kajian gait dynamic pada bidang miring bagi pengguna prosthetic

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

commit to user

KAJIAN GAIT DYNAMIC PADA BIDANG MIRING

BAGI PENGGUNA PROSTHETIC ENDOSKELETAL SISTEM

ENERGY STORING KNEE MEKANISME 2 BAR

Skripsi

Sebagai Persyaratan Untuk Memperoleh Gelar Sarjana Teknik

ISTI KHRISNA AMINASTI

I0306006

JURUSAN TEKNIK INDUSTRI FAKULTAS TEKNIK

UNIVERSITAS SEBELAS MARET

SURAKARTA

2010


commit to user

vi

KATA PENGANTAR

Alhamdulillah, puji syukur penulis persembahkan kehadirat Allah SWT

atas rahmat dan karunia-Nya sehingga penulis dapat menyelesaikan skripsi ini

dengan baik. Shalawat serta salam kepada Rasulullah Muhammad SAW, Al Amin

suri tauladan kita.

Dalam pelaksanaan maupun penyusunan skripsi ini, penulis telah banyak

mendapatkan bantuan dan bimbingan dari berbagai pihak. Oleh karena itu, penulis

mengucapkan terima kasih yang sebesar-besarnya kepada:

1. Allah SWT yang selalu dan tidak henti-hentinya melimpahkan segala rahmat,

nikmat, anugerah, kesempatan serta ilmu yang berguna sehingga penulis bisa

menuntaskan pendidikan kesarjanaan ini dengan baik dan lancar.

2. Mama, papi dan seluruh keluarga atas kasih sayang dan doa yang selalu

mengiringi langkah penulis sampai sekarang dan tidak akan terhenti.

3. Ariesta Ardhy Buana, ST, yang tidak pernah bosan memberi semua dukungan,

kasih sayang dan waktu yang selalu selalu dan selalu ada untukku, trimakasihh

sayangku.

4. Ir. Lobes Herdiman, MT, selaku Ketua Jurusan Teknik Industri UNS,

sekaligus dosen pembimbing atas segala bantuan, bimbingannya dan nasehat

yang selalu menguatkan penulis selama pelaksanaan skripsi.

5. Ilham Priadythama, ST, MT, selaku dosen pembimbing yang dengan sabar

dan selalu menyempatkan waktu untuk memberikan pengarahan selama

berjam-jam sehingga penulis dapat menyelesaikan skripsi ini dengan baik dan

lancar.

6. Dr. Cucuk Nur Rosyidi, ST, MT dan Retno Wulan Damayanti, ST, MT selaku

penguji yang berkenan memberikan banyak sekali saran dan kritik bagi

penulis pribadi dan penyusunan skripsi ini khususnya.

7. Ir. Munifah, MSIE, MT selaku Pembimbing Akademik atas kasih sayang,

nasehat dan bimbingan selama ini, trimakasih ibu..

8. Drs. Widarno selaku responden penelitian atas waktu dan kesediaannya

membantu kelancaran penelitian skripsi ini.


commit to user

vii

9. Segenap staf dan karyawan Jurusan Teknik Industri, atas segala kesabaran dan

pengertiannya dalam memberikan bantuan dan fasilitas demi kelancaran

penyelesaian skripsi dan selama kuliah di Teknik Industri.

10. Sahabat-sahabat tersayang Asti ndud, Kiki ndud, Indah, Acid, Hencay, Nanna

Jen. Terimakasihh terimakasihh buat waktu-waktu kebersamaan yang tak akan

ice lupakan, berbagi kebahagiaan canda tawa tangis. Luph uu..

11. Sahabat sahabat seperjuangan gudang dan tim 11, trimakasih buat candaan

yang gak pernah berhenti yang membuatku sadar bahwa hidup ini sangat

indah bersama kalian, trimakasihhh..

12. Teman-teman Teknik Industri angkatan ’06 yang telah bersama-sama berjuang

dalam menyelesaikan kuliah ini. Sesuai absen: Bebel, Ferli pinx, Gusti,

Hencay, Indah, iCe, Au, Aik, Angga, otd, Bonex, Adin, ItoolQ, Asmoot, Asti

ndud, Acitt, Bayu, Budd, Dinar, Samto, Sarah, Esha, Finis, Ginung, Helmi,

Indra, Joana, Maria, Iyem, Krisnatalia, Kiki Boy, Pak Dok, Tiw tiw, Prita,

rena, QQ ndud, Cobii, Ruth, Sigit, Aya, Nando, Yona, Zulpee, Ajeng, Aldi,

PP, Nanna Jen, Rinta, Umooo plus teman-teman TI Nonreg ’06 dan Transfer

’08. Semoga persahabatan yang indah ini terus terjaga, terkenang dan

dikenang sepanjang masa. Terimakasih semuanya...

13. Seluruh pihak-pihak yang tidak dapat penulis sebutkan satu persatu, atas

segala bimbingan, bantuan, kritik dan saran dalam penyusunan skripsi ini.

14. At least, skripsi ini tidak akan terwujud tanpa tauladanku papa, simbah, mama

dan adik di surga.

Penulis menyadari bahwa laporan ini jauh dari sempurna, oleh karena itu

penulis sangat mengharapkan kritik, masukan dan saran yang membangun untuk

penyempurnaan laporan ini. Akhir kata, penulis mengucapkan terima kasih dan

semoga laporan ini bisa bermanfaat bagi kita semua.

Surakarta, Oktober 2010

Penulis


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

ABSTRCT .................................................................................................. ix

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

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

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

DAFTAR ISTILAH ................................................................................... xix

DAFTAR LAMPIRAN .............................................................................. xxiv

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

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

1.2 Perumusan Masalah ............................................................ I-2

1.3 Tujuan Penelitian ................................................................ I-2

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

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

1.6 Asumsi Penelitian ............................................................... I-4

1.7 Sistematika Penulisan ......................................................... I-5

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

2.1 Human Gait ........................................................................ II-1

2.1.1 Gait cycle ................................................................ II-1

2.1.2 Fase gait cycle......................................................... II-2

2.1.3 Gait analysis............................................................ II-8

2.1.4 Gait training ............................................................ II-9

2.2 Analisis Gerak Biomekanika.............................................. II-10

2.3 Anthropometri Biomekanika .............................................. II-11


commit to user

xi

2.4 Studi Gerak Biomekanika .................................................. II-14

2.4.1 Keseimbangan, equilibrium dan stabilitas gerak ... II-14

2.4.2 Torsi ....................................................................... II-15

2.4.3 Work ....................................................................... II-16

2.4.4 Energi ..................................................................... II-16

2.4.5 Persamaan gerak lagrange ...................................... II-18

2.5 Prosthetic Atas Lutut .......................................................... II-20

2.5.1 Komponen prosthetic atas lutut .............................. II-20

2.5.2 Energy storing knee prosthetic ............................... II-24

2.6 Bidang Miring .................................................................... II-26

2.4.1 Ramp ....................................................................... II-27

2.7 Penelitian Sebelumnya ....................................................... II-30

BAB III METODOLOGI PENELITIAN .................................................. III-1

3.1 Identifikasi Permasalahan ................................................... III-2

3.2 Pengumpulan Data.............................................................. III-3

3.3 Penelitian Aktifitas Berjalan Amputee pada Bidang

Miring ................................................................................. III-10

