Bar pada Aktivitas Berjalan Cepat.

Menyatakan bahwa Tugas Akhir (TA) atau Skripsi yang saya susun sebagai syarat

lulus Sarjana S1 disusun secara bersama-sama dengan Pembimbing 1 dan

Pembimbing 2. Bersamaan dengan syarat pernyataan ini bahwa hasil penelitian

dari Tugas Akhir (TA) atau Skripsi yang saya susun bersedia digunakan untuk

publikasi dari proceeding, jurnal, atau media penerbit lainnya baik di tingkat

nasional maupun internasional sebagaimana mestinya yang merupakan bagian

dari publikasi karya ilmiah.

Demikian surat pernyataan ini saya buat dengan sebenar-benarnya.


Zulfa Miftakhul Faiz

I 0306064


commit to user

vi

KATA PENGANTAR

Puji syukur penulis panjatkan pada Tuhan Yang Maha Esa atas karunia-

Nya sehingga penulis berhasil menyelesaikan Laporan Tugas Akhir dengan judul

“Kajian Dynamic Gait bagi Pengguna Prosthetic Atas Lutut Endoskeletal Sistem

Energy Storing dengan Mekanisme 2 Bar saat Aktivitas Berjalan Cepat” ini

dengan baik.

Dengan segenap ketulusan hati penulis menyampaikan ucapan terima

kasih atas segala bantuan dari berbagai pihak sehingga dapat menyelasaikan

Laporan Tugas Akhir ini. Penulis menyampaikan terima kasih kepada:

1. Bapak dan ibuku yang selalu memberi dukungan dan doa yang tak pernah

putus sehingga penulis berhasil menyelesaikan Laporan Tugas Akhir ini.

Tuhan selalu memberkati kalian.

2. Bapak Ir. Lobes Herdiman, MT selaku Ketua Jurusan Teknik Industri dan

selaku Dosen Pembimbing II atas segala bimbingan, bantuan dan juga

kesabaran yang telah diberikan kepada penulis selama penyelesaian Laporan

Tugas Akhir dan selama penulis menjadi mahasiswa di Teknik Industri UNS.

3. Ibu Retno Wulan Damayanti, ST, MT selaku Dosen Pembimbing I dan

Pembimbing Akademik, terima kasih atas segala bantuan dan bimbingan ibu

selama penyelesaian Laporan Tugas Akhir ini.

4. Bapak Ilham Priadythama, ST, MT dan Bapak Taufik Rohman STP, MT

selaku Dosen Penguji, terima kasih atas masukan dan perbaikan untuk

Laporan Skripsi ini.

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

Industri kepada penulis.

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

bantuan administrasinya.

7. Teman-teman seperjuangan pembuatan Tugas Akhir –Tim Kesebelasan

(Ardian, Ariesta, Nugroho, Ferli, Isti, Dinar, Ginung, Kiki, Esha dan Samto) –.

Thanks atas segala support kalian kepadaku. Semangat dan Sukses selalu.

8. Teman-teman angkatan 2006 jurusan Teknik Industri UNS atas kerjasama dan

kebersamaan yang sangat berarti bagi penulis -Ardini,Afri, Ajeng, Aldi,


commit to user

vii

Angga, Anita, Ardian, Arista, Asma, Asti, Astrid, Aya, Ayu, Bayu, Bellinda,

Budi, Dinar, Esha, Finishia, Ferli, Ginung, Gusti, Helmi, Hendri, Heni, Indah,

Indra, Isti, Joanna, Maria, Maryani, Nando, Natalia, Novarini, Nugroho,

Nurjanah, Prita, Rena, Rezki, Rinta, Rufaida, Ruth, Samto, Sarah, Sigit,

Sukma, Tiwi, Yona,-, bahagia dan beruntung memiliki sahabat seperti kalian

semua, semoga kesuksesan selalu menyertai kita semua. Amin.

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

dukungannya.

Sebagai akhir dari kata pengantar ini, penulis menyampaikan bahwa

laporan ini masih jauh dari sempurna dikarenakan keterbatasan kemampuan yang

penulis miliki. Saran dan kritik diharapkan untuk perbaikan. Semoga laporan ini

bermanfaat dan dapat memberikan inspirasi bagi semua.


Penulis


commit to user

viii

ABSTRAK

Zulfa Miftakhul Faiz, NIM: I 0306064. KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT PADA PENGGUNA PROSTHETIC ATAS LUTUT ENDOSKELETAL DENGAN SISTEM ENERGI STORING MEKANISME 2 BAR PADA AKTIVITAS BERJALAN CEPAT. Skripsi. Surakarta: Jurusan Teknik Industri Fakultas Teknik, Universitas Sebelas Maret, Desember 2010.

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

Penelitian ini meliputi pengamatan dan pemodelan dynamic cycle gait gerakan berjalan cepat amputee pengguna prosthetic endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar. Pemodelan dynamic cycle gait menggunakan persamaan gerak Lagrange untuk menghitung external work dan komponennya (torsi dan gaya). Parameter perhitungan diperoleh dari video gerakan berjalan amputee pada bidang datar saat aktivitas berjalan cepat.

Hasil dari penelian ini adalah model delapan fase berjalan amputee dengan nilai parameter dinamis. Berdasarkan pengolahan data dapat disimpulkan bahwa prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy storing dengan mekanisme 2 bar dapat mengakomodasi semua fase gerakan berjalan kecuali fase ke tujuh yaitu fase mid swing karena respon pegas pada prosthetic ini belum bisa dikendalikan dengan baik. Kata kunci: berjalan cepat, prosthetic atas lutut endoskeletal sistem energy

storing dengan mekanisme 2 bar, kajian dynamic cycle gait. xviii + 107 halaman.; 81 gambar; 47 tabel; 2 lampiran Daftar pustaka: 37 (1961 - 2010)


commit to user

ix

ABSTRACT

Zulfa Miftakhul Faiz, NIM: I0306064. DYNAMIC CYCLE GAIT ANALYSIS OF AN AMPUTEE WITH A TWO BAR MECHANISM ENDOSKELETAL ABOVE KNEE PROSTHETIC WITH ENERGY STORING SYSTEM ON FAST WALKING ACTIVITY. Final Assignment. Surakarta: Industrial Engineering Department, Faculty of Engineering, Sebelas Maret University, December 2010. Prosthetic has been developed through the utilization of energy storing system in reducing energy consumption not only in normal walking but also in fast walking. Fast walking is one of parameter to measure the performance of prosthetic. A two bar mechanism endoskeletal above knee prosthetic with energy storing system is already equipped with energy storing system which used a gas spring installed in its knee joint. This research objectives is to observe and calculate the ability of this prosthetic.

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

The result of this research is eight phase mathematical model of dynamic gait with their value of dynamic parameter. Based on data processing can be conclude that the new developed prosthetic design can accommodate all the phases except the seventh phase (mid swing phase) which was caused by inappropriate spring response. Key word: fast walking, a two bar mechanism endoskeletal above knee prosthetic

with energy storing system, dynamic cycle gait, external work and its components (the torque and the exerted force).

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


commit to user

x

DAFTAR ISI

HALAMAN JUDUL ...................................................................................... i

LEMBAR PENGESAHAN ........................................................................... ii

LEMBAR VALIDASI .................................................................................. iii

SURAT PERNYATAAN ORISINALITAS KARYA ILMIAH ................ iv

SURAT PERNYATAAN PUBLIKASI KARYA ILMIAH ....................... v

KATA PENGANTAR .................................................................................... vi

ABSTRAK ..................................................................................................... viii

ABSTRACT ................................................................................................... ix

DAFTAR ISI................................................................................................... x

DAFTAR TABEL .......................................................................................... xiii

DAFTAR GAMBAR ...................................................................................... xv

DAFTAR LAMPIRAN .................................................................................. xviii

BAB I PENDAHULUAN ......................................................................... I-1

1.1 Latar Belakang ......................................................................... I-1

1.2 Perumusan Masalah .................................................................. I-3

1.3 Tujuan Penelitian ...................................................................... I-3

1.4 Manfaat Penelitian .................................................................... I-3

1.5 Batasan Masalah ....................................................................... I-3

1.6 Asumsi Penelitian ..................................................................... I-3

1.7 Sistematika Penulisan ............................................................... I-4

BAB II TINJAUAN PUSTAKA ............................................................... II-1

2.1 Human Motion ......................................................................... II-1

2.1.1 Perspektif Gerakan Manusia ........................................ II-2

2.1.2 Gerakan Dasar Anggota Gerak Bawah Manusia ......... II-3

2.2 Berjalan Cepat .......................................................................... II-6

2.3 Human Locomotion .................................................................. II-7

2.3.1 Human Locomotion ...................................................... II-7

2.3.2 Fase Gait Cycle ............................................................ II-9


commit to user

xi

2.4 Analisis Gerak Biomekanika .................................................... II-16

2.5 Anthropometri Data Biomekanika ........................................... II-16

2.6 Keseimbangan Gerak Biomekanika ......................................... II-19

2.6.1 Keseimbangan Gerakan Manusia ................................. II-19

2.6.2 Torsi .............................................................................. II-20

2.6.3 Work ............................................................................. II-21

2.6.4 Energi ........................................................................... II-21

2.6.5 Persamaan Gerak Dinamis Lagrange ........................... II-23

2.7 Human Amputee Gait ............................................................... II-24

2.8 Above Knee Prosthetic ............................................................. II-25

2.8.1 Komponen Prosthetic Atas Lutut ................................. II-26

2.9 Energy Storing Knee Prosthetic ............................................... II-30

2.10 Penelitian Sebelumnya ............................................................. II-33

BAB III METODE PENELITIAN ............................................................ III-1

3.1 Identifikasi Masalah ................................................................. III-2

3.2 Pengumpulan Data ................................................................... III-4

3.3 Pengolahan Data ....................................................................... III-7

3.4 Analisis dan Interpretasi Hasil ................................................. III-9

3.5 Kesimpulan dan Saran .............................................................. III-9

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

4.1 Pengumpulan Data ................................................................... IV-1

4.1.1 Data Responden Pengguna Prosthetic Atas Lutut ........ IV-1

4.1.2 Model Prosthetic Atas Lutut dengan Energy Storing

Knee Prosthetic ............................................................. IV-2

4.1.3 Siklus Berjalan Cepat Amputee pada Permukaan

Datar ............................................................................. IV-6

4.2 Pemodelan Siklus Berjalan Cepat Amputee ............................. IV-8

4.3 Pengolahan Data ....................................................................... IV-20

4.3.1 Menentukan Besarnya Massa tiap Segmen Tubuh,

Titik Berat Segmen Kaki, Dan Momen Inersia

Pengguna Prosthetic Atas Lutut ................................... IV-20


commit to user

xii

4.3.2 Perhitungan External Work, Komponen External

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

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

5.1 Analisis Komparasi Kaki Prosthetic dan Kaki Normal pada

Gerakan Berjalan Amputee ...................................................... V-1

5.1.1 Komparasi Fase 1 Initial Contact dengan Fase 4

Terminal Stance ............................................................ V-1

5.1.2 Komparasi Fase 2 Loading Respons dengan Fase 5

Pre-Swing ..................................................................... V-8

5.1.3 Komparasi Fase 3 Mid-stance dengan Fase 7 Mid-

swing............................................................................. V-13

5.2 Interpretasi Hasil ...................................................................... V-20

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN .................................................... VI-1

1.1 Kesimpulan ............................................................................... VI-1

1.2 Saran ......................................................................................... VI-1

DAFTAR PUSTAKA

LAMPIRAN


commit to user

xiii

DAFTAR TABEL

Tabel 2.1 Pemodelan distribusi berat badan ............................................. II-18

Tabel 4.1 Anthropometri pengguna prosthetic kaki atas lutut ................. IV-2

Tabel 4.2 Komponen-komponen energy storing knee prosthetic ............. IV-4

Tabel 4.3 Dimensi prosthetic per komponen kaki atas lutut ESPK ......... IV-6

Tabel 4.4 Dimensi prosthetic per segmen kaki atas lutut ESPK .............. IV-6

Tabel 4.5 Massa segmen tubuh ................................................................ IV-21