3.4 Formulasi Model Dinamis Gerakan Berjalan ..................... III-14

3.5 Pengolahan Data ................................................................. III-16

3.6 Analisis dan Intepretasi Hasil ............................................. III-16

3.7 Kesimpulan dan Saran ........................................................ III-17

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

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

4.4.1 Data responden pengguna prosthetic ...................... IV-1

4.4.2 Prosthetic endoskeletal sistem energy storing

knee mekanisme 2 bar ........................................... IV-3

4.4.3 Penentuan massa segmen, letak titik pusat massa

dan momen inersia tubuh amputee dengan

prosthetic endoskeletal sistem energy storing

knee mekanisme 2 bar ............................................ IV-8

4.2 Gait Cycle Amputee pada Bidang Miring ............................. IV-10

4.3 Permodelan Gait Dynamic pada Bidang Miring ................... IV-18


commit to user

xii

4.3.1 Gerakan berjalan naik permukaan bidang miring

(Fase 1: Initial contact) ........................................... IV-21

4.3.2 Gerakan berjalan turun permukaan bidang miring

(Fase 1: Initial contact) ........................................... IV-31

4.4 Pengolahan Data.................................................................... IV-42

4.4.1 Pengukuran data hasil penelitian aktifitas berjalan

amputee pada bidang miring ................................... IV-42

4.4.2 Pengukuran external work serta komponen force

dan torsi gerakan berjalan pada bidang miring ....... IV-49

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

5.1 Analisis Gerakan Berjalan Amputee .................................. V-1

5.1.1 Naik permukaan bidang miring ............................. V-1

5.1.2 Turun permukaan bidang miring ............................ V-21

5.2 Interpretasi Hasil ................................................................ V-40

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

6.1 Kesimpulan ........................................................................... VI-1

6.2 Saran ...................................................................................... VI-1

DAFTAR PUSTAKA


commit to user

xv

DAFTAR GAMBAR

Gambar 2.1 Step dan stride dalam gait cycle .......................................... II-2

Gambar 2.2 Pembagian gait cycle........................................................... II-2

Gambar 2.3 Gerakan kaki pada fase initial contact ................................ II-3

Gambar 2.4 Gerakan kaki pada fase loading response ........................... II-4

Gambar 2.5 Gerakan kaki pada fase mid stance ..................................... II-5

Gambar 2.6 Gerakan kaki pada fase terminal stance .............................. II-5

Gambar 2.7 Gerakan kaki pada fase pre swing ....................................... II-6

Gambar 2.8 Gerakan kaki pada fase initial swing .................................. II-7

Gambar 2.9 Gerakan kaki pada fase mid swing ..................................... II-7

Gambar 2.10 Gerakan kaki pada fase terminal swing .............................. II-8

Gambar 2.11 Posisi anatomi manusia ....................................................... II-10

Gambar 2.12 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint .......................... II-12

Gambar 2.13 Permodelan titik-titik pusat massa dempster....................... II-13

Gambar 2.14 Sebuah torsi ......................................................................... II-15

Gambar 2.15 Usaha oleh sebuah gaya ...................................................... II-16

Gambar 2.16 Prosthetic atas lutut ............................................................. II-20

Gambar 2.17 Komponen prosthetic atas lutut ........................................... II-21

Gambar 2.18 Sistem suspensi ................................................................... II-21

Gambar 2.19 Socket .................................................................................. II-22

Gambar 2.20 Shank (a) Eksoskeletal (b) Endoskeletal ............................. II-23

Gambar 2.21 Ankle joint pada SACH foot ............................................... II-24

Gambar 2.22 XT9 energy storing knee ..................................................... II-25

Gambar 2.23 Kawamura energy storing knee ........................................... II-26

Gambar 2.24 C-Leg energy storing knee .................................................. II-26

Gambar 2.25 Amputee gait pada bidang miring ....................................... II-27

Gambar 2.26 Ramp ................................................................................... II-28

Gambar 2.27 Model ramp ......................................................................... II-28

Gambar 2.28 Standar perancangan ramp .................................................. II-29

Gambar 2.29 Pegangan (handraill) ramp .................................................. II-30

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


commit to user

xvi

Gambar 3.2 Timbangan badan digital ..................................................... III-4

Gambar 3.3 Force gauge ......................................................................... III-4

Gambar 3.4 Meteran ............................................................................... III-5

Gambar 3.5 Jangka sorong ...................................................................... III-5

Gambar 3.6 Elektrogoniometer RF ......................................................... III-6

Gambar 3.7 Contoh check sheet anthropometri pengguna prosthetic .... III-6

Gambar 3.8 Bidang miring ..................................................................... III-7

Gambar 3.9 Sticker flourescent ............................................................... III-7

Gambar 3.10 Prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar ................................................................. III-8

Gambar 3.11 Video shooting .................................................................... III-8

Gambar 3.12 Setting tempat penelitian ..................................................... III-12

Gambar 3.13 Point pengukuran pada CV mob ......................................... III-13

Gambar 4.1 Amputee dengan prosthetic endoskeletal sistem energy

Storing knee mekanisme 2 bar (a) Posisi berdiri

(b) Posisi duduk ................................................................. IV-4

Gambar 4.2 Komponen energy storing knee mekanisme 2 bar .............. IV-4


mekanisme 2 bar ................................................................. IV-5

Gambar 4.4 Segmentase prosthetic ......................................................... IV-6

Gambar 4.5 Persebaran titik pusat massa................................................ IV-11

Gambar 4.6 Cycle gait naik bidang miring ............................................. IV-15

Gambar 4.7 Cycle gait turun bidang miring ........................................... IV-16

Gambar 4.8 Fase initial contact gerakan berjalan naik

bidang miring ...................................................................... IV-20

Gambar 4.9 Link segment model kaki prosthetic fase initial contact ..... IV-21

Gambar 4.10 Link segment model kaki normal fase initial contact ......... IV-26

Gambar 4.11 Fase initial contact gerakan berjalan turun

bidang miring ...................................................................... IV-31

Gambar 4.12 Link segment model kaki prosthetic fase initial contact ..... IV-31

Gambar 4.13 Link segment model kaki normal fase initial contact ......... IV-36

Gambar 4.14 Torsi pada ankle saat naik permukaan bidang miring ......... IV-53


commit to user

xvii

Gambar 4.15 Torsi pada knee saat naik permukaan bidang miring .......... IV-54

Gambar 4.16 Torsi pada hip saat naik permukaan bidang miring ............ IV-54

Gambar 4.17 Force pada hip saat naik permukaan bidang miring............ IV-55

Gambar 4.18 External work saat naik permukaan bidang miring............. IV-56

Gambar 4.19 Torsi pada ankle saat turun permukaan bidang miring ....... IV-58

Gambar 4.20 Torsi pada knee saat turun permukaan bidang miring ........ IV-58

Gambar 4.21 Torsi pada hip saat turun permukaan bidang miring ........... IV-58

Gambar 4.22 Force pada hip saat turun permukaan bidang miring .......... IV-60

Gambar 4.23 External work saat turun permukaan bidang miring ........... IV-61

Gambar 5.1 Gerakan kaki (a) Fase initial contact (b) Fase terminal

stance ................................................................................... V-2

Gambar 5.2 Komparasi nilai torsi dan gaya antara fase initial contact

dan fase terminal stance ...................................................... V-3

Gambar 5.3 Komparasi nilai external work antara fase initial contact


Gambar 5.4 Gerakan kaki (a) Fase loading response (b) Fase pre

swing ................................................................................... V-7

Gambar 5.5 Komparasi nilai torsi dan gaya antara fase loading response

dan fase pre swing ............................................................... V-8

Gambar 5.6 Komparasi nilai external work antara fase loading response


Gambar 5.7 Gerakan kaki (a) Fase mid stance (b) Fase mid swing........ V-11

Gambar 5.8 Komparasi nilai torsi dan gaya antara fase mid stance

dan fase mid swing .............................................................. V-13

Gambar 5.9 Komparasi nilai external work antara fase mid stance


Gambar 5.10 Gerakan kaki (a) Fase terminal stance (b) Fase terminal

swing ................................................................................... V-16

Gambar 5.11 Komparasi nilai torsi dan gaya antara fase terminal stance

dan fase terminal swing ....................................................... V-18

Gambar 5.12 Komparasi nilai external work antara fase terminal stance



commit to user

xviii

Gambar 5.13 Gerakan kaki (a) Fase initial contact (b) Fase terminal

stance ................................................................................... V-21





Gambar 5.16 Gerakan kaki (a) Fase loading response (b) Fase pre

swing ................................................................................... V-26





Gambar 5.19 Gerakan kaki (a) Fase mid stance (b) Fase mid swing........ V-31





Gambar 5.22 Gerakan kaki (a) Fase terminal stance (b) Fase terminal

swing ................................................................................... V-36






commit to user

xiii

DAFTAR TABEL

Tabel 2.1 Permodelan distribusi berat badan ......................................... II-13

Tabel 4.1 Data anthropometri amputee .................................................. IV-2

Tabel 4.2 Dimensi prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar..................................................................... IV-6

Tabel 4.3 Massa segmen tubuh amputee ................................................ IV-9