Tabel 4.6 Massa prosthetic ....................................................................... IV-22

Tabel 4.7 Panjang titik berat segmen tubuh ............................................. IV-24

Tabel 4.8 Momen inersia segmen kaki ..................................................... IV-25

Tabel 4.9 Data parameter ......................................................................... IV-26

Tabel 4.10 Kecepatan linear dan angular fase initial contact ..................... IV-27

Tabel 4.11 Percepatan linear dan angular fase initial contact .................... IV-27

Tabel 4.12 Data input fase initial contact kaki prosthetic .......................... IV-28

Tabel 4.13 Data input fase initial contact kaki normal ............................... IV-30

Tabel 4.14 Besarnya external work dan komponen kaki prosthetic ........... IV-32

Tabel 4.15 Besarnya external work dan komponen kaki normal ............... IV-32

Tabel 5.1 Parameter pengukuran gerakan kaki fase intial contact dan

terminal stance .......................................................................... V-3

Tabel 5.2 Parameter pengukuran gerakan kaki fase loading respons dan

pre-swing .................................................................................. V-9

Tabel 5.3 Parameter pengukuran gerakan kaki fase mid-stance dan mid-

swing...................... ................................................................. V-14

Tabel L2.1 Kecepatan linear dan angular fase loading respons ................. L2-1

Tabel L2.2 Percepatan linear dan angular fase loading respons ................. L2-1

Tabel L2.3 Data input fase loading respons kaki prosthetic ....................... L2-2

Tabel L2.4 Data input fase loading respons kaki normal ........................... L2-4

Tabel L2.5 Kecepatan linear dan angular fase mid-stance ......................... L2-5

Tabel L2.6 Percepatan linear dan angular fase mid-stance ........................ L2-5

Tabel L2.7 Data input fase mid-stance kaki prosthetic .............................. L2-6

Tabel L2.8 Data input fase mid-stance kaki normal ................................... L2-7


commit to user

xiv

Tabel L2.9 Kecepatan linear dan angular fase terminal stance .................. L2-9

Tabel L2.10 Percepatan linear dan angular fase terminal stance .................. L2-10

Tabel L2.11 Data input fase terminal stance kaki prosthetic ........................ L2-10

Tabel L2.12 Data input fase terminal stance kaki normal ............................ L2-12

Tabel L2.13 Kecepatan linear dan angular fase pre-swing ........................... L2-14

Tabel L2.14 Percepatan linear dan angular fase pre-swing .......................... L2-14

Tabel L2.15 Data input fase pre-swing kaki prosthetic ................................ L2-15

Tabel L2.16 Data input fase pre-swing kaki normal .................................... L2-16

Tabel L2.17 Kecepatan linear dan angular fase initial swing ....................... L2-18

Tabel L2.18 Percepatan linear dan angular fase initial swing ...................... L2-18

Tabel L2.19 Data input fase initial swing kaki prosthetic ............................ L2-19

Tabel L2.20 Data input fase initial swing kaki normal ................................. L2-20

Tabel L2.21 Kecepatan linear dan angular fase mid-swing .......................... L2-21

Tabel L2.22 Percepatan linear dan angular fase mid-swing ......................... L2-22

Tabel L2.23 Data input fase mid-swing kaki prosthetic ............................... L2-22

Tabel L2.24 Data input fase mid-swing kaki normal ................................... L2-24

Tabel L2.25 Kecepatan linear dan angular fase terminal swing ................... L2-27

Tabel L2.26 Percepatan linear dan angular fase terminal swing .................. L2-27

Tabel L2.27 Data input fase terminal swing kaki prosthetic ........................ L2-27

Tabel L2.28 Data input fase terminal swing kaki normal ............................. L2-29


commit to user

xv

DAFTAR GAMBAR

Gambar 2.1 Tipe analisis gerakan ................................................................ II-1

Gambar 2.2 Posisi anatomi manusia ............................................................ II-2

Gambar 2.3 Tulang dan sambungan anggota gerak bawah .......................... II-3

Gambar 2.4 Flexion dan extension ............................................................... II-4

Gambar 2.5 Abduksi dan adduksi ................................................................ II-5

Gambar 2.6 Rotasi persendian lutut ............................................................. II-5

Gambar 2.7 Teknik berjalan cepat ............................................................... II-6

Gambar 2.8 Siklus pola jalan ....................................................................... II-8

Gambar 2.9 Diagram waktu gait .................................................................. II-9

Gambar 2.10 Persentase gait cycle ................................................................. II-10

Gambar 2.11 Gerakan kaki pada fase initial contact ...................................... II-10

Gambar 2.12 Gerakan kaki pada fase loading respons .................................. II-11

Gambar 2.13 Gerakan kaki pada fase mid-stance .......................................... II-12

Gambar 2.14 Gerakan kaki pada fase terminal stance ................................... II-13

Gambar 2.15 Gerakan kaki pada fase pre-swing ........................................... II-13

Gambar 2.16 Gerakan kaki pada fase initial swing ........................................ II-14

Gambar 2.17 Gerakan kaki pada fase mid-swing .......................................... II-15

Gambar 2.18 Gerakan kaki pada fase teminal swing ..................................... II-15

Gambar 2.19 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint ............................... II-17

Gambar 2.20 Pemodelan titik – titik pusat massa Dempster ......................... II-18

Gambar 2.21 Sebuah torsi .............................................................................. II-20

Gambar 2.22 Usaha oleh sebuah gaya ........................................................... II-21

Gambar 2.23 Amputee gait ............................................................................ II-24

Gambar 2.24 Prosthetic kaki atas lutut .......................................................... II-25

Gambar 2.25 Komponen prosthetic atas lutut ................................................ II-26

Gambar 2.26 Sistem suspensi ........................................................................ II-27

Gambar 2.27 Eksoskeletal shank ................................................................... II-28

Gambar 2.28 Endoskeletal shank ................................................................... II-28

Gambar 2.29 SACH foot ................................................................................ II-30

Gambar 2.30 XT9 energy storing prosthetic knee ......................................... II-31


commit to user

xvi

Gambar 2.31 Energy storing knee prosthetic ................................................. II-31

Gambar 3.1 Metodologi penelitian .............................................................. III-1

Gambar 3.2 Alat ukur ................................................................................... III-4

Gambar 3.3 Force gauge .............................................................................. III-5

Gambar 3.4 Electrogoniometer Rf ............................................................... III-6

Gambar 4.1 Energy storing knee prosthetic knee dengan mekanisme 2 bar IV-3

Gambar 4.2 Gas Spring ................................................................................ IV-4

Gambar 4.3 Amputee menggunakan prosthetic energy storing ................... IV-5

Gambar 4.4 Ankle joint sistem double axis ................................................. IV-5

Gambar 4.5 Fase berjalan pengguna prosthetic atas lutut ............................ IV-7

Gambar 4.6 Fase initial contact .................................................................... IV-10

Gambar 4.7 Stick diagram kaki prosthetic fase initial contact ..................... IV-11

Gambar 4.8 Stick diagram kaki normal fase initial contact ......................... IV-16

Gambar 4.9 Grafik T1 kaki prosthetic dan kaki normal ............................... IV-33

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

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

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

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

Gambar 4.14 Grafik w kaki prosthetic dan kaki normal ................................ IV-35

Gambar 5.1 Gerakan kaki fase initial contact-fase terminal stance ............. V-2

Gambar 5.2 Komparasi nilai torsi fase initial contact-terminal stance ....... V-4

Gambar 5.3 Komparasi nilai gaya fase initial contact dan fase terminal

stance ........................................................................................ V-6

Gambar 5.4 Komparasi nilai external work fase initial contact

dan fase terminal stance ........................................................... V-7

Gambar 5.5 Gerakan kaki fase loading respons-fase pre-swing .................. V-8

Gambar 5.6 Komparasi nilai torsi fase loading respons dan fase pre-

swing..................................................... ................................... V-10

Gambar 5.7 Komparasi nilai gaya fase loading respons dan fase pre-

swing..................................................... ................................... V-11

Gambar 5.8 Komparasi nilai external work fase loading respons dan fase

pre-swing..................................................... ............................. V-12


commit to user

xvii

Gambar 5.9 Gerakan kaki fase mid-stance-fase mid-swing ......................... V-13

Gambar 5.10 Komparasi nilai torsi fase mid-stance dan fase mid-swing .... V-15

Gambar 5.11 Komparasi nilai gaya fase mid-stance dan fase mid-swing ... V-16

Gambar 5.12 Komparasi nilai external work fase mid-stance dan fase mid-

swing ........................................................................................ V-17

Gambar L1.1 Fase loading respons............................................ .................... L1-1

Gambar L1.2 Stick diagram kaki prosthetic fase loading respons ................. L1-1

Gambar L1.3 Stick diagram kaki normal fase loading respons ...................... L1-4

Gambar L1.4 Fase mid-stance ........................................................................ L1-8

Gambar L1.5 Stick diagram kaki prosthetic fase mid-stance ......................... L1-8

Gambar L1.5 Stick diagram kaki normal fase mid-stance ............................. L1-11

Gambar L1.6 Fase terminal stance ................................................................. L1-13

Gambar L1.7 Stick diagram kaki prosthetic fase terminal stance .................. L1-14

Gambar L1.8 Stick diagram kaki normal fase terminal stance ....................... L1-17

Gambar L1.9 Fase pre-swing .......................................................................... L1-19

Gambar L1.10 Stick diagram kaki prosthetic fase pre-swing .......................... L1-20

Gambar L1.11 Stick diagram kaki normal fase pre-swing ............................... L1-23

Gambar L1.12 Fase initial swing ...................................................................... L1-25

Gambar L1.13 Stick diagram kaki prosthetic fase initial swing ....................... L1-26

Gambar L1.14 Stick diagram kaki normal fase initial swing ........................... L1-29

Gambar L1.15 Fase mid-swing ........................................................................ L1-31

Gambar L1.16 Stick diagram kaki prosthetic fase mid-swing ......................... L1-32

Gambar L1.17 Stick diagram kaki normal fase mid-swing .............................. L1-35

Gambar L1.18 Fase terminal swing .................................................................. L1-37

Gambar L1.19 Stick diagram kaki prosthetic fase terminal swing ................... L1-38

Gambar L1.20 Stick diagram kaki normal fase terminal swing ....................... L1-42


commit to user

xviii

DAFTAR LAMPIRAN

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

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


commit to user

I - 1

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini membahas hal-hal yang menjadi dasar permasalahan penelitian

yang diambil, meliputi latar belakang penelitian, perumusan masalah, tujuan yang

ingin dicapai, manfaat penelitian, pembatasan masalah, asumsi-asumsi yang

digunakan, dan sistematika penulisan dalam penelitian ini.

1.1 LATAR BELAKANG

Berjalan (gait) merupakan kegiatan yang kompleks hampir melibatkan

seluruh sistem muskuloskeletal dan menuntut koordinasi yang sangat baik pada

gerakan di bawah sadar seorang (Farber, 1995). Oleh karena itu berjalan

mengeluarkan banyak energi, semakin cepat orang berjalan maka semakin banyak

energi yang dikeluarkan (Rose, 2006). Kemampuan untuk berjalan cepat adalah

kebutuhan dasar untuk aktivitas rekreasi secara fisik. Berjalan cepat juga penting

untuk kesehatan fisik dan mental dan sebagai pencegah dari cedera seperti terjatuh

dan menghindari situasi lingkungan yang mengancam (Burgess, 1985). Namun

apabila salah satu kaki mengalami amputasi maka akan mengurangi sebagian

fungsi anggota gerak bawah (Wilken, 2009).

Dalam banyak kasus, bagian anggota gerak bawah ini digantikan suatu alat

mekanik yang umum dikenal dengan nama kaki palsu atau prosthetic (Hansen,

2010). Salah satu teknologi yang sedang dikembangkan adalah prosthetic dengan

sistem energy storing mekanisme 2 bar. Energy storing merupakan salah satu

teknologi yang dianalogikan sebagai sebuah pegas yang ketika meregang dan

mengendur dapat menyimpan dan kemudian melepaskan energi potensial elastik.

Mekanisme 2 bar memiliki 2 link dan 1 joint seperti pada engsel dimana joint

berfungsi menghubungkan 2 link dan sebagai sumbu putar lutut yang

mengakibatkan knee joint dapat melakukan flexion dan extension. Menurut Farber

(1995), konsumsi energi menurun 35% dan koefisien energi pembalik meningkat

30% dibandingkan prosthetic konvensional saat amputee berjalan menggunakan

prosthetic sistem energy storing. Hal ini didukung oleh penelitian Umemura


commit to user

I - 2

(1998) yang menguji prosthetic sistem energy storing pada kecepatan 0.7 m/s –

1.4 m/s. Hasil penelitian tersebut menunjukkan bahwa pada jarak tertentu,

semakin cepat amputee berjalan maka jumlah konsumsi energi menurun dan

menjadi stabil pada kecepatan 0.7 m/s – 1.4 m/s dengan rata-rata konsumsi energi

1.2 cal/kg/m. Berdasarkan hal tersebut maka dapat dinyatakan bahwa sistem

energy storing pada prosthetic semakin dibutuhkan untuk kecepatan berjalan yang

semakin tinggi.

Penyelesaian penentuan energi pada pengguna prosthetic sistem energy

storing saat aktivitas berjalan cepat menggunakan kajian dynamic cycle gait yang

dimodelkan dengan persamaan lagrange. Kajian dynamic cycle gait merupakan

kajian gerakan berjalan manusia secara kontinu dengan memperhitungkan waktu

sedangkan kajian static cycle gait merupakan kajian gerakan berjalan manusia

secara diskrit tanpa memperhitungkan waktu (Vaughan,1999). Kajian static cycle

gait tidak cocok digunakan dalam mengukur kemampuan energy storing pada

aktivitas berjalan cepat karena aktivitas berjalan cepat dipengaruhi adanya

parameter kecepatan. Menurut David A. Winter (1990) lagrange dari suatu sistem

dikatakan sebagai perbedaan antara jumlah energi kinetik yang terjadi dalam

sistem dan jumlah energi potensial dalam sistem. Salah satu bentuk energi

potensial adalah energi potensial pegas atau spring potensial energy. Energi

potensial pegas ini diterapkan pada prosthetic dalam bentuk sistem energy storing

sehingga formulasi model fase berjalan cepat amputee yang menggunakan

prosthetic sistem energy storing lebih mudah karena persamaan lagrange

mengakomodasi adanya energy storing dalam memformulasikan model.

Berdasarkan hal tersebut maka digunakan kajian dynamic cycle gait yang

diformulasikan dengan persamaan lagrange dalam mengukur kemampuan

prosthetic sistem energy storing pada aktivitas berjalan cepat. Penelitian ini

diharapkan mampu mengukur kemampuan prosthetic atas lutut model

endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar dalam menunjang amputee

atas lutut ketika melakukan aktivitas berjalan cepat.


commit to user

I - 3

1.2 PERUMUSAN MASALAH

Perumusan masalah dalam penelitian ini adalah bagaimana kemampuan

prosthetic atas lutut model endoskeletal dengan sistem energy storing mekanisme

2 bar untuk membantu aktivitas berjalan cepat pada bidang datar dengan dynamic

cycle gait.

1.3 TUJUAN PENELITIAN

Tujuan yang dicapai dalam penelitian ini yaitu mengetahui kemampuan

prosthetic atas lutut model endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar

dalam menunjang amputee atas lutut ketika melakukan aktivitas berjalan cepat

pada bidang datar dengan dynamic cycle gait.

1.4 MANFAAT PENELITIAN

Manfaat yang dapat diperoleh dari penelitian ini yaitu memberikan

rekomendasi dalam pengembangan penelitian prosthetic atas lutut model

endoskeletal dengan sistem energy storing.

1.5 BATASAN MASALAH

Agar sasaran dalam penelitian ini tercapai, maka diperlukan batasan-

batasan, sebagai berikut:

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

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

2. Formulasi model fase berjalan cepat pada analisis dynamic cycle gait

menggunakan persamaan lagrange of motion.

1.6 ASUMSI PENELITIAN

Asumsi-asumsi yang digunakan dalam penelitian ini, sebagai berikut:

1. Anggota gerak atas dan tubuh (kepala, leher, tangan, dan batang tubuh)

pengguna prosthetic dianggap sebagai beban.

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

gerakan.

3. Gaya dianggap terjadi pada center of mass (COM).


commit to user

I - 4

4. Kajian gerakan berjalan cepat pada penelitian ini tidak memperhitungkan gaya

gesek yang terjadi saat aktivitas berjalan cepat.

1.7 SISTEMATIKA PENULISAN

Penyusunan tugas akhir ini terbagi menjadi beberapa bab yang berisi

uraian penjelasan dan dibagi kembali dalam beberapa topik subbab. Secara garis

besar, uraian pada bab-bab dalam sistematika penulisan, dijelaskan di bawah ini.

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini menguraikan berbagai hal mengenai latar belakang perlunya

diadakan penelitian, perumusan masalah, tujuan penelitian, manfaat

penelitian, batasan masalah, asumsi-asumsi dan sistematika penulisan.

Uraian bab ini dimaksudkan untuk menjelaskan latar belakang penelitian

sehingga dapat memberikan manfaat sesuai dengan tujuan penelitian

dengan batasan-batasan dan asumsi yang digunakan.

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini berisi dasar-dasar teori yang menjadi landasan bagi penelitian, baik

dari buku, jurnal, maupun berbagai sumber literatur lainnya. Bab ini

menjelaskan tentang human motion, human locomotion, keseimbangan

gerak, human amputee locomotion, prosthetic atas lutut dan energy

storing.

BAB III METODOLOGI PENELITIAN

Merupakan gambaran terstruktur yang disusun dalam flow chart dari alur

pelaksanaan penelitian tugas akhir. Metodologi menguraikan materi

penelitian, alat, tata cara penelitian, variabel dan data yang dikaji serta cara

analisis yang dipakai untuk menarik kesimpulan. Kerangka metodologi

penelitian disusun mulai dari tahap identifikasi permasalahan awal, tahap

pengumpulan dan pengolahan data, penentuan usaha (work) dan energi

serta nilai torsi pada setiap joint pengguna prosthetic atas lutut

endoskeletal dengan memperhatikan fungsi energy storing.


commit to user

I - 5

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Menjelaskan proses pengumpulan dan pengolahan data yang diperoleh

selama pelaksanaan penelitian, sesuai dengan usulan permasalahan yang

diangkat. Data yang dikumpulkan berupa data anthropometri amputee,

data dimensi prosthetic endoskeletal dengan energy storing, serta data

pengukuran sudut (θ) gerakan pada ankle, knee dan hip joint saat fase

berjalan cepat dalam satu siklus gerakan. Selanjutnya, data yang diperoleh

diolah dengan menggunakan pendekatan teori yang relevan dengan pokok

permasalahan yang dibahas dalam penelitian.

BAB V ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL

Tahap analisis dan interpretasi hasil berisi pembahasan permasalahan yang

ada berdasarkan hasil pengumpulan dan pengolahan data yang telah

dilakukan pada bab sebelumnya. Bab ini menguraikan hasil pengukuran

besarnya usaha (work) dan energi serta nilai torsi pada setiap joint dalam

satu siklus gerakan berjalan cepat pada pengguna prosthetic atas lutut tipe

endoskeletal.

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

Merupakan tahap akhir penyusunan laporan penelitian yang berisi uraian

pencapaian tujuan penelitian yang diperoleh dari analisis pemecahan

masalah maupun hasil pengumpulan data serta saran perbaikan bagi

teknologi prosthetic.


commit to user

II - 1

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Penelitian ini menggunakan konsep biomekanik dan gerakan manusia

sebagai landasan teori yang memberikan acuan dalam mengevaluasi masalah yang

dibahas dalam penelitian ini. Konsep biomekanik digunakan untuk memodelkan

manusia dalam suatu sistem benda jamak yang tersusun dari stick diagram pada

setiap joint yang saling terhubung membentuk satu kesatuan. Tinjauan pustaka

mengenai gerak anggota tubuh bagian bawah (kaki) manusia, prinsip gerakan

berjalan dan prinsip biomekanik anggota gerak bagian bawah (kaki) manusia

diperlukan untuk mengetahui keseluruhan konsep kajian pendukung penelitian

prosthetic endoskeletal atas lutut.

2.1 HUMAN MOTION

Gerak adalah suatu perubahan tempat kedudukan pada suatu benda dari

titik keseimbangan awal. Sebuah benda dikatakan bergerak jika benda itu

berpindah kedudukan terhadap benda lainnya baik perubahan kedudukan yang

menjauhi maupun yang mendekati (www.organisasi.org, 2006).

Gambar 2.1 Tipe analisis gerakan Sumber: Hamill dan Knutzen , 2009

Gerakan-gerakan yang terjadi pada tubuh manusia bekerja pada garis-garis

imaginer yang membagi sumbu tubuh dalam satu titik pusat. Tiga bidang kardinal


commit to user

II - 2

yang berasal di pusat gravitasi adalah bidang sagital, yang membagi tubuh ke

kanan dan kiri; bidang frontal, membagi tubuh ke depan dan belakang, dan bidang

melintang, membagi tubuh ke atas dan bawah. Gerakan terjadi di atau sejajar

dengan bidang pada sumbu mediolateral (bidang sagital), sumbu anteroposterior

(bidang frontal), atau sumbu longitudinal (bidang melintang). Referensi bidang

ini penting digunakan untuk menyediakan uraian spesifik dalam suatu gerakan.

Gambar 2.2 Posisi anatomi manusia Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009

2.1.1 Perspektif Analisis Gerakan Manusia

Perspektif analisis gerakan manusia dapat dibagi dalam dua perspektif

yaitu kinetik dan kinematik. Kinematik adalah pengukuran gerakan atau lebih

spesifiknya adalah deskripsi geometrik gerakan dalam hal perpindahan, kecepatan

dan percepatan. Sistem kinematik digunakan dalam analisis gait untuk mencatat

posisi dan orientasi segmen tubuh, sudut pada joint dan kesesuaian linear dan

angular kecepatan dan percepatan (Whittle, 2007). Menurut Joseph Hamill dan

Kathleen M. Knutzen tahun 2009, perspektif analisis kinematik menekankan pada

karakteristik gerakan dari sudut pandang spasial dan digunakan dalam waktu yang

bersifat sementara (temporal) tanpa mempedulikan gaya penyebab gerakan. Studi


commit to user

II - 3

kinematika terdiri atas penguraian gerakan yang menyebabkan seberapa cepat

benda bergerak, seberapa tinggi benda bergerak dan berapa jauh perpindahannya.

Sehingga posisi, kecepatan dan gerakan adalah perhatian utama pada analisa

kinematik.

Kinetik adalah area studi yang meneliti gaya yang terjadi pada sistem.

Analisis yang dilakukan adalah dengan menguraikan gaya yang menyebabkan

gerakan. Hal ini lebih sulit dilakukan dan dipahami karena gaya tidak dapat

dilihat, hanya efek dari gaya yang dapat diamati. Evaluasi terhadap gaya yang

dihasilkan pada tubuh sangat penting dilakukan, karena bertanggungjawab pada

terbentuknya seluruh gerakan dan untuk mempertahankan posisi atau postur tubuh

saat kita tidak bergerak.

2.1.2 Gerakan Dasar Anggota Gerak Bawah Manusia

Anggota gerak adalah bagian tubuh yang dipergunakan untuk bergerak dan

berpindah tempat. Anggota gerak ini dibagi menjadi anggota gerak atas (lengan

dan tangan, upperlimb) dan anggota gerak bawah (tungkai dan kaki, lower limb).