Tabel 4.4 Proporsi massa individual segmen tubuh ............................... IV-10

Tabel 4.5 Panjang titik berat segmen tubuh amputee ............................. IV-13

Tabel 4.6 Momen inersia segmen tubuh amputee .................................. IV-14

Tabel 4.7 Data sudut tubuh amputee saat naik permukaan

bidang miring ......................................................................... IV-41

Tabel 4.8 Data sudut tubuh amputee saat turun permukaan

bidang miring ......................................................................... IV-42

Tabel 4.9 Perpindahan linear amputee saat naik permukaan

bidang miring ......................................................................... IV-43

Tabel 4.10 Perpindahan linear amputee saat turun permukaan

bidang miring ......................................................................... IV-43

Tabel 4.11 Kecepatan dan percepatan pada center of mass foot kaki

normal saat naik permukaan bidang miring ........................... IV-44

Tabel 4.12 Kecepatan dan percepatan pada ankle joint kaki normal

saat naik permukaan bidang miring ....................................... IV-45

Tabel 4.13 Kecepatan linear segmen tubuh saat naik permukaan

bidang miring ......................................................................... IV-46

Tabel 4.14 Kecepatan sudut segmen tubuh saat naik permukaan

bidang miring ......................................................................... IV-47

Tabel 4.15 Variabel dan parameter pengukuran fase initial contact saat

naik permukaan bidang miring ............................................... IV-48

Tabel 4.16 Variabel dan parameter pengukuran fase initial contact saat

turun permukaan bidang miring ............................................. IV-50

Tabel 4.17 Rekapitulasi nilai torsi pada ankle, knee dan hip saat naik

permukaan bidang miring....................................................... IV-53


commit to user

xiv

Tabel 4.18 Rekapitulasi nilai force pada hip saat naik permukaan

bidang miring ........................................................................... IV-55

Tabel 4.19 External work saat amputee naik permukaan bidang miring ... IV-56

Tabel 4.20 Rekapitulasi nilai torsi pada ankle, knee dan hip saat turun

permukaan bidang miring....................................................... IV-57

Tabel 4.21 Rekapitulasi nilai force pada hip saat turun permukaan

bidang miring ........................................................................... IV-59

Tabel 4.22 External work saat amputee turun permukaan bidang miring.. IV-60

Tabel 5.1 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase initial contact

dan terminal stance ................................................................... V-2

Tabel 5.2 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase loading response

dan pre swing ........................................................................... V-7

Tabel 5.3 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase mid stance dan

mid swing ................................................................................. V-12

Tabel 5.4 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase terminal stance

dan terminal swing ................................................................... V-17

Tabel 5.5 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase initial contact

dan terminal stance ................................................................... V-22

Tabel 5.6 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase loading response

dan pre swing ........................................................................... V-26

Tabel 5.7 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase mid stance dan

mid swing ................................................................................. V-31

Tabel 5.8 Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase terminal stance

dan terminal swing ................................................................... V-36


commit to user

viii

ABSTRAK

Isti Khrisna Aminasti, NIM: I0306006. KAJIAN GAIT DYNAMIC PADA

BIDANG MIRING BAGI PENGGUNA PROSTHETIC ENDOSKELETAL

SISTEM ENERGY STORING KNEE MEKANISME 2 BAR. Skripsi.

Surakarta: Jurusan Teknik Industri Fakultas Teknik, Universitas Sebelas

Maret, November 2010.

Perkembangan prosthetic atas lutut telah sampai pada pemanfaatan sistem

penyimpanan energi yang mampu mengakomodasi keseimbangan berjalan tidak

hanya di bidang datar namun juga di bidang miring. Berjalan di bidang miring

merupakan hal yang tidak dapat dihindari oleh pejalan kaki termasuk amputee.

Obyek penelitian ini adalah sebuah prosthetic endoskeletal sistem energy storing

knee mekanisme 2 bar. Oleh karena itu, tujuan dalam penelitian ini diarahkan

untuk mengukur kemampuan prosthetic tersebut dalam menunjang aktifitas

berjalan amputee pada bidang miring.

Penelitian ini meliputi perumusan model matematis gait dynamic dan

observasi laboratorium. Parameter gerakan diperoleh melalui pengambilan

gambar dalam satu siklus berjalan amputee pada bidang miring dengan sudut

kemiringan 150. Parameter gerakan tersebut diolah melalui persamaan gerak

Lagrange untuk mendapatkan nilai external work serta komponen gaya dan torsi.

Hasil dari penelitian ini adalah delapan model matematik beserta nilai-nilai

parameter dinamik gerakan berjalan pada bidang miring. Secara umum, prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar belum menunjukkan

performansi yang baik terutama pada fase mengayun.

Kata kunci: bidang miring, prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar, gait dynamic.

xxiv + 159 hal; 89 gambar; 31 tabel; 5 lampiran

Daftar pustaka: 40 (1961 – 2010)


commit to user

ix

ABSTRACT

Isti Khrisna Aminasti, NIM: I0306006. GAIT DYNAMIC ANALYSIS ON

INCLINE WALKWAY FOR AMPUTEE USING 2 BAR MECHANISM

ENDOSKELETAL PROSTHETIC ENERGY STORING KNEE SYSTEM.

Thesis. Surakarta: Industrial Engineering Department, Faculty of

Engineering, Sebelas Maret University, November 2010.

The latest improvement of above knee prosthetic is the use of energy

stored system that accommodate balance body’s walking not only on horizontal

but also on incline walkway. Walking on incline walkway can not be evaded for

pedestrian include for the amputee. An 2 bar mechanism endoskeletal prosthetic

energy storing knee system was the obyek of this research. Therefore, the aim of

this research was to identify the ability of that prosthetic to facilitate amputee to

walk on incline walkway.

This research comprise both gait dynamic mathematical model formulation

and laboratory observation. Motion parameters obtained by capturing amputee

gait cycle on 150 incline walkway. Those motion parameters processed through

Lagrange equation of motion to obtain external work with its components, force

and torque.

The result from this research was the eight mathematical formulation with

each gait dynamic parameters on incline walkway. Generally, endoskeletal

prosthetic with energy storing knee 2 bar mechanism hasn’t shown good

performance during swing phase of walking yet.

Key word: incline walkway, endoskeletal prosthetic with energy storing knee 2

bar mechanism, gait dynamic.

xxiv + 159 p.; 159 pictures; 31 tables; 5 attachments

Reference: 40 (1961 - 2009)


commit to user

I-1

BAB I

PENDAHULUAN

1.1 LATAR BELAKANG

Bidang miring merupakan medan berjalan yang lazim ditemukan pada

tempat umum. Bidang miring biasa disediakan sebagai fasilitas untuk

meningkatkan aksesbilitas berjalan bagi disabled, lansia dan kaum berkebutuhan

khusus (Vickers dkk, 2008). Selain itu, bidang miring juga merupakan salah satu

bidang yang digunakan sebagai sarana pelatihan berjalan (gait training) bagi

disabled khususnya amputee (May,1999). Pada manusia normal, anggota gerak

bagian bawah secara fungsional telah mengakomodasi tubuh untuk berjalan pada

tangga, doorway dan bidang miring (Perry, 1992). Pada penderita amputasi,

ketiadaan kaki digantikan prosthetic sebagai alat bantu untuk menggantikan

fungsi anggota gerak bawah. Sehingga secara fungsional, prosthetic harus mampu

digunakan di berbagai medan berjalan.

Desain prosthetic atas lutut konvensional pada dasarnya memiliki tingkat

kestabilan pada saat berdiri, namun pada mengayun kaki kurang leluasa

menggerakkan shank dan foot sehingga tidak mampu beradaptasi dengan

perubahan kecepatan dan level ketinggian (Murphy, 1964). Prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar merupakan jenis

prosthetic atas lutut yang dirancang dengan menambahkan komponen gas spring

pada sendi lutut untuk menggantikan mekanisme otot hamstring dan quadriceps

yang berada di sepanjang paha sampai lutut, dimana mekanisme pergerakan sendi

dibantu oleh 2 buah bar (penghubung). Gerakan meregang dan mengendur pada

gas spring akan mengurangi jumlah kerja yang harus dilakukan penderita

amputasi ketika beraktifitas. Rancangan prosthetic endoskeletal sistem energy

storing knee mekanisme 2 bar, diharapkan mampu memperbaiki mekanisme kerja

lutut dalam menghasilkan kendali untuk memperhalus ayunan langkah selama

fase mengayun pada bidang miring.