Tulang-tulang yang membentuk anggota gerak bawah meliputi tulang panggul

(oscoxae),tulang tungkai atas (femur),tulang kering (tibia), tulang betis (fibula),

tulang pergelangan kaki (tarsal bones), tulang telapak kaki (metatarsal),dan

tulang jari kaki (Wibowo, 2005).

Gambar 2.3 Tulang dan sambungan anggota gerak bawah Sumber: Whittle, 2007


commit to user

II - 4

Menurut Joseph Hamill dan Kathleen M. Knutzen tahun 2009, enam

pergerakan dasar terjadi pada berbagai kombinasi di dalam persendian tubuh

anggota gerak bawah. Dua pergerakan pertama yaitu flexion dan extension yang

terjadi pada mata kaki, ankle, pinggul dan jari kaki. Flexion adalah suatu

pergerakan membengkok yang mengurangi sudut relatif persendian antara dua

segmen bersebelahan. Sedangkan extension adalah suatu gerakan meluruskan

yang menambah sudut relatif persendian antara dua segmen bersebelahan seperti

memposisikan persendian kembali ke titik nol atau titik acuan.

Gambar 2.4 Flexion dan extension Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009

Abduksi adalah suatu pergerakan menjauh dari sumbu tengah badan atau

ruas tubuh. Memindahkan lengan tangan atau kaki ke luar sisi atau merentangkan

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

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

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

hallucts.


commit to user

II - 5

Gambar 2.5 Abduksi dan aduksi Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009

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

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

kearah kanan dan kiri pada kepala dan batang tubuh. Pada saat posisi dasar awal,

perputaran internal atau medial mengacu pada pergerakan suatu segmen dari suatu

sumbu vertikal melalui segmen sedemikian hingga permukaan anterior segmen

bergerak ke arah sumbu tengah badan selagi permukaan posterior bergerak

menjauhi sumbu tengah. Perputaran eksternal atau lateral adalah pergerakan

kebalikan dimana permukaan anterior bergerak menjauhi sumbu tengah dan

permukaan posterior segmen bergerak ke arah sumbu tengah. Otot yang berperan

dalam pergerakan rotasi kaki diantaranya, otot tibialis posterior dimana

menggerakkan toes ke sisi medial, sedangkan otot peroneus longus menggerakkan

bagian toes ke arah lateral. Pergerakan ini sangat bergantung pada persendian

ankle dan subtalar joint.

Gambar 2.6 Rotasi persendian lutut Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009


commit to user

II - 6

2.2 BERJALAN CEPAT

Jalan cepat adalah gerak maju dengan melangkah tanpa adanya hubungan

terputus dengan tanah. Setiap kali melangkah kaki depan harus menyentuh tanah

sebelum kaki belakang meninggalkan tanah. Saat melangkah satu kaki harus

berada di tanah, maka kaki tersebut harus lurus atau lutut tidak bengkok dan

tumpuan kaki dalam keadaan posisi tegak lurus (www.moccasport.com, 2009).

Gambar 2.7 Teknik jalan cepat Sumber: www.moccasport.com, 2009

Gambar 2.7 menunjukkan teknik berjalan cepat dimana posisi badan saat

bergerak maju cenderung lebih condong ke depan. Posisi kaki saat melangkah

lurus ke depan satu garis dengan garis khayal dari badan atau garis khayal di

antara kedua ujung kaki (jari-jari) segaris, tidak ke luar atau ke dalam. pada saat

menumpu tumit harus mendarat lebih dahulu terus bergerak ke arah depan secara

teratur.

Menurut Boonstra (1993), pengukuran berjalan cepat sebagai alat dalam

melakukan gait analysis berdasarkan pada asumsi bahwa kecepatan berjalan

adalah parameter dasar yang jika diukur secara objektif dapat menunjukkan

kemampuan berjalan seseorang. Pada umumnya orang normal berjalan lebih cepat

daripada amputee. Kecepatan berjalan amputee dipengaruhi oleh stride length

(jarak perpindahan) dan stride and swing times (waktu perpindahan).


commit to user

II - 7

Menurut Taylor, (1996) kecepatan berjalan diklasifikasikan menjadi 3

jenis yaitu lambat, normal dan cepat dengan masing-masing kecepatan secara

berurutan sebesar 4,4 km/jam, 5,1km/jam dan 5,5 km/jam.

2.3 HUMAN LOCOMOTION

Locomotion atau daya penggerak merupakan karakteristik dari manusia,

adalah proses dimana manusia itu bergerak sendiri dari satu posisi geografis ke

posisi yang lain. Locomotion termasuk mulai, berhenti, perubahan kecepatan,

perubahan arah, dan modifikasi untuk perubahan di lereng. Kejadian-kejadian ini,

bagaimanapun, adalah kegiatan sementara yang ditumpangkan pada suatu pola

dasar. Dalam berjalan dan berlari manusia, pola ini dapat didefinisikan sebagai

perpindahan berirama bagian tubuh yang menjaga manusia berjalan maju secara

konstan (Rose, 2006).

2.3.1 Human Locomotion

Jika berjalan adalah kegiatan belajar, tidak mengherankan bahwa tiap

masing-masing individu menampilkan keunikan pribadi tertentu pada pola dasar

gerak bipedal. antropolog fisik telah mempelajari perbedaan antara ras dan

mengukur variasi di bagian rangka. Ahli anatomi menyadari adanya variasi

individu. Semua dari kita menyadari bahwa tiap orang mempunyai cara berjalan

yang berbeda, seseorang dapat mengenali seorang kenalan dengan sikapnya

berjalan bahkan ketika dilihat dari kejauhan. Orang-orang mengubah cara mereka

berjalan ketika memakai sepatu dengan tumit tinggi yang berbeda. Seseorang

berjalan berbeda bila gembira daripada saat mental tertekan (Rose, 2006).

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

dikenal dengan sebutan langkah (stride). Stride length merupakan jarak linear

antara point saat telapak kaki dari salah satu kaki menapak dengan point

selanjutnya saat telapak kaki yang sama menapak pada lantai. Step length adalah

jarak linear antara point saat salah satu kaki menapak dengan saat kaki yang lain

menapak pada lantai.

Jacquelin Perry (1992) mendifinisikan single gait cycle sebagai suatu

periode dimana salah satu kaki mengenai landasan (ground), mengayun, dan kaki


commit to user

II - 8

tersebut kembali mengenai landasan. Gambar 2.7 menunjukkan pembagian gait

cycle.

Gait cycle terdiri dari 2 periode yaitu periode berdiri (stance) dimana

anggota badan (kaki) mengenai landasan, dan periode mengayun (swing) dimana

anggota badan tidak mengenai landasan. Gait cycle dibagi delapan fase yang

memiliki tiga tugas fungsional anggota tubuh diantaranya, weight acceptance

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

Gambar 2.8 Siklus pola jalan (gait cycle) Sumber: Vaughan, 1999

Weight acceptance merupakan tugas fungsional anggota badan dalam

menerima beban badan keseluruhan pada saat berjalan, melakukan penyerapan

goncangan saat berjalan dari gaya jatuh bebas tubuh, stabilisasi awal dalam

periode berdiri dan memelihara momentum forward progression. Tugas tersebut

terdiri dari 2 fase pada gait cycle yaitu initial contact/heel strike (HS) dan loading

respons/foot flat (FF). Periode berdiri diikuti dengan pendukung anggota tubuh

tunggal (single limb support/SLS) terdiri dari fase mid-stance, dan fase terminal

stance. Selama melakukan tugas weight acceptance, anggota badan berdiri dengan

tanggung-jawab untuk menahan berat tubuh sementara anggota tubuh lainnya

berada pada periode mengayun. Tugas fungsional ketiga yaitu limb advancement

(LA), dimana terdapat empat fase yang berperan diantaranya, terminal stance,

pre-swing, initial swing, mid-swing, dan terminal swing. LA dimulai pada akhir

periode berdiri, dimana selama fase tersebut anggota badan melakukan


commit to user

II - 9

advancement untuk mempersiapkan fase berikutnya. Fase pre-swing melakukan

sekaligus dua tugas yaitu tugas fungsional single limb support dan limb

advancement (Perry, 1992).

2.3.2 Fase Gait Cycle

Berkaitan dengan waktu, gait cycle pada setiap fase memiliki persentase

waktu tertentu. Christopher L Vaughan (1999) menganalogikan siklus cara orang

berjalan dengan gerak putar roda. Dengan menggambar siklus pola gerakan roda

tersebut, maka titik awal roda akan berputar berulan-ulang, langkah demi langkah.

Dalam persentase waktu gait cycle, 60% dilakukan pada periode berdiri (stance)

dan 40% pada periode berayun (swing).

Gambar 2.9 Diagram waktu gait Sumber: Whittle, 2007


commit to user

II - 10

Gambar 2.10 Persentase gait cycle Sumber: Whittle, 2007

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

1. Initial Contact/Heel Strike (HO).

Initial contact adalah awal dari loading respon, yang merupakan periode

pertama dari stance phase. Initial contact sering disebut “ heel strike”, karena

pada individu normal sering kali ada dampak berbeda antara tumit dan tanah, yang

dikenal sebagai “heelstrike transient”. Nama lain untuk kejadian ini adalah “heel

contact, “footstrike” atau “foot contact”.

Gambar 2.11 Gerakan kaki pada fase initial contact Sumber: Whittle, 2007

Bagian trunk berada sekitar setengah panjang langkah di belakang kaki

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

pelvis bergerak menjauh ke sisi depan meninggalkan lengan kiri yang berayun ke


commit to user

II - 11

belakang. Fleksi maksimum pinggul (umumnya sekitar 30°) tercapai sekitar

pertengahan fase ayunan dan berubah sedikit sampai initial contact. Lutut agak

lurus sesaat sebelum terjadi initial contact kemudian fleksi setelah terjadi initial

contact. Jumlah ayunan lengan bervariasi pada setiap orang dan meningkat seiring

bertambahnya kecepatan berjalan. Ketika posisi initial contact Murray (1967)

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

ankle menuju posisi netral atau datar.

2. Loading Respons (Foot Flat).

Fase loading respons adalah periode double support antara fase initial

contact dan fase mid- stance. Fase loading respons terjadi pada persentase waktu

sekitar 7% dari gait cycle. Bagian atas tubuh selama loading respons, trunk berada

pada posisi terbawahnya sekitar 20 mm di bawah posisi normal, seperti

ditunjukkan pada gambar 2.11.

Gambar 2.12 Gerakan kaki fase loading respons Sumber: Whittle, 2007

Saat fase loading respons, bagian arms bergerak secara maksimal ke

posisi depan dan belakang, sedangkan bagian hip memanjang akibat kontraksi otot

ekstensor sejauh 25°. Lutut kaki kiri (warna terang) mulai flexi menuju puncak

flexi stance phase dan posisi ankle kaki kanan (warna gelap) mendekati datar

penuh.


commit to user

II - 12

3. Mid-stance.

Fase mid-stance adalah akhir dari periode double support dan awal dari

periode single support. Fase mid-stance terjadi pada periode persentase waktu gait

cycle pada 7-32% dan mewakili 18% dari gait cycle. Hip mengalami fleksi

sebesar 25%. Bersamaan pada fase ini, terjadi perpindahan berat oleh kaki pada

periode stance (kaki kanan, warna gelap), sedangkan kaki lainnya (kaki kiri,

warna terang) berada fase mid-swing (lihat gambar 2.13).

Gambar 2.13 Gerakan kaki fase mid-stance Sumber: Whittle, 2007

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

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

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

mid-stance dan berubah posisi sekitar 20 mm dari posisi tengah. Seperti kaki,

lengan melewati satu sama lain selama mid-stance karena mengikuti masing-

masing kaki yang berbeda.