Menurut Vickers dkk (2008), gerak berjalan pada level kemiringan

tertentu akan berbeda dengan gerak berjalan pada bidang datar. Namun demikian,

penelitian gerak berjalan pada manusia normal dan disabled yang berkembang

saat ini, lebih banyak terfokus pada bidang mendatar, dengan sedikit adanya


commit to user

I-2

perhatian penelitian pada bidang miring (McIntosh dkk, 2005). Oleh karena itu,

penelitian ini diarahkan untuk menganalisis kemampuan prosthetic endoskeletal

sistem energy storing knee mekanisme 2 bar pada bidang miring melalui kajian

gait dynamic. Kajian gait dynamic merupakan analisis gerakan berjalan pada

manusia yang memperhitungkan variabel percepatan dan kecepatan serta berbagai

gaya yang menyebabkan perpindahan (Vaughan, 1999). Melalui kajian gait

dynamic ini kemampuan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar dalam menunjang aktifitas berjalan amputee pada bidang miring

dapat diketahui dari karakteristik gait yang terbentuk. Karakteristik gait amputee

dilihat berdasarkan komparasi nilai kuantitatif external work, serta komponen

gaya dan torsi yang dihasilkan amputee pengguna prosthetic endoskeletal sistem

energy storing knee mekanisme 2 bar, antara kaki normal dengan kaki prosthetic,

saat berjalan pada bidang miring, melalui kajian gait dynamic.

Pola berjalan normal menunjukkan gerakan sendi dan besarnya gaya

kontak kaki dengan lantai yang relatif simetris antara anggota gerak bagian kanan

dan kiri (Barth dkk, 1999). Oleh karena itu prosthetic sebagai pengganti anggota

gerak bawah dikatakan baik apabila mampu mengkomodasi gerakan berjalan

menyerupai pola berjalan normal. Melalui kajian gait dynamic, dilakukan

pengujian untuk mengetahui kontribusi prosthetic endoskeletal sistem energy

storing knee mekanisme 2 bar terhadap karakteristik gait amputee yang dilakukan

sepanjang periode waktu dalam satu siklus berjalan pada bidang miring.

1.2 PERUMUSAN MASALAH

Berdasarkan latar belakang yang telah diuraikan di atas, maka dapat

dirumuskan permasalahan dalam penelitian ini adalah bagaimana kemampuan

prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar dalam

menunjang aktifitas berjalan amputee pada bidang miring melalui kajian gait

dynamic.

1.3 TUJUAN PENELITIAN

Tujuan yang ingin dicapai dalam penelitian ini adalah mengetahui

kemampuan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar


commit to user

I-3

dalam menunjang aktifitas berjalan amputee pada bidang miring melalui kajian

gait dynamic. Tahapan prosesnya, sebagai berikut:

1. Menentukan model matematis gait dynamic pengguna prosthetic endoskeletal

sistem energy storing knee mekanisme 2 bar pada bidang miring di setiap fase

gerakan dalam satu siklus berjalan.

2. Menentukan nilai external work, serta komponen gaya dan torsi, yang

dihasilkan oleh pengguna prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar pada bidang miring di setiap fase gerakan dalam satu siklus

berjalan.

3. Menentukan komparasi nilai external work di setiap fase gerakan, diantara

kaki normal dengan kaki prosthetic.

1.4 MANFAAT PENELITIAN

Manfaat yang didapat dari pelaksanaan penelitian ini yaitu memperoleh

informasi data ilmiah penggunaan prosthetic endoskeletal sistem energy storing

knee mekanisme 2 bar melalui kajian gait dynamic sebagai referensi analisis

karakteristik gait amputee pada bidang miring serta digunakan dalam

pengembangan rancangan dan teknologi prosthetic.

1.5 BATASAN MASALAH

Batasan masalah berfungsi untuk memperjelas obyek penelitian yang

diamati. Batasan masalah yang digunakan dalam penelitian, sebagai berikut:

1. Penelitian dilakukan kepada satu orang responden amputee atas lutut, berjenis

kelamin laki-laki dan berusia 49 tahun, dengan stump sepanjang 37 cm masih

dapat digerakkan.

2. Prosthetic yang digunakan dalam penelitian merupakan desain awal prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar.

3. Satu siklus gerakan berjalan di bidang miring, maksimal dibagi menjadi

delapan fase gerakan. Delapan fase gerakan ini mengacu pada siklus gerakan

berjalan pada bidang datar berdasarkan Whittle (2007).

4. Bidang miring yang digunakan dalam penelitian adalah bidang miring dengan

kemiringan 150. Spesifikasi kemiringan ini berdasarkan Redfern dkk (1997),


commit to user

I-4

dimana untuk bidang miring dengan kemiringan 200 tidak diujikan karena

spesifikasi kemiringan bidang disesuaikan dengan desain prosthetic yang

digunakan dalam penelitian dimana maksimal gerakan plantarflexion dan

dorsiflexion pada bagian ankle sebesar 170.

5. Penelitian gerak berjalan amputee, dilakukan dengan menggunakan bantuan

harness dan parallel bar (handraill) sebagai peralatan keselamatan ketika

berjalan pada bidang miring.

6. Pengukuran gerak berjalan amputee, dilakukan tanpa adanya beban tambahan.

7. Kajian gerakan jalan dilakukan pada bidang sagital dari bidang tubuh manusia.

8. Model perhitungan gait dynamic yang dikembangkan pada penelitian ini

adalah Lagrange.

9. Karakteristik gait yang diamati hanya berdasarkan data kuantitatif dari hasil

perhitungan model matematis yang dikembangkan dalam penelitian.

1.6 ASUMSI PENELITIAN

Asumsi-asumsi yang digunakan pada penelitian, sebagai berikut:

1. Gaya gesek antara kaki dengan landasan bidang miring mempunyai pengaruh

yang tidak signifikan terhadap aktivitas berjalan (tidak menimbulkan slip),

sehingga tidak diperhitungankan dalam pengukuran external work, komponen

gaya dan torsi.

2. Pegas pada komponen ankle joint prosthetic mempunyai dimensi dan massa

yang relatif kecil, sehingga gaya pegas pada ankle joint prosthetic dianggap

tidak mempengaruhi keseluruhan gaya yang dibutuhkan ketika berjalan.

3. Gaya berat segmen tubuh terjadi pada center of mass (COM).

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

prosthetic dianggap sebagai satu kesatuan beban.

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

untuk semua fase gerakan, dalam memperoleh karakteristik gerakan berjalan

yang sesuai dengan gerakan pada manusia normal akibat penggunaan harness

dan parallel bar.

6. Capture gait yang terbentuk diasumsikan sebagai capture gait amputee yang

paling terlatih pada bidang miring.


commit to user

I-5

1.7 SISTEMATIKA PENELITIAN

Penyusunan tugas akhir, disusun secara sistematis dan berisi uraian pada

setiap bab untuk mempermudah pembahasan penelitian. Adapun pokok-pokok

permasalahan dalam penelitian dapat dibagi menjadi enam bab, sebagai berikut:

BAB I PENDAHULUAN

Bab ini merupakan pengantar laporan penulisan tugas akhir yang

menguraikan latar belakang masalah diadakannya penelitian,

perumusan masalah bedasarkan latar belakang masalah penelitian yang

diangkat, tujuan penelitian, manfaat penelitian, batasan masalah,

asumsi-asumsi dan sistematika penelitian. Pengantar penelitian

dimaksudkan untuk memberikan wacana serta memperjelas fokus

penelitian sesuai tujuan, manfaat dan asumsi yang diajukan, untuk

menjawab permasalahan sehubungan dengan penelitian yang dilakukan.

BAB II TINJAUAN PUSTAKA

Bab ini menguraikan teori-teori yang digunakan sebagai dasar

pemikiran, wawasan serta sebagai landasan yang memberikan

penjelasan secara garis besar mengenai metode yang digunakan sebagai

kerangka pemecahan masalah. Tinjauan pustaka berasal dari berbagai

literatur tertulis, diantaranya buku, jurnal, karya ilmiah, maupun

berbagai sumber lainnya. Teori yang dikemukakan berupa penjelasan

mengenai gerakan berjalan, analisis gerak biomekanika, anthropometri

data biomekanika, keseimbangan gerak biomekanika, kajian work, gaya

dan torsi pada segmen tubuh, persamaan gerak Lagrange, energy

storing knee, serta kajian bidang miring sebagai tempat penelitian.

BAB III METODOLOGI PENELITIAN

Metodologi penelitian merupakan gambaran terstruktur yang disusun

dalam flow chart dari alur pelaksanaan penelitian tugas akhir. Pada bab

ini diuraikan 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


commit to user

I-6

data, serta analisis karakteristik gait bagi pengguna prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar.

BAB IV PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Bab ini menjelaskan proses pengumpulan dan pengolahan data yang

diperoleh selama pelaksanaan penelitian, sesuai dengan usulan

permasalahan yang diangkat. Data yang dikumpulkan berupa data

antropometri amputee, data dimensi prosthetic endoskeletal sistem

energy storing knee mekanisme 2 bar, data pengukuran sudut gerakan

pada ankle, knee dan hip joint serta data pengukuran kecepatan dan

percepatan di setiap fase gerakan dalam satu siklus berjalan pada bidang

miring. Selanjutnya, data yang diperoleh diolah dengan menggunakan

pendekatan Lagrange motion untuk mengetahui kontribusi prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar dalam

mengakomodasi gerakan berjalan amputee pada bidang miring.

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 analisis

karakteristik gait pada pengguna prosthetic endoskeletal sistem energy

storing knee mekanisme 2 bar pada bidang miring.

BAB VI KESIMPULAN DAN SARAN

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-saran perbaikan bagi teknologi prosthetic.


commit to user

II-1

BAB II

TINJAUAN PUSTAKA

Pengetahuan mengenai konsep biomekanik dan gerakan manusia

digunakan 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 link dan

joint yang saling terhubung membentuk satu kesatuan. Perilaku dinamik dari

sebuah sistem dinyatakan dalam besaran kinematik dan kinetika. Besaran

kinematik meliputi posisi, kecepatan, dan percepatan, dari sistem, sedangkan

besaran kinetika melibatkan gaya yang menyebabkan sistem tersebut bergerak.

Tinjauan pustaka mengenai prinsip gerakan berjalan dan prinsip biomekanik

keseimbangan gerak berjalan manusia diperlukan untuk mengetahui keseluruhan

konsep pendukung kajian gait dynamic pada pengguna prosthetic endoskeletal

sistem energy storing knee mekanisme 2 bar di bidang miring.

2.1 HUMAN GAIT

Berdasarkan Vaughan dkk (1999), dua hal mendasar yang diperlukan

untuk berjalan yaitu periodik gerakan setiap kaki dari satu posisi yang mendukung

langkah pada posisi berikutnya dan gaya reaksi tanah yang cukup pada kaki yang

memberi kestabilan pada tubuh saat berjalan. Pola gerakan yang menyebabkan

cedera dan berbagai bentuk penyesuaian untuk dapat bergerak secara lebih efisien,

dapat dipahami dengan mempelajari karakteristik berjalan manusia (Perry, 1992).

2.1.1 Gait Cycle

Perry (1992), mengartikan berjalan sebagai gerakan tubuh untuk berpindah

dari satu tempat ke tempat yang lain. Berjalan adalah rangkaian gait cycle, dimana

satu gait cycle dikenal dengan sebutan langkah (stride). Setiap langkah dalam gait

cycle terdiri dari dua step. Step dikatakan sebagai interval diantara dua kaki saat

melangkah. Gait cycle dengan step dan stide ini akan terus berulang ketika

berjalan (Whittle, 2007).


commit to user

II-2

Gambar 2.1 Step dan stride dalam gait cycle

Sumber: Whittle, 2007

Menurut Perry (1992), pada dasarnya gait cycle terdiri dari 2 periode, yaitu

periode berdiri (stance) dimana kaki mengenai landasan dan periode mengayun

(swing) dimana kaki tidak mengenai landasan. Gait cycle dibagi kedalam delapan

fase yang memiliki tiga tugas fungsional anggota tubuh diantaranya, weight

acceptance, single support dan limb advancement (Perry, 1992). Pada gambar 2.2

di bawah ini menunjukkan pembagian gait cycle menurut Rose dan Gamble

(2006).

Gambar 2.2 Pembagian gait cycle

Sumber: Rose dan Gamble, 2006

2.1.2 Fase Gait Cycle

Setiap fase dalam gait cycle memiliki persentase waktu tertentu.

Vaughan (1999), menganalogikan gait cycle sebagai gerak putar roda. Siklus pola

gerakan roda tersebut, menggambarkan titik awal roda akan berputar, langkah


commit to user

II-3

demi langkah menuju ke titik awal. Pada persentase waktu gait cycle, 60%

dilakukan pada periode berdiri (stance) dan 40% pada periode berayun (swing).

Berikut ini masing-masing fase gait cycle (Perry, 1992; Whittle, 2007), yaitu:

1. Initial contact (heel strike),

Initial contact merupakan koneksi awal dari gait cycle (initial contact/heel

strike), dimana menjadi periode pertama dari stance phase. Heal strike

(calcaneous) merupakan tulang pertama yang menyentuh landasan. Pada gambar

2.3, terlihat kaki kanan (grey) sebagai heel strike, sedangkan kaki kiri (biru)

berada pada fase terminal stance (heel off ).

Gambar 2.3 Gerakan kaki pada fase initial contact


Bagian anggota gerak bawah pada posisi ini menjaga stabilisasi awal

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

flexion sebesar 250, ankle bergerak dorsiflexion sejauh 0

0-10

0 menuju posisi

normal, dan lutut dalam keadaan flexion di bawah center of mass sejauh 00-15

0.

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

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

belakang. Jumlah ayunan lengan bervariasi pada setiap orang dan meningkat

seiring bertambahnya kecepatan berjalan. Ketika posisi initial contact Murray

(1967) dalam Whittle (2007), menemukan rata-rata siku flexion sebesar 80 dan

bahu flexion sebesar 450.

2. Loading response (foot flat),

Fase loading response terjadi pada persentase waktu sekitar 10% dari gait

cycle (Perry, 1992). Selama fase loading response, kaki melakukan kontak

sepenuhnya dengan landasan dan dalam keadaan rata (foot flat) dengan landasan


commit to user

II-4

(lihat kaki warna grey pada gambar 2.4). Berat badan secara penuh dipindahkan

ke kaki kanan (grey), sedangkan kaki lainnya berada pada fase pre swing.

Gambar 2.4 Gerakan kaki fase loading response


Pada posisi ini terjadi penyerapan goncangan saat berjalan dan stabilisasi

awal dalam periode berdiri. Menggunakan heel sebagai tumpuan ayunan, bagian

knee bergerak 150 flexion untuk menahan goncangan sekaligus menyerap energi

untuk mengayunkan kaki. Ankle bergerak 100 plantar flexion untuk membatasi

ayunan tumit dengan kaki depan yang melakukan kontak sepenuhnya dengan

landasan.

Bagian atas tubuh selama loading response, trunk berada pada posisi

terbawah sekitar 20 mm di bawah posisi normal. Bagian arms bergerak secara

maksimal ke posisi depan dan belakang, sedangkan bagian hip memanjang akibat

kontraksi otot ekstensor sejauh 250, saat fase loading response.

3. Mid stance,

Fase mid stance terjadi pada periode waktu gait cycle 10-30% (Perry,

1992). Fase ini dimulai sesaat sebelum heel meninggalkan landasan sehingga kaki

berada sejajar dengan kaki bawah bagian depan. Bersamaan pada fase ini, terjadi

perpindahan berat oleh kaki pada periode stance (kaki kanan, warna grey),

sedangkan kaki lain (kaki kiri, warna biru) berada fase mid swing (gambar 2.5).


commit to user

II-5

Gambar 2.5 Gerakan kaki fase mid stance


Kestabilan trunk dan anggota gerak bawah menjadi penting dalam posisi

ini. Selam fase ini, knee mencapai puncak extension sampai pada sudut elevasi 00

dalam fase berdiri dan mulai untuk bergerak memanjang kembali. Pada posisi ini

trunk berada pada titik tertinggi 20 mm di atas posisi normal. Bagian arms

bergerak berlawanan arah gerakan leg. Sedangkan bagian trunk bergerak kembali

ke posisi normal, sebagai akibatnya bagian bahu dan pelvis juga berada dalam

posisi netral sebelum kembali berputar arah saat bergerak pada posisi berikutnya.