4. Terminal Stance (Heel Off).

Fase terminal stance disebut juga opposite initial contact karena posisi

kaki kanan dan kiri berlawanan dengan posisi initial contact. Fase terminal

stance terjadi pada periode 50% dari waktu gait cycle, seperti diperlihatkan oleh

gambar 2.14. Berat badan dipindahkan dan bertumpu ke bagian bawah kaki depan

(toe).


commit to user

II - 13

Gambar 2.14 Gerakan kaki pada fase terminal stance Sumber: Whittle, 2007

Saat tubuh bergerak ke depan, beban tubuh berpindah dari bagian tumit ke

bagian jari kaki. Saat fase ini, bagian heel meninggi yang diikuti kenaikan knee

flexion 0°-40° dan 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 jatuh ke

depan dengan salah satu kaki berayun untuk mencapai tanah. Dalam posisi ini

berat tubuh mulai berpindah dari belakang menuju left leg.

5. Pre-Swing (Toe-Off).

Fase pre-swing dimulai dengan fase initial contact (heel strike) oleh kaki

kiri (warna terang), dan kaki kanan (warna gelap) berada posisi meninggalkan

landasan untuk melakukan periode mengayun (toe-off), seperti ditunjukkan oleh

gambar 2.15. Periode waktu pre-swing terjadi pada persentase waktu gait cycle

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

Gambar 2.15 Gerakan kaki pada fase pre-swing Sumber: Whittle, 2007

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

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


commit to user

II - 14

ini, bagian hip tetap dalam kondisi flexion sedangkan knee flexion bergerak

menurun dari sudut elevasi sebesar 40° hingga 0°. Ankle berada dalam puncak

plantar flexion dimana membentuk sudut sebesar 25°.

6. Initial Swing (Acceleration).

Fase swing merupakan fase dimana kaki tidak berada di landasan atau

pada posisi berayun. Fase swing terdiri dari tiga fase yaitu: Initial swing, mid-

swing, dan terminal swing. Fase keenam merupakan fase initial swing, dimana

kaki mulai melakukan ayunan, persentase initial swing adalah 60%-73% dari

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

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

(warna terang) berada pada posisi mid-stance, seperti ditunjukkan oleh gambar

2.16 (Perry, 1992).

Gambar 2.16 Gerakan kaki fase pada initial swing Sumber: Perry, 1992

7. Mid-Swing.

Fase kedua dari periode swing adalah fase mid-swing yang ditunjukkan

pada gambar 2.17. Fase mid-swing yang dimulai dengan ayunan kaki kanan dan

dilanjutkan sampai kaki kanan (warna gelap) mengayun maju berada di depan

anggota badan sebelum mengenai landasan dan kaki kiri lurus (hip dan knee

sejajar). Fase mid-swing terjadi pada periode waktu gait cycle 73%-87%, dimana

kaki kiri (warna terang) berada pada fase mid-stance (Perry, Jacquelin, 1992).


commit to user

II - 15

Gambar 2.17 Gerakan kaki pada fase mid-swing Sumber: Perry, 1992

8. Terminal Swing (Decceleration).

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

waktu gait cycle 87%-100%. Fase ini berfungsi untuk perlambatan limb dan

persiapan perpindahan berat. Fase terminal swing dimulai pada saat akhir dari fase

mid-swing, dimana tungkai kaki mengalami perpanjangan maksimum dan

berhenti pada saat heel telapak kaki kanan (warna gelap) mulai mengenai

landasan. Pada periode ini, posisi kaki kanan (warna gelap) berada kembali berada

depan anggota badan, seperti pada posisi awal gait cycle, seperti ditunjukkan oleh

gambar 2.18.

Gambar 2.18 Gerakan kaki pada fase terminal swing Sumber: Whittle, 2007


commit to user

II - 16

2.4 ANALISIS GERAK BIOMEKANIKA

Menurut Michael W. Whittle (2007) biomekanika adalah disiplin ilmu

yang mempelajari sistem biologi, seperti tubuh manusia, dengan metode teknik

mesin. Bagian terpenting pada gerakan berjalan dari pengguna prosthetic adalah

keseimbangan beban tubuh amputee. Sehingga prosthetic yang baik harus

mampu memberikan keseimbangan beban. Gerakan berjalan pada orang normal,

memperlihatkan bagaimana kedua kaki saling menyeimbangkan beban tubuh

dalam pergerakan berpindah. Pada saat berjalan dan kaki menyentuh lantai, beban

tubuh yang dihasilkan dari efek tekanan gravitasi bumi akan menimbulkan gaya

reaksi ke atas. Pada amputee, pemindahan gaya pada prosthetic dan kaki yang lain

dikatakan baik apabila selama proses berjalan pengguna prosthetic melangkah

secara normal yaitu tidak terjadi gap dengan kaki yang sehat (Wibowo, 2009).

2.5 ANTHROPOMETRI DATA BIOMEKANIKA

Anatomi tubuh manusia terdiri dari segmen tubuh yang dihubungkan oleh

persendian. Analisis biomekanika digunakan untuk memodelkan manusia dalam

suatu sistem benda jamak yang tersusun dari link (penghubung) dan joint

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

ada. Menurut Chaffin (1999), tubuh manusia terdiri dari enam link, sebagai

berikut:

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

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

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

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

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

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


commit to user

II - 17

Gambar 2.19 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint Sumber: Chaffin, 1999

Menurut Chaffin (1999), anthropometri merupakan ilmu yang

berhubungan dengan pengukuran massa, bentuk, ukuran dan inersial tubuh

manusia. Hasil dari pengukuran ini berupa data statistik yang menggambarkan

ukuran, massa dan bentuk tubuh manusia. Data anthropometri merupakan

fundamen dasar biomekanika yang digunakan untuk membangun model

biomekanika yang mengkaji kekuatan dan gaya pada tubuh manusia.

Pengukuran anthropometri segmen tubuh manusia disetarakan dengan

model benda jamak. Panjang setiap link diukur berdasarkan persentase tertentu

dari tinggi badan, sedangkan beratnya diukur berdasarkan persentase dari berat

badan. Penentuan center of mass tiap link didasarkan pada persentase standar yang

diadaptasi dari penelitian Dempster (1955) dalam Chaffin (1999) seperti

digambarkan pada gambar 2.20. Link tiap segmen berotasi di sekitar sambungan

dan secara mekanika terjadi mengikuti hukum Newton. Prinsip ini digunakan

untuk menyatakan gaya mekanik pada tubuh dan gaya otot yang diperlukan untuk

mengimbangi gaya-gaya yang terjadi.


commit to user

II - 18

Gambar 2.20 Permodelan titik-titik pusat massa dempster Sumber: Chaffin, 1999

Pada penentuan massa tiap segmen, tubuh manusia digambarkan sebagai

stick diagram seperti pada pemodelan Dempters (1955) dalam Chaffin, (1999).

Persentase massa segmen tubuh ditentukan berdasarkan pemodelan distribusi

berat tubuh (Webb Associaties, 1978 dalam Chaffin, 1999).

Tabel 2.1 Pemodelan distribusi berat badan

a. Head 73,80 %b. Neck 26,80 %a. Thorax 43,80 %b. Lumbar 29,40 %c. Pelvis 26,80 %a. Upperarm 54,90 %b. Forearm 33,30 %c. Hand 11,80 %a. Tight 63,70 %b. Shank 27,40 %c. Foot 8,90 %

15,70 %

Group Segment (%) of Total Body Weight

Individual Segment (%) of Group Segment Weight

Head and Neck

Torso

Total Arm

Total Leg

8,4 %

50,0 %

5,10 %

Sumber: Webb Associaties, 1978


commit to user

II - 19

2.6 KESEIMBANGAN GERAK BIOMEKANIKA

Pada pengguna prosthetic, analisis biomekanika digunakan untuk

mengetahui pola berjalan amputee apakah telah sesuai dengan pola berjalan

normalnya (Radcliffe dan Foort, 1991). Hal ini diketahui dengan keseimbangan

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

periode waktu.

2.6.1 Keseimbangan Gerakan Manusia

Keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan kesetimbangan

tubuh ketika ditempatkan diberbagai posisi. Definisi menurut O’Sullivan (2008),

keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan pusat gravitasi pada

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

(2008), keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan tubuh dalam

posisi kesetimbangan maupun dalam keadaan statis atau dinamis, serta

menggunakan aktivitas otot yang minimal. Keseimbangan juga bisa diartikan

sebagai kemampuan relatif untuk mengontrol pusat massa tubuh (center of mass)

atau pusat gravitasi (center of gravity) terhadap bidang tumpu (base of support).

Keseimbangan melibatkan berbagai gerakan di setiap segmen tubuh dengan di

dukung oleh sistem muskuloskleletal dan bidang tumpu. Kemampuan untuk

menyeimbangkan massa tubuh dengan bidang tumpu akan membuat manusia

mampu untuk beraktivitas secara efektif dan efisien.

Hall (1999) menyebutkan bahwa equilibrium merupakan karakteristik

keadaan dimana terjadi keseimbangan gaya dan torsi (momen gaya). Berdasarkan

hukum Newton pertama, tubuh dalam kondisi equilibrium ketika dalam keadaan

diam (motionless) atau bergerak dengan kecepatan konstan. Ketika tubuh dalam

keadaan diam, misalnya keseimbangan saat berdiri dengan satu kaki, kondisi ini

disebut sebagai static equilibrium. Dynamic equilibrium merupakan kondisi

dimana terjadi keseimbangan antara gaya luar dan gaya inersial pada obyek yang

bergerak. Tubuh yang bergerak dikatakan dalam kondisi dynamic equilibrium,

apabila semua gaya yang bereaksi pada tubuh seimbang dengan gaya inersial yang

melawan gaya reaksi tubuh tersebut.


commit to user

II - 20

2.6.2 Torsi

Menurut Hall (1999), selain bergerak sesuai arah bekerjanya, benda

cenderung untuk memutar dalam suatu sumbu. Perputaran benda tersebut

dikarenakan adanya gaya yang menyebabkan perpindahan, atau disebut torsi.

Torsi (T) yang juga dikenal sebagai puntiran (momen gaya) merupakan hasil kali

antara gaya (F) dan lengan gaya (d).

T = F x d.................................................................................persamaan 2.2

Gambar 2.21 Sebuah torsi

Sumber: Lohat, 2010

Pada tubuh manusia, torsi dibangkitkan oleh otot dalam suatu pusat

persendian yang merupakan hasil dari gaya yang bereaksi terhadap jarak antara

garis gaya otot dengan pusat persendian tersebut (Hall, 1999). Saat joint bergerak

pada suatu jarak, terjadi perubahan momen gaya pada otot yang melintasi

persendian. Perubahan pada momen secara langsung menyebabkan joint torque

yang dibangkitkan oleh otot. Saat berjalan, secara signifikan akan lebih banyak

gaya diperlukan ketika torsi dibangkitkan oleh single support foot dimana momen

akan mengurangi jarak antara tulang metatarsal dengan calcaneus.

Young dan Freedman (1999) dalam Fisika Universitas menyatakan bahwa

torsi merupakan besaran vektor, sehingga selain mempunyai besar, torsi juga

mempunyai arah. Suatu vektor T mempunyai arah tegak lurus terhadap bidang

benda. Arah T adalah tergantung pada arah berputarnya benda akibat gaya F dan d

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

berlawanan dengan putaran jarum jam, maka torsi bernilai positif. Sebaliknya,

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

negatif. Penentuan arah torsi secara umum dilakukan dengan menggunakan

kaidah aturan tangan kanan.


commit to user

II - 21

2.6.3 Work

Work merupakan kombinasi lain dari analisis kinematika dan kinetika

(Karduna, 2004). Secara ilmiah work terjadi ketika gaya bekerja pada suatu objek

sehingga objek bergerak dalam jarak tertentu. Sebuah gaya melakukan work

apabila benda yang dikenai gaya mengalami perpindahan. Work merupakan

besaran skalar, dimana satuan dalam Sistem Internasional (SI) adalah Joule.

Secara matematis, usaha yang dilakukan oleh gaya didefinisikan sebagai hasil kali

perpindahan (s, θ) dengan gaya (F, T) yang searah dengan perpindahan.