Bagian ankle bergerak dorsi flexion pada 50-10

0.

4. Terminal stance (heel off),

Fase terminal stance pada saat heel kaki kanan (grey) meninggi (mulai

meninggalkan landasan) dan dilanjutkan sampai dengan heel dari kaki biru mulai

mengenai landasan, seperti terlihat pada gambar 2.6. Fase terminal stance disebut

juga dengan fase heel off karena heel kaki pada periode stance tidak mengenai

landasan (Perry, 1992). Fase ini terjadi pada periode waktu gait cycle 30-50%

dimana berat badan dipindahkan dan bertumpu ke bagian bawah kaki depan (toe).

Gambar 2.6 Gerakan kaki pada fase terminal stance


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


commit to user

II-6

flexion 00-40

0 dan hip extension 20

0-0

0. Kenaikan bagian heel menyebabkan trunk

bergerak turun dari posisi tertingginya. Ankle dalam posisi peralihan dari dorsi

flexion sebesar 100 lalu bergerak 20

0 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 (biru), dan kaki kanan (grey) berada posisi meninggalkan landasan untuk

melakukan periode mengayun (toe-off), seperti ditunjukkan oleh gambar 2.7.

Periode waktu pre swing terjadi pada persentase waktu gait cycle 50-62%, dan

mulai terjadi pelepasan berat tubuh oleh kaki yang bersangkutan (Perry, 1992).

Gambar 2.7 Gerakan kaki pada fase pre-swing


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

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

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

menurun dari sudut elevasi sebesar 400 hingga 0

0. Ankle berada dalam puncak

plantar flexion dimana membentuk sudut sebesar 250.

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 62-75% dari

periode waktu gait cycle (Perry, 1992). Fase initial swing dimulai pada saat


commit to user

II-7

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

kaki kiri (biru) berada pada posisi midstance, seperti ditunjukkan oleh gambar 2.8.

Gambar 2.8 Gerakan kaki fase pada initial swing


Saat kaki diangkat, anggota badan naik dengan adanya 150 hip flexion and

peningkatan knee flexion sampai 600. Bagian ankle secara parsial berada dalam

posisi 100 plantar flexion. Pada posisi ini, bagian atas tubuh bergerak

menyesuaikan keseimbangan gerakan kaki.

Saat kaki dalam posisi berdampingan, trunk berada dalam posisi tertinggi

dan secara maksimal memindahkan posisi kaki untuk bergerak naik saat posisi

kaki yang lain dalam keadaan berdiri. Bagian arms berada pada posisi yang sama,

tangan yang satu bergerak maju dan yang lainnya bergerak mundur.

7. Mid swing,

Gambar 2.9 menunjukkan fase mid swing yang dimulai pada akhir initial

swing dan dilanjutkan sampai kaki kanan (grey) mengayun maju berada di depan

anggota badan sebelum mengenai landasan. Fase mid swing terjadi pada periode

waktu gait cycle 75-85%, dimana kaki kiri (biru) berada pada fase terminal stance

(Perry, 1992). Pada fase ini juga terjadi gerak perpanjangan tungkai kaki dalam

persiapan melakukan fase heel strike.

Gambar 2.9 Gerakan kaki pada fase mid-swing



commit to user

II-8

Pada posisi ini bagian trunk kehilangan posisi tertingginya dan bergerak

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

juga disebabkan terjadinya hip flexion sebesar 250 dari fase sebelumnya yang

mendukung anggota tubuh ke arah anterior dari titik berat tubuh. Bagian knee

mengikuti respon gravitasi, dimana ankle pada posisi dorsi flexion menuju posisi

netral (00). Lengan kanan berada di posisi depan dan bagian kanan dari pelvis

pada posisi di sisi depan kiri.

8. Terminal swing (decceleration),

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

waktu gait cycle 85-100% (Perry, 1992). Fase terminal swing dimulai saat akhir

dari fase mid swing, dimana tungkai kaki mengalami perpanjangan maksimum

dan berhenti saat heel telapak kaki kanan (grey) mulai mengenai landasan. Pada

periode ini, posisi kaki kanan (grey) berada kembali berada depan anggota badan,

seperti pada posisi awal gait cycle, seperti ditunjukkan oleh gambar 2.10.

Gambar 2.10 Gerakan kaki pada fase terminal swing


Gerakan ke depan anggota badan disempurnakan oleh adanya ekstensi

lutut. Hip bertahan dalam posisi 250 flexion, dimana knee berada dalam posisi

flexion, begitu pula bagian ankle bergerak dorsi flexion menuju posisi netral (00).

Dengan gerakan demikian anggota tubuh siap untuk kembali dalam posisi berdiri.

2.1.3 Gait Analysis

Gait analysis merupakan studi sistematis tentang gerakan berjalan

manusia, dimana menggunakan berbagi peralatan yang digunakan dalam

mnegukur gerak tubuh, mekanika tubuh dan aktifitas yang terjadi pada otot ketika

bergerak (Whittle, 2007). Gait analysis mempunyai dua tujuan yaitu, pertama

untuk membantu dalam menentukan jenis treatment yang tepat bagi pasien dan


commit to user

II-9

yang kedua digunakan untuk lebih memahami pola berjalan manusia melalui

suatu penelitian gerak berjalan.

2.1.4 Gait Training

Gait training atau disebut pelatihan berjalan memainkan peranan penting

dalam adaptasi penggunaan prosthtetic bagi amputee. Gait training mempunyai

beberapa tujuan diantaranya, untuk membantu amputee beradaptasi dengan

kondisi barunya, membantu amputee untuk memperoleh berat optimal dari

prosthetic yang dikenakan, membantu meningkatkan keseimbangan dan reaksi

terhadap gangguan ketika berjalan, membantu memperoleh pola berjalan optimal

amputee kembali, untuk mengurangi jumlah energi yang dibutuhkan ketika

berjalan dan membantu amputee untuk melakukan kegiatan sehari-hari seperti

duduk serta berjalan pada bidang miring. Semua proses ini diharapkan dapat

mengembalikan kepercayaan diri bagi amputee untuk hidup kembali dalam

masyarakat. Langkah-langkah gait training (International Committee of the Red

Cross USA, 2008), sebagai berikut:

1. Pelatihan berat dan keseimbangan.

Pada langkah ini dilakukan pelatihan keseimbangan saat amputee berdiri

dengan prosthetic menggunakan bantuan parallel bar.

2. Pelatihan berjalan.

Langkah kedua ini, amputee melakukan pelatihan berjalan menggunakan

prosthetic yang diawali dengan menumpukan kedua tangan pada parallel bar

dan secara bertahap amputee dilatih untuk berjalan tanpa bantuan parallel bar.

3. Pelatihan lanjutan

Pelatihan lanjutan merupakan bentuk pelatihan berjalan dimana amputee akan

dilatih mempertahankan keseimbangan saat melakukan aktifitas dengan

menggunakan prosthetic. Misalnya saja berjalan dengan mendribel bola basket,

berjalan pada area berbatu dan tidak rata serta berjalan menaiki dan menuruni

area bidang miring.

4. Pelatihan fungsional

Pada tahap akhir ini, amputee dilatih untuk dapat melakukan kegiatan

fungsional sehari-hari dengan prosthetic yang dikenakan. Pelatihan diantaranya


commit to user

II-10

dilakukan untuk dapat duduk dalam sebuah kursi, berjalan menaiki dan

menuruni tangga serta melatih untuk duduk kemudian berdiri kembali.

2.2 ANALISIS GERAK BIOMEKANIKA

Menurut Hatze (1974) dalam Knudson (2007), biomekanika merupakan

ilmu mekanika teknik untuk menganalisa gerakan yang terjadi pada tubuh. Secara

umum biomekanika didefinisikan sebagai ilmu yang menggunakan konsep fisika

dan teknik untuk menjelaskan gerakan pada bermacam-macam bagian tubuh dan

gaya yang bekerja pada bagian tubuh pada aktivitas sehari-hari.