Wtranslasi = F x s

Wrotasi = T x θ..........................................................................persamaan 2.3

Gambar 2.22 Usaha oleh sebuah gaya

Sumber: Lohat, 2010

Analisis perubahan kerja mekanik dalam center of mass (COM) pada

gerakan berjalan manusia dibedakan menjadi dua macam perspektif (Willems,

1994). Perspektif pertama adalah internal work dimana merupakan perubahan

energi mekanik relatif terhadap COM akibat internal force yang menyebabkan

terjadinya pergerakan pada tubuh. Perspektif kedua adalah external work dimana

berkebalikan dengan konsep internal work. Pergerakan segmen tubuh relatif

terhadap COM yang diakibatkan adanya external force dimana terjadi perubahan

energi relatif terhadap COM disebut sebagai external work.

2.6.4 Energi

Whittle (2007) mengemukakan, keistimewaan dari normal gait adalah

bagaimana energi disimpan dalam jumlah yang optimal saat berjalan. Salah satu

bentuk pola abnormal gait adalah hilangnya kestabilan yang menyebabkan

pengeluaran energi yang berlebihan sehingga tubuh mudah lelah. Pengukuran

transfer energi selama berjalan pada persendian dan konsumsi energi secara

keseluruhan merupakan bagian penting dalam analisis cara berjalan ilmiah.


commit to user

II - 22

Energi didefinisikan sebagai kapasitas untuk melakukan kerja

(Winter,1990). Usaha dilakukan ketika energi dipindahkan dari satu benda ke

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

dan Freedman, 1999). Energi tidak pernah hilang, tetapi hanya dapat berubah

bentuk dari satu bentuk energi menjadi bentuk energi lain. Secara garis besar,

energi terbagi dalam dua macam, energi potensial dan energi kinetik.

Energi kinetik (EK) merupakan energi gerak. Tubuh memproses energi

kinetik hanya saat tubuh dalam keadaan bergerak. Jika tubuh tidak bergerak maka

v = 0 besarnya energi kinetik juga nol. Berikut persamaan matematis energi

kinetik dalam gerak translasi dan gerak rotasi (angular).

2

21

mvEK translasi =…………………………………………persamaan 2.4

2

21 wIEK rotasi = ....................................................................persamaan 2.5

Dengan; EK = Energi kinetik (J)

m = Massa (kg)

v = Kecepatan (m/s)

Bentuk yang lain dari energi adalah energi potensial, dimana merupakan

energi yang menyatakan posisi suatu objek. Persamaan matematis energi

potensial, sebagai berikut:

PE = mgh..............................................................................persamaan 2.6

Dengan; PE = Energi potensial (J)

m = Massa (kg)

g = Gaya gravitasi (m/s2)

h = Tinggi pusat massa (m)

Pada aplikasi biomekanik perubahan energi potensial disebabkan oleh

adanya perubahan tinggi dari pusat massa, karena biasanya massa tubuh manusia

cenderung tetap. Hall (1999) menyatakan, energi potensial disebut sebagai energi

penyimpanan. Hal ini merupakan bentuk implikasi dari adanya energi kinetik

dalam tubuh ketika bergerak. Salah satu bentuk potensial energi adalah spring

potensial energy (PEs) atau energi potensial elastis.


commit to user

II - 23

2

21

kxPEs = ............................................................................persamaan 2.7

dengan k merupakan konstanta elastis yang menunjukkan keelastisan bahan atau

kemampuan untuk menyimpan energi dan berdeformasi. Sedangkan x

menunjukkan besarnya deformasi yang terjadi otot.

2.6.5 Persamaan Gerak Dinamis Lagrange

Model matematika digunakan dalam menemukan solusi optimal gerakan

manusia yang dianalogikan dalam suatu sistem benda jamak yang tersusun dari

stick diagrams pada setiap joint yang saling terhubung membentuk satu kesatuan.

Perilaku dinamik dari sebuah sistem dinyatakan dalam besaran kinematik dan

kinetika. Pada penelitian ini perilaku dinamik dirumuskan melalui persamaan

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

merupakan konsep matematik dinamis yang menggabungkan displacement, usaha

(work) dan energi yang bekerja pada sistem, sebagai fungsi dari generalized

coordinates, untuk memperoleh turunan kedua dari persamaan gerak.

Lagrangian (L) dari suatu sistem dikatakan sebagai perbedaan antara

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

sistem.

L = KE - PE............................................................................persamaan 2.8

Bentuk umum teori lagrange tentang gerak terdapat dalam persamaan 2.7.

iii

QqL

qL

dtd

=¶¶

-¶¶

×&

..................................................................persamaan 2.9

dengan t menunjukkan waktu, q menunjukkan generalized coordinat dan Q

menunjukkan generalized force. Adapun generalized coordinates (q)

digambarkan sebagai parameter yang merepresentasikan sistem konfigurasi secara

jelas dalam sistem koordinat.

[q]t = [q1, q2, ...., qn]........................................................... ..persamaan 2.10


commit to user

II - 24

2.7 HUMAN AMPUTEE GAIT

Munculnya gaya berjalan normal manusia (normal gait) ditentukan oleh

berbagai karakteristik gerak manusia. Begitu pula gerak berjalan pada amputee,

akan tergantung pada kondisi penentu, misalnya saja sisa bagian tubuh setelah

diamputasi (sendi, rangka, joint dan otot), sejauhmana penggunaan prosthetic

mampu menggantikan bagian tubuh yang hilang sesuai fungsional kaki serta

interface yang dibangun antara tubuh dan prosthetic.

Perbedaan yang nyata terjadi pada amputee gait adalah durasi waktu

selama siklus berjalan (gait cycle). Permasalahan pada fase berdiri seringkali

muncul pada amputee pengguna prosthetic. Ketidaksesuaian knee flexion pada

awal fase berdiri terjadi karena ketidakstabilan pada bagian knee. Beberapa

masalah juga muncul pada penempatan posterior foot, socket flexion dan

hyperdorsiflexion yang terjadi pada ankle.

Modiolateral knee dapat pula diamati pada fase berdiri. Penempatan foot

yang tidak tepat, kelebihan tekukan pada socket dan dimensi socket yang terlalu

melebar sehingga mengurangi kontrol di bagian knee, menjadi salah satu

penyebabnya. Seringpula amputee mudah terjatuh saat berjalan, sebab kurang

sempurnanya penyesuaian foot terutama pada bagian ankle sehingga terjadi

hyperdorsiflexion.

Rotasi external terjadi pada fase heel strike dalam amputee gait cycle.

Penyebabnya adalah kontruksi pada bagian foot (ankle dan SACH) pada kaki

prosthetic. Kontruksi foot terlalu keras dan penempatan yang kurang pas,

sehingga terjadi gerakan yang tidak tepat pada bagian ankle.

Gambar 2.23 Amputee gait Sumber: www.life.com, 2008


commit to user

II - 25

Kenaikan yang terlalu cepat pada heel saat melangkah juga menjadi salah

satu titik perhatian dalam amputee gait. Proses fitting prosthetic yang tidak tepat

pada setiap amputee menjadi salah satu penyebabnya. Hal ini menjadi penting

karena setiap amputee mempunyai karakteristik berbeda pada tipe amputasi dan

kondisi stump yang tersisa dari hasil amputasi.

Beberapa masalah dalam amputee gait juga terjadi dalam fase mengayun

(swing phase). Hal terpenting dalam fase mengayun adalah kemampuan untuk

menahan berat dan mengayunkan kaki dengan ringan. Ketika kemampuan itu

tidak dimiliki oleh prosthetic maka akan terjadi ketidakseimbangan cara berjalan

amputee. Sistem suspensi yang buruk, fitting prosthetic yang tidak tepat (terlalu

panjang dari kaki normal) dan ketidaksesuaian knee flexion, menjadi salah satu

penyebabnya. Dalam mengkoordinir, fase mengayun yang lebih lembut, sebuah

prosthetic harus difasilitasi dengan energy-efficient joint yang mampu

menyediakan transfer energi yang cukup dari tubuh ke dalam prosthetic dimana

gerakan pada hip dan knee akan tersinkronisasi secara merata.

2.8 ABOVE KNEE PROSTHETIC

Prosthetic kaki adalah alat ganti anggota gerak tubuh bagian bawah yang

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

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

membantu amputee dalam melakukan aktivitas sehari-hari.

Gambar 2.24 Prosthetic kaki atas lutut Sumber: www.ortotikprostetik.blogspot.com, 2010


commit to user

II - 26

2.8.1 Komponen prosthetic atas lutut

Pemakai prosthetic atas lutut adalah seseorang yang kehilangan anggota

gerak bawah dari bagian paha. Komponen dasar dari prosthetic atas lutut (above-

knee) terdiri dari sabuk atau sistem suspensi, socket, bagian paha (hip), bagian

lutut (knee), bagian betis (shank), bagian telapak kaki (foot dan ankle). Bentuk

prosthetic atas lutut ditunjukkan pada gambar 2.26 di bawah ini.

Gambar 2.25 Komponen prosthetic atas lutut Sumber: www.scipolicy.net, 2009

Berdasarkan penelitian Staff Prosthetics and Orthotics (1990) dalam

Lower Limb Prosthetics, berikut penjelasan komponen penyusun prosthetic atas

lutut yaitu:

1. Sistem Suspensi.

Sistem suspensi merupakan bagian yang berfungsi untuk mengaitkan

keseluruhan prosthetic pada bagian dari tubuh. Tujuannya agar prosthetic

terpasang sempurna pada tungkai kaki. Secara garis besar terdapat tiga macam

sistem suspensi yaitu, cuff suspension dimana manset diikatkan pada bagian paha,

waist belt dimana manset diikatkan mengelilingi pinggang serta thigh corset

dimana menggunakan sistem waist belt yang dililitkan pada pinggang dan

terdapat tambahan yaitu paha dipasang korset yang berfungsi untuk lebih

memperkuat penggantung.


commit to user

II - 27

Gambar 2.26 Sistem Suspensi Sumber: Staff Prosthetics and Orthotics, 1990

2. Socket.

Socket adalah bagian prosthetic sebagai tempat puntung kaki (stump) yang

masih tersisa. Socket merupakan alat yang dibentuk dan disatukan dengan shank.

Bagian ini menyambung atau berhubungan langsung dengan stump, bahkan tidak

jarang socket menempel tepat pada bagian stump. Socket harus mampu

menyokong bobot tubuh dan mendukung stump secara kuat dan nyaman untuk

semua aktivitas pengguna. Socket dibuat menempel pada stump secara kuat untuk

mengurangi gerakan atau gesekan antara socket dan kulit. Gesekan antara socket

dan kulit akan menyebabkan pengguna merasa kurang nyaman selama

beraktivitas, dan mengakibatkan resiko yang lebih besar pada abrasi kulit.

3. Knee.

Bagian lutut (knee) merupakan joint untuk menggantikan sendi lutut yang

menghubungkan bagian paha dengan bagian betis. Knee prosthetic dibuat

berdasarkan data lebar, dan tinggi lutut saat duduk. Adapun 3 fungsi utama knee

prosthetic, sebagai berikut:

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

b. Menghasilkan kontrol untuk memperhalus ayunan langkah selama swing

phase.

c. Mengatur keleluasaan gerak saatt duduk dan berlutut.

4. Shank.

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

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

Cuff Suspension

Waist Belt

Tight Corset


commit to user

II - 28

Terdapat dua jenis shank yaitu eksoskeletal dan endoskeletal. Eksoskeletal shank

pada umumnya dibuat dari bahan yang ringan namun kuat dan kokoh. Bahan yang

sering dipakai misalnya plastik, aluminium dan kayu. Pada eksoskeletal shank,

ruang bagian bawah socket dan blok ankle dilubangi untuk mengurangi berat.

Pada endoskeletal shank, terdapat tambahan tumpuan yang berupa tonggak untuk

lebih memperkokoh dan memudahkan pemindahan beban dari socket ke bagian

foot. Tonggak pada endoskeletal shank biasanya terbuat dari metal pylon. Bagian

luar juga dilapisi dengan bahan yang lembut agar penampilan menyerupai kaki

yang sebenarnya. Bentuk kedua jenis shank dapat dilihat pada gambar 2.28 dan

gambar 2.29.

Gambar 2.27 Eksoskeletal shank, Sumber: catalog.orthoremedy.com,2010

Gambar 2.28 Endoskeletal shank Sumber:www.ottobockus.com,2010


commit to user

II - 29

Keuntungan eksoskeletal shank yaitu selain murah, pembuatannya mudah,

pelapisan bagian luar lebih berdaya tahan. Kekurangan dari shank ini yaitu

kemampuan menopang tubuh lebih kecil dibanding endoskeletal shank.

Keuntungan endoskeletal shank yaitu lebih modern, mampu menopang beban

tubuh, dan lebih kuat. Kekurangan shank ini yaitu mahal, pembuatan sulit dan

rumit.

5. Foot – Ankle.

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

pergerakan, memberi dukungan selama posisi setengah berdiri tegak, dan

menyesuaikan ayunan untuk membuat tubuh tegak dan bergerak ke depan pada

tahap selanjutnya.

SACH foot prosthetic merupakan salah satu bagian pada kaki prosthetic.

SACH (Solid Ankle Cushion Heel) foot terdiri dari heel kayu, material yang

dimampatkan di sekitar heel, sabuk yang dipasangkan dibawah heel sampai ke

bagian jari kaki, palang atau baut yang menjaga kaki ke tulang kering, dan

cushion heel.

Terdapat empat macam tipe ankle joint pada prosthetic, yaitu ankle joint

single axis, ankle joint double axis, ankle joint multiple axis dan ankle joint sistem

energy recovery. Setiap karakteristik ankle joint ini mempunyai fungsi yang

berbeda-beda sesuai sistem yang ditanamkan pada masing-masing ankle. Ankle

joint sistem double axis mempunyai kemampunan untuk menggerakkan foot dorsi

flexion dan plantar flexion. Sistem ini memperbaiki sistem single axis dimana foot

tidak leluasa bergerak layaknya kaki normal. Perkembangan ankle joint multiple

axis memungkinkan kaki untuk bergerak dengan mudah secara plantarflexion,

dorsiflexion, pronation atau supination maupun rotasi. energy recovery ankle joint

memberikan kemampuan pada kaki untuk menyimpan dan melepaskan energi saat

melakukan pergerakan sehingga amputee dapat berjalan dengan lebih nyaman.


commit to user

II - 30

Gambar 2.29 SACH foot Sumber: www.medexinternational.com, 2009

2.9 ENERGY STORING KNEE PROSTHETIC

Permasalahan prosthetic pada dasarnya lebih banyak menekankan pada

komponen joint dan link sesuai fungsi tubuh. Dalam menghasilkan prosthetic

yang baik agar mampu mengakomodir kondisi lapangan yang di lingkungan

sekitar, hal ini tergantung pada kemampuan dalam perancangan pada knee joint

yang menghubungkan antara tubular shank dan socket. Semakin baik perancangan

knee joint semakin baik juga performasi prosthetic yang dihasilkan untuk mampu

menjawab kondisi lingkungan sekitar. Adapun prosthetic atau kaki palsu yang

memiliki knee joint atau sendi lutut umumnya digunakan oleh para penderita

amputasi atas lutut (above-knee amputee).

Desain above-knee prosthetic konvensional memiliki tingkat kestabilan

yang cukup pada saat stance phase. Tetapi pada saat swing phase, kaki hanya

mengayun seperti pendulum yang mengayunkan bagian shank dan foot.

Kelemahan dari desain ini adalah kecepatan ayunnya sangat rendah, dan tidak

dapat beradaptasi dengan perubahan kecepatan, selain itu konsumsi energi yang

diperlukan akan bertambah, bilamana pengguna ingin menambah kecepatan

langkahnya.

Energy storing prosthetic merupakan salah satu bentuk perkembangan dari

teknologi prosthetic. Teknologi ini memperbaiki cara berjalan amputee dari sisi

fleksibilitas, kenyamanan dan kemampuan mekanis dalam melakukan aktifitas

sehari-hari. Secara dinamis, energy storing prosthetic mengakomodasi

kemampuan untuk melintasi daerah permukaan yang tidak rata, berbeda

ketinggian dan kenyamanan serta stabilitas untuk berjalan di berbagai permukaan


commit to user

II - 31

bidang. Selain itu, teknologi ini memberikan stabilitas dalam berbagi kegiatan

olahraga.

Cara kerja energy storing prosthetic berbeda degan cara kerja jenis

prosthetic lain. Konsep energy storing menganalogikan sebagai sebuah peer 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 peer yang

terdapat pada knee prosthetic inilah yang akan mengurangi jumlah kerja yang

harus dilakukan otot kaki amputee akibat gaya ayun ketika beraktifitas.

Above-knee prosthetic dengan energy storing didesain dengan

menambahkan komponen mechanical spring pada bagian knee joint atau sering

juga disebut Energy Storing Prosthetic Knee (ESPK). 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 aktifitas-aktifitas

olahraga ekstrem, 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 2.30 XT9 Energy storing prosthetic knee Sumber: Symbiotechs USA, 2006

Desain lain dari energy storing prosthetic adalah dengan mengganti

komponen mechanical spring dengan komponen gas spring. Gas spring atau juga


commit to user

II - 32

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.

.

Gambar 2.31 Energy storing prosthetic knee Sumber: Ardian U., 2010

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 ESPK memungkinkan pengguna above-knee prosthetic leg dapat

menggunakan ESPK untuk aktivitas keseharian dengan berkurangnya respon

untuk melakukan extension yang membuat amputee lebih nyaman saat berjalan.


commit to user

II - 33

2.10 PENELITIAN SEBELUMNYA

Boris S . Farber, DSc, PhD dan Jacob S . Jacobson, PhD pada tahun 1995

melakukan kajian mengenai prostetik atas lutut dengan system 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 AK prosthetic konvensional.

Konsumsi energi menurun 35% selama berjalan dengan prosthetic baru.

F. Farahmand, T. Rezaeian, R. Narimani and P. Hejazi Dinan pada tahun

2006 melakukan kajian mengenai kinematik dan analisis dinamik gait cycle pada

amputee atas lutut. Tujuan dari penelitian ini adalah untuk mengukur dan

menganalisis variabel dinamik dan kinematik. 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. 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. 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

(1,84Nm/kg dibanding 1,14 Nm/kg). Sedangkan momen hip kaki teramputasi

lebih rendah dari kaki normal ( 0,97 Nm/kg dibanding 1,67 Nm/kg)

Yulie Khrisna pada tahun 2006 melakukan kajian mengenai usulan

perbaikan pada prosthetic anggota gerak bawah jenis socket quardrilateral

berdasarkan pendekatan biomekanika. Penelitian ini dilakukan terhadap pengguna

prothese kaki atas lutut jenis soket quardilateral. Hal yang dikaji dalam penelitian

ini adalah gaya dan momen pada tiap persendian anggota gerak bawah serta

energi expenditure pengguna prothese kaki atas lutut saat melakukan aktivitas

jalan. Dari pengolahan data yang dilakukan dapat diketahui bahwa energi


commit to user

II - 34

expenditure yang dikeluarkan pengguna untuk gerakan jalan santai masih sangat

besar yaitu sebesar 6,559 Kkal/jam/kg atau 129 % lebih besar dari energi

expenditure orang normal 2,86 Kkal/jam/kg. Untuk itu dilakukan penyesuaian

gaya dan momen antara segmen kaki normal dengan segmen prosthetic yang

sehingga dihasilkan massa ideal untuk prosthetic kaki atas lutut sebesar 3,1187 kg

untuk segmen paha, 2,154 Kg untuk segmen betis, dan 0,699 kg untuk segmen

telapak kaki.

Putu Primawati dan Agus Susanto pada tahun 2009 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

impor dan endoskeletal model pengembangan, dimana focus perbedaan ketiga

prosthetic tersebut terletak pada bagian ankle joint. Penelitian Putu Primawati

menitik beratkan pada aspek fisiologis. Penelitian dilakukan dengan cara

mengukur % CVL, 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

(1,2km/jam; 1,6 km/jam; dan 2 km/jam). Sedangkan Agus susanto

menitikberatkan pada kajian biomekanika 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.


commit to user

II - 35

Mamoru Umemura dan Nobuya Yamasaki pada tahun 1998 melakukan

penelitian mengenai pengaruh prosthetic atas lutut pada tingkat konsumsi energi.

Dalam penelitian tersebut subjeknya adalah 4 orang amputee yang telah

menggunakan prosthetic atas lutut. Keempat amputee dipasang 3 jenis prosthetic

secara bergantian yaitu spring knee, pneumatic knee, dan hydraulic knee. Metode

penelitian yang digunakan adalah dengan pengukuran three dimensional

coordinate yang dilengkapi dengan alat force plate. Pengolahan data yang

dilakukan dimulai dengan menghitung sudut pada joint kemudian menghitung

momen inersia. Semua nilai momen kemudian disubstitusikan dengan 0 untuk

menghitung torsi pada lutut dan kaki. Strength dan power dihitung dari model

fisika. Daya kemudian diintegralkan sehingga didapat jumlah konsumsi energi.

Hasilnya, konsumsi energi semakin menurun saat kecepatan semakin dipercepat

dan mencapai keadaan yang stabil pada kecepatan 0.7 m/s – 1.4 m/s. Kemampuan

berjalan tidak disebabkan oleh perbedaan knee joints baik pada spring knee,

pneumatic knee maupun hydraulic knee.


commit to user

III - 1

BAB III METODE PENELITIAN

Metode penelitian berisi tentang tahapan penelitian yang dimulai dari latar

belakang sampai dengan kesimpulan. Tahapan yang dilakukan dalam penelitian

ini akan dijelaskan pada gambar 3.1.

Gambar 3.1 Metodologi penelitian


commit to user

III - 2

Tahapan yang dijelaskan pada gambar 3.1 digunakan untuk mengukur

kemampuan prosthetic endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar pada

aktivitas berjalan cepat pada bidang datar. Penjelasan lebih rinci mengenai metode

penelitian di atas dijelaskan dalam sub bab di berikut ini.

3.1 IDENTIFIKASI PERMASALAHAN

Tahapan awal yang dilakukan dalam penyusuan tugas akhir ini adalah

identifikasi terhadap amputee atas lutut endoskeletal dengan energy storing.

Tahapan identifikasi permasalahan dapat dijelaskan, sebagai berikut:

1. Latar belakang,

Kaki termasuk alat gerak bawah yang digunakan dalam aktivitas berjalan,

berjalan cepat, berlari, dan melompat. Berjalan cepat biasa dilakukan untuk

tujuan rekreasi fisik maupun untuk menghindari situasi lingkungan yang

mengancam. Untuk mengakomodasi hal tersebut amputee memerlukan

prosthetic yang mampu merespon kebutuhan amputee terhadap aktivitas jalan

cepat. Atas dasar permasalahan tersebut, maka dikembangkan prosthetic

model endoskeletal dengan sistem energy storing mekanisme 2 bar. Penelitian

dilakukan guna mengukur kemampuan prosthetic dengan mengetahui

pengaruh energy storing saat amputee melakukan aktivitas berjalan cepat

pada bidang datar dengan kajian dynamic cycle gait.

2. Perumusan masalah,

Berdasarkan uraian yang ada pada latar belakang di atas, perumusan masalah

yang dapat dimunculkan dalam penelitian ini ialah bagaimana kajian dynamic

cycle gait dalam mengukur kemampuan prosthetic endoskeletal dengan

sistem energy storing mekanisme 2 bar saat aktivitas berjalan cepat.