Gerak mengandung arti perubahan tempat atau posisi. Secara definitif

gerak diartikan sebagai perubahan posisi yang terjadi dalam suatu periode waktu

dan relatif terhadap suatu titik acuan dalam lingkungan (Hamill dan Knutzen,

2009). Gerakan-gerakan yang terjadi pada tubuh manusia bekerja pada garis-garis

imaginer yang membagi sumbu tubuh dalam satu titik pusat. Bidang yang

membagi kategori gerakan tubuh terdiri dari tiga bidang yaitu sagital plane yang

membelah tubuh menjadi bagian kanan dan kiri, frontal plane yang membelah

tubuh menjadi bagian depan dan belakang serta transverse plane yang membelah

tubuh menjadi bagian atas dan bawah. Referensi bidang ini penting digunakan

untuk menyediakan uraian spesifik dalam suatu gerakan (Hall, 1999).

Gambar 2.11 Posisi anatomi manusia

Sumber: Hamill dan Knutzen, 2009


commit to user

II-11

Menurut Hamill dan Knutzen (2009), analisis biomekanik gerakan

manusia dapat dilakukan melaui dua perspektif pendekatan, kinematika dan

kinetika. Perpektif analisis kinematik menekankan pada pendeskripsian gerak

tanpa mempedulikan gaya penyebab gerakan. Studi 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. Contoh

analisis kinematik pada pelari misalnya, kecepatan pelari, panjang langkah dan

kecepatan angular saat hip extension. Kinetik merupakan area studi yang

menekankan gaya penyebab gerakan (Knudson, 2007). Analisis yang dilakukan

adalah dengan menguraikan gaya yang menyebabkan gerakan. 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.

2.3 ANTROPOMETRI 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 dkk (1999), tubuh manusia terdiri dari enam link, sebagai

berikut:

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

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

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

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

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

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


commit to user

II-12

Gambar 2.12 Tubuh sebagai sistem enam link dan joint

Sumber: Chaffin dkk, 1999

Menurut Chaffin dkk (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 dkk (1999) seperti

digambarkan pada gambar 2.13. Link tiap segmen berotasi di sekitar sambungan

dan secara mekanika terjadi mengikuti hukum Newton. Prinsip-prinsip ini

digunakan untuk menyatakan gaya mekanik pada tubuh dan gaya otot yang

diperlukan untuk mengimbangi gaya-gaya yang terjadi.


commit to user

II-13

Gambar 2.13 Permodelan titik-titik pusat massa dempster

Sumber: Chaffin dkk, 1999

Pada penentuan massa tiap segmen, tubuh manusia digambarkan sebagai

stick diagram seperti pada pemodelan Dempters (1955) dalam Chaffin dkk

(1999). Persentase massa segmen tubuh ditentukan berdasarkan pemodelan

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

Tabel 2.1 Pemodelan distribusi berat badan

Sumber: Webb Associaties, 1978

Inersia merupakan kecenderungan suatu benda untuk mempertahankan

keadaanya (Winter, 1990). Pada tubuh manusia, segmen yang bergerak rotasi

terhadap sendi tubuh, mempunyai ukuran inersia yang selain ditentukan oleh

a. Head 73,80 %

b. Neck 26,80 %

a. Thorax 43,80 %

b. Lumbar 29,40 %

c. Pelvis 26,80 %

a. Upperarm 54,90 %

b. Forearm 33,30 %

c. Hand 11,80 %

a. Tight 63,70 %

b. Shank 27,40 %

c. Foot 8,90 %

15,70 %

Group Segment (%) of

Total Body Weight

Individual Segment (%) of

Group Segment Weight

Head and

Neck

Torso

Total Arm

Total Leg

8,4 %

50,0 %

5,10 %


commit to user

II-14

massa benda juga dipengaruhi oleh pola distribusi massa terhadap sumbu rotasi

yang disebut momen inersia. Momen inersia merupakan hasil kali massa (m)

dengan kuadrat jarak benda terhadap pusat massa (ρo).

I = m. ρo2................................................................................................ (2.1)

dengan, I = Momen inersia (kg.m2)

m = Massa (kg)

ρo = Pusat massa/Radius gyration (m)

2.4 STUDI GERAK BIOMEKANIKA

Pada pengguna prosthetic, analisis biomekanika digunakan untuk

mengetahui pola berjalan amputee apakah telah sesuai dengan pola berjalan

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

gaya, momen serta tingkat keluaran energi selama amputee berjalan dalam suatu

periode waktu.

2.4.1 Keseimbangan, Equilibrium dan Stabilitas Gerak

Keseimbangan, equilibrium dan stabilitas merupakan tiga hal yang

esensial dalam studi tentang gerak (Thompson, 1994). Ketiga hal tersebut

dipengaruhi oleh adanya gaya yang terjadi pada suatu obyek. Kemampuan untuk

menyeimbangkan massa tubuh dengan bidang tumpu akan membuat manusia

mampu untuk beraktivitas secara efektif dan efisien.

Keseimbangan adalah kemampuan untuk mempertahankan kesetimbangan

tubuh ketika ditempatkan diberbagai posisi. Keseimbangan juga diartikan sebagai

kemampuan untuk mengendalikan kondisi equilibrium baik statis maupun dinamis

(Thompson, 1994). Hall (1999) menyebutkan bahwa equilibrium merupakan

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

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


commit to user

II-15

semua gaya yang bereaksi pada tubuh seimbang dengan gaya inersial yang

melawan gaya reaksi tubuh tersebut, sehingga tidak terjadi pertambahan

kecepatan ataupun perubahan arah gerak. Sedangkan stabilitas merupakan

kemampuan untuk menahan perubahan pada tubuh yang bergerak dengan

percepatan tertentu (Thompson, 1994).

2.4.2 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................................................................................................ (2.2)

Gambar 2.14 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 segmen

bergerak pada suatu persendian, terjadi perubahan torsi pada otot yang melintasi

persendian. Saat berjalan, secara signifikan akan lebih banyak gaya dibutuhkan

ketika torsi dibangkitkan oleh single support foot dimana hanya salah satu kaki

yang berfungsi sebagai tumpuan tubuh.

Young dan Freedman (1999) 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


commit to user

II-16

searah dengan putaran jarum jam, maka arah torsi bernilai negatif. Penentuan arah

torsi secara umum dilakukan dengan menggunakan kaidah aturan tangan kanan.

2.4.3 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......................................................................................... (2.3)

Gambar 2.15 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 gaya internal 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 gaya eksternal dimana terjadi perubahan

energi relatif terhadap COM disebut sebagai external work.

2.4.4 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


commit to user

II-17

transfer energi selama berjalan pada persendian dan konsumsi energi secara

keseluruhan merupakan bagian penting dalam analisis cara berjalan ilmiah.

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 (KE) merupakan energi gerak. Tubuh memproses energi

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

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

kinetik dalam gerak translasi dan gerak rotasi (angular).

2

2

1mvKEtranslasi

2

2

1IKErotasi ................................................................................... (2.4)

dengan, KE = 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:

EP = mgh............................................................................................ (2.5)

dengan, EP = 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 seringpula 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 (Epegas) atau energi potensial elastis.


commit to user

II-18

2

2

1kxE pegas ........................................................................................ (2.6)

dengan k merupakan konstanta elastis yang menunjukkan keelastisan bahan atau

kemampuan untuk menyimpan energi dan berdeformasi. Sedangkan x

menunjukkan besarnya deformasi yang terjadi otot.

2.4.5 Persamaan Gerak 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 kajian gait dynamic dirumuskan melalui persamaan

Lagrange berdasarkan Winter (1990). Lagrange merupakan konsep matematik

dinamis yang menghubungkan konsep energi dengan displacement, kecepatan dan

usaha (work) 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........................................................................................... (2.7)

Bentuk umum teori Lagrange tentang gerak terdapat dalam persamaan 2.8.

i

ii

Qq

L

q

L

dt

d

................................................................................. (2.8)

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]............................................................................... (2.9)

Langkah awal yang dilakukan untuk merumuskan Lagrange adalah

menyatakan semua variabel sesuai referensi sistem. Variabel-variabel ini meliputi,

referensi sistem gerak, point, segment, torsi dan gaya yang ada dalam sistem. Pada

referensi sistem, point (pt) merepresentasikan titik asal referensi sistem, pusat


commit to user

II-19

massa dari segmen, titik dimana gaya eksternal terjadi dan pusat joint. Bentuk

referensi gerak local reference system (LRS) diberikan jika titik asal dan orientasi

gerak relatif terhadap global reference system (GRS) telah dinyatakan.