3. Tujuan dan manfaat penelitian,

Penelitian ini bertujuan untuk mengukur kemampuan prosthetic endoskeletal

dengan energy storing mekanisme 2 bar pada aktivitas berjalan cepat dengan

dynamic cycle gait. Manfaat yang dapat diambil dalam penelitian ini adalah

mengetahui nilai usaha (work) dan energi serta nilai torsi pada setiap joint,

melalui kajian dynamic cycle gait sepanjang periode waktu berjalan cepat,


commit to user

III - 3

dalam memberikan rekomendasi dalam pengembangan penelitian prosthetic

atas lutut model endoskeletal dengan sistem energy storing mekanisme 2 bar

4. Studi literatur,

Studi literatur dimaksudkan untuk memperoleh informasi-informasi yang

menunjang jalannya penelitian ini. Studi literatur menguraikan tentang teori-

teori yang digunakan sebagai dasar pemikiran, wawasan dan acuan dalam

perencanaan awal penelitian, pengumpulan data, pengolahan data dan bahan

analisis hasil penelitian. Studi literatur yang digunakan diantaranya penjelasan

mengenai gerak tubuh (human motion), gerakan berjalan manusia (human

locomotion), anthropometri data biomekanika, keseimbangan gerak

biomekanika, kajian usaha (work), energi dan torsi pada segmentasi tubuh

manusia, prosthetic above knee endoskeletal, serta kajian berjalan cepat.

5. Studi Observasi

Studi observasi digunakan untuk mengamati gerakan berjalan manusia normal

pada aktivitas berjalan cepat. Identifikasi pola cycle gait gerak berjalan cepat

manusia normal menjadi salah satu dasar pendukung dalam menentukan fase

gerakan berjalan cepat amputee. Satu siklus gerakan yang digunakan sebagai

acuan dalam penelitian ini dibagi menjadi delapan fase yaitu initial contact,

loading respons, mid-stance, terminal stance, pre-swing, initial swing, mid-

swing, dan terminal swing. Fase ini sama dengan fase gerakan berjalan normal

yang dibagi menjadi 8 fase juga karena masih dalam kategori berjalan.

Berbeda dengan berlari walaupun pengertiannya mirip dengan berjalan cepat

tetapi fasenya berbeda dimana saat berlari terdapat fase kedua kaki melayang

di udara. Berdasarkan penelitian yang dilakukan Umemura tahun 1998 dimana

hasil penelitiannya menyatakan bahwa peningkatan dalam kecepatan berjalan

dari lambat menjadi cepat mempengaruhi stride length dan walking cadence.

Dari kecepatan lambat menjadi cepat terdapat keadaan yang kontras dimana

stride length semakin panjang dan walking cadence semakin pendek.

Berdasarkan pernyataan tersebut perbedaaan kecepatan berjalan tidak

mempengaruhi jumlah fase gerakan berjalan antara berjalan normal maupun

cepat karena masih dalam kategori berjalan dalam bidang rata.


commit to user

III - 4

3.2 PENGUMPULAN DATA

Pengumpulan data dilakukan sebagai penunjang dan bahan analisis

terhadap permasalahan yang diangkat. Dalam hal ini pengumpulan data diperoleh

melalui dokumentasi penelitian terkait dengan kajian prosthetic atas lutut

endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar. Penelitian dilakukan di

Laboratorium Perencanaan dan Perancangan Produk Teknik Industri UNS dan

Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan Ergonomi Teknik Industri UNS.

Data yang diambil dalam penelitian terdiri dari data awal dan data utama.

Data awal meliputi usia, tinggi, berat badan, riwayat amputasi, jenis amputasi dan

pengukuran anthropometri responden. Data awal digunakan dalam mendukung

penelitian untuk mengetahui karakteristik pengguna prosthetic berdasarkan

kondisi amputee yang menjadi responden dalam penelitian. Data utama yaitu data

pengukuran sudut (θ) pada ankle, knee, dan hip joint saat fase gerakan dalam satu

siklus berjalan cepat. Data utama merupakan data yang secara langsung akan

menjadi input dari analisis biomekanika melalui pengembangan formulasi

matematik yang akan dilakukan dalam kajian penelitian. Formulasi model

dibangun secara dinamik sepanjang periode waktu berjalan dengan menggunakan

pendekatan persamaan lagrange euler. Metode Euler-Lagrange merupakan

gabungan dari dua pembahasan yaitu metode Euler yang dikenakan dengan

pengali Lagrange. Metode Euler-Lagrange mengakomodasi bahwa penyelesaian

yang diperoleh bersifat kontinu. Penjelasan lebih lanjut mengenai data yang

diperlukan dalam pengukuran pada pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal

dengan memperhatikan aspek energy storing prosthetic knee, sebagai berikut:

1. Penentuan responden amputee.

Pemilihan amputee yang digunakan sebagai responden dalam penelitian

didasarkan pada kondisi anatomi tubuh amputee. Karakteristik ini ditinjau

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

penelitian mengenai penggunaan prosthetic atas lutut endoskeletal dengan

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

Adapun dalam penelitian ini responden amputee berjumlah satu orang,

berjenis kelamin laki-laki dan berusia 49 tahun.

2. Pengukuran anthropometri pengguna prosthetic kaki atas lutut.


commit to user

III - 5

Pengambilan data anthropometri amputee pengguna prosthetic digunakan

untuk menghitung panjang segmen titik berat dan momen inersia segmen

tubuh pengguna prosthetic. Pertama-tama diukur tinggi badan dan berat badan

pengguna prosthetic, kemudian dilakukan pengambilan data anthropometri

amputee. Data anthropometri tubuh yang diambil, merupakan data yang

berhubungan langsung dengan pengukuran panjang segmen kaki yang

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

segmen telapak kaki diukur dari ujung jari terpanjang pada kaki hingga bagian

belakang dari kaki. Panjang segmen betis diukur dari mata kaki hingga lutut.

(a) (b)

Gambar 3.2 Alat ukur, (a) Timbangan badan, (b) Meteran Sumber :Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret, 2010 3. Pengukuran dimensi prosthetic atas lutut endoskeletal dengan energy storing.

Pengukuran dilakukan untuk mengetahui karakteristik prosthetic atas lutut

endoskeletal dengan energy storing mekanisme 2 bar yang ditinjau dari

ukuran berat dan panjang prosthetic. Pengukuran dimensi prosthetic

dilakukan dengan menggunakan meteran, dan berat prosthetic diukur dengan

menggunakan force gauge.

Gambar 3.3 Force Gauge

Sumber :Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas Maret Surakarta, 2010


commit to user

III - 6

4. Pengamatan gerakan berjalan cepat amputee pada bidang datar.

Objek penelitian yang diamati adalah gerakan berjalan cepat amputee dengan

menggunakan prosthetic atas lutut model endoskeletal system energy storing

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

a. Panjang langkah (stride length) pendek.

b. Kecepatan berjalan ± 1.7 m/s.

c. Amputee berjalan sepanjang 12 m.

d. Tumpuan pertama saat melangkah pada bagian tumit.

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

berjalan cepat.

Satu siklus gerakan yang digunakan sebagai acuan dalam penelitian ini dibagi

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

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

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

berjalan cepat.

Capture digunakan dalam membantu memodelkan manusia dalam suatu

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

saling terhubung membentuk satu kesatuan. Capture dibuat pada setiap fase

dalam satu siklus gerakan amputee pengguna prosthetic atas lutut

endoskeletal dengan energy storing saat berjalan cepat.

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

Pengukuran ini bertujuan untuk mengetahui sudut yang terbentuk pada ankle,

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

cepat menggunakan prosthetic kaki atas lutut endoskeletal dengan energy

storing mekanisme 2 bar. Pengukuran sudut diukur dengan menggunakan alat

electrogoniometer RF. Secara umum, prosedur pelaksanaan dari pengukuran

sudut, yaitu:

a. Pengguna prosthetic memakai prosthetic kaki atas lutut endoskeletal

dengan energy storing mekanisme 2 bar yang digunakan dalam

eksperimen.

b. Pemasangan electrogoniometer Rf di tubuh pengguna prosthetic dilakukan

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


commit to user

III - 7

tersambung pada sebuah komputer untuk menampilkan hasil pengukuran

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

c. Pengguna prosthetic atas lutut endoskeletal dengan energy storing

melakukan aktivitas berjalan cepat. Data pengukuran akan ditampilkan

dalam komputer.

d. Pengukuran dilanjutkan sampai mendapatkan data yang cukup untuk

dilakukan pengolahan data lanjutan.

Gambar 3.4 Electrogoniometer Rf Sumber : Jurusan Teknik Industri Universitas Sebelas

Maret Surakarta, 2010 3.3 PENGOLAHAN DATA

Pengolahan data dalam penelitian ini dilakukan untuk menentukan nilai

external work dan komponen external work. Penjelasan mengenai pengolahan

data secara lebih lanjut, sebagai berikut:

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

Pemodelan fase berjalan cepat meliputi 8 fase gerakan. Pemodelan dilakukan

melalui pendekatan lagrange tentang gerak dengan menggunakan persamaan

2.8. Bentuk umum persamaan lagrang of motion yang terdapat dalam

persamaan 2.9 digunakan untuk mengetahui nilai external work dan komponen

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

usaha keseluruhan dihitung dengan menggunakan rumusan usaha baik pada

gerak translasi maupun rotasi dengan menggunakan persamaan 2.4 dan

persamaan 2.5.


commit to user

III - 8

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

momen inersia pengguna prosthetic atas lutut.

Data anthropometri pada pengumpulan data digunakan dalam pengolahan

data untuk menentukan besar massa tiap segmen tubuh, titik berat segmen kaki

dan momen inersia. Perhitungan besar massa tiap segmen tubuh menggunakan

tabel 2.1. Sedangkan dalam mencari dimensi panjang titik berat setiap segmen

dapat digunakan permodelan titik-titik berat (Dempster, 1955) yang terdapat pada

gambar 2.21. Setelah massa tiap segmen tubuh dan sebaran titik berat pada

segmen kaki diketahui, maka dilakukan perhitungan momen inersia (persamaan

2.1) dari tiap segmen kaki tersebut. Perhitungan momen inersia digunakan untuk

perhitungan energi kinetik pada saat aktifitas berjalan cepat.

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

pengguna prosthetic endoskeletal atas lutut dengan energy storing dengan

menggunakan dynamic gait cycle.

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

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

berjalan cepat menggunakan prosthetic atas atas lutut endoskeletal dengan energy

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

menggunakan model dinamis pergerakan manusia melalui bentuk umum

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

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

Perhitungan energi dilakukan dengan menggunakan persamaan lagrange of

motion dalam persamaan 2.8, untuk mengetahui perbedaan antara jumlah energi

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

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

energi penyimpanan gas spring pada bagian knee joint prosthetic, dengan

menambahkan rumusan persamaan 2.7. Besarnya usaha keseluruhan dihitung

dengan menggunakan rumusan usaha baik pada gerak translasi maupun rotasi

dengan menggunakan persamaan 2.4 dan persamaan 2.5.


commit to user

III - 9

3.4 ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL PENELITIAN

Pada tahap analisis dan interpretasi hasil penelitian dilakukan analisis

perbandingan antara nilai usaha (work), energi dan torsi yang muncul pada

gerakan berjalan cepat pengguna prosthetic endoskeletal dengan energy storing

mekanisme 2 bar. Analisis dilakukan apakah nilai usaha (work), energi dan torsi

yang muncul mendekati nilai usaha (work), energi dan torsi yang bekerja pada

manusia normal.

3.5 KESIMPULAN DAN SARAN

Kesimpulan dan saran merupakan langkah akhir yang dilakukan dalam

penelitian tugas akhir ini. Kesimpulan berdasarkan hasil pengolahan dan analisis

data yang telah dilakukan pada tahap sebelumnya dimana menjawab dari tujuan

yang diharapkan dalam penelitian. Saran diberikan sebagai rekomendasi guna

peningkatan dan perkembangan kaki prosthetic yang diharapkan mampu

menggantikan fungsi bagian tubuh yang hilang.

KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT PADA PENGGUNA … · Judul tugas akhir : Kajian Dynamic Gait pada...

Documents

Transcript of KAJIAN DYNAMIC CYCLE GAIT PADA PENGGUNA … · Judul tugas akhir : Kajian Dynamic Gait pada...