Menggunakan notasi link (i, j), sebuah point (pt) yang bergerak relatif terhadap

referensi sistem digambarkan, sebagai berikut:

Pt(i) = [j, xi, yi] .................................................................................... (2.10)

Dengan cara yang sama, gerak LRS(j) dengan titik asal pada pt (k) dinotasikan

berikut ini.

LRS(j) = [k, θj] .................................................................................... (2.11)

Segment (Seg) pada referensi sistem digunakan untuk menggambarkan letak pusat

massa dalam sistem, termasuk partikel dan rigid segment.

Seg(i) = [Pt, mi, Ii]

Seg(2) = [2, m2, I2] .............................................................................. (2.12)

Sebagai bagian dari variabel model, gaya external (j) yang berlaku pada

point a yang memuat komponen-komponen gaya yang bekerja pada sistem,

digambarkan dalam persamaan 2.13 berikut ini.

Frc(j) = [Pt, Fx, Fy] ............................................................................. (2.13)

Sama halnya dengan gaya external, torsi juga merupakan variabel yang

membangun model pada sistem. Besar torsi i yang berlaku pada segment dan point

j dan k, sebagai berikut:

Trq(i) = [j, k, t] ................................................................................... (2.14)

Kontribusi besarnya gaya dan torsi eksternal yang berlaku pada sistem terhadap

generalized force dirumuskan dalam persamaan berikut ini.

i

iq

WQ

............................................................................................. (2.15)

Dalam merumuskan persamaan Lagrange diperlukan vektor perpindahan

dan kecepatan yang memuat semua point dalam sistem. Rumusan vektor

perpindahan dan kecepatan terdapat dalam persamaan 2.16.

Disp(i) = [xi, yi, zi]

Velo(i) = [ ] ............................................................................. (2.16)


commit to user

II-20

External work merupakan himpunan usaha yang bereaksi pada tubuh baik

secara rotasional maupun translasional yang menyebabkan tubuh atau sutu obyek

bergerak. Jumlah external work dihitung dari total work yang bekerja pada

segment tubuh ketika bergerak. Persamaan gerak untuk setiap generalized

coordinates dirumuskan dengan menurunkan persamaan Lagrang terhadap

sejumlah variabel yang berlaku dalam sistem.

2.5 Prosthetic Atas Lutut

Prosthetic kaki merupakan alat pengganti anggota gerak tubuh bagian

bawah yang hilang (Ardiyanto, 2009). Pada transfemoral amputee, ketiadaan kaki

bagian atas lutut (above-knee) menyebabkan amputee kehilangan sebagian paha,

knee, shank, dan bagian foot. Penggunaan prosthetic harus mampu

mengembalikan fungsi ambulasi, baik dalam berjalan maupun aktifitas lainnya

(Bulea, 2005).

Gambar 2.16 Prosthetic atas lutut

Sumber: Ardiyanto, 2009

2.5.1 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). Komponen

penyusun prosthetic atas lutut ditunjukkan pada gambar 2.17.

Amputasi

Atas lutut


commit to user

II-21

Gambar 2.17 Komponen prosthetic atas lutut

Sumber: Kishner, 2010

Berdasarkan penelitian Staff Prosthetics and Orthotics (1990), berikut penjelasan

komponen penyusun prosthetic atas lutut.

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. 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.

Gambar 2.18 Sistem suspensi

Sumber: Staff Prosthetics and Orthotics, 1990

Cuff Suspension

Waist Belt

Tight Corset


commit to user

II-22

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 berhubungan langsung dengan stump. Socket harus mampu menyokong

bobot tubuh dan mendukung stump secara kuat dan nyaman dalam menjalankan

aktivitas sehari-hari. Socket dibuat menempel pada stump secara kuat untuk

mengurangi gesekan antara socket dan kulit. Gesekan antara socket dan kulit akan

menyebabkan pengguna merasa kurang nyaman selama beraktivitas dan

mengakibatkan terjadinya abrasi kulit. Pembuatan socket didasarkan pada ukuran

puntung tiap-tiap pengguna, agar socket benar-benar menempel pas. Setiap

pengguna mempunyai ukuran socket yang berbeda.

Gambar 2.19 Socket

Sumber: Kawamura, 2008

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. Terdapat tiga fungsi utama

knee prosthetic menurut Boissiere (1994). Pertama, knee prosthetic digunakan

untuk mendukung gerak berjalan amputee saat stance phase (berdiri). Selain itu,

knee prosthetic juga harus dapat menghasilkan kendali dalan memperhalus ayunan

langkah selama swing phase dan mengatur keleluasaan gerak saat 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.

Terdapat dua jenis shank, yaitu eksoskeletal dan endoskeletal. Eksoskeletal shank


commit to user

II-23

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. Kedua jenis shank prosthetic dapat dilihat pada gambar 2.20.

(a) (b)

Gambar 2.20 Shank (a) Eksoskeletal, (b) Endoskeletal

Sumber: www.limbless-association.org, 2009

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. Karakteristik yang harus dimiliki oleh foot-ankle, yaitu:

a. Mampu menahan bobot (berat) tubuh.

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

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

d. Mampu mendukung sendi metatarsophalangeal saat fase berdiri.

e. Menyerupai atau mirip dengan kontur kaki yang sebenarnya.

SACH (Solid Ankle Cushion Heel) merupakan bagian dari telapak kaki,

dimana menjadi tempat bekerjanya mekanisme ankle joint prosthetic. Terdapat

empat macam tipe ankle joint pada prosthetic, yaitu ankle joint single axis, ankle

joint double axis dan ankle joint multiple axis. Setiap karakteristik ankle joint ini

mempunyai fungsi yang berbeda-beda sesuai sistem yang ditanamkan pada


commit to user

II-24

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.

Gambar 2.21 Ankle joint pada SACH foot

Sumber: www.ottobockus.com, 2001

2.5.2 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 shank dan socket. Selama fase berdiri stabilitas knee

merupakan kunci utama, terutama saat heel strike. Sedangkan selama fase

mengayun gerakan kaki prosthetic harus terkendali dengan adanya mekanisme

knee (Otto Bock Health Care, 2001). Semakin baik perancangan knee joint

semakin baik juga performasi prosthetic yang dihasilkan untuk mampu menjawab

kondisi lingkungan sekitar. Adapun prosthetic yang memiliki knee joint atau sendi

lutut umumnya digunakan oleh para penderita amputasi atas lutut (transfemoral

amputee).

Energy storing knee merupakan teknologi yang memperbaiki cara berjalan

amputee dengan kemampuan mekanis dalam menyimpan dan melepaskan energi

saat tubuh melakukan pergerakan, sehingga mampu meningkatkan fleksibilitas

amputee saat berjalan. Konsep energy storing knee menganalogikan sebuah spring

yang menggantikan fungsi otot hamstring dan quadriceps yang berada di

sepanjang thigh (paha) sampai knee (lutut) (Symbiotechs USA, 2006). Ketika


commit to user

II-25

meregang dan mengendur spring pada energy storing knee ini menyimpan dan

kemudian melepaskan energi potensial elastis. Gerakan spring yang terdapat pada

knee prosthetic inilah yang akan mengurangi jumlah kerja yang harus dilakukan

otot kaki amputee akibat gaya ayun ketika beraktifitas.

Terdapat berbagai komponen penyimpanan energi yang digunakan dalam

desain energy storing knee. XT9 energy storing knee yang diproduksi

Symbiotechs USA menggunakan mechanical spring untuk menyimpan energi.

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 desain ini dikhususkan bagi amputee untuk melakukan aktifitas-

aktifitas olahraga ekstrem, misalnya panjat tebing dan bermain ski (Symbiotechs

USA, 2006).

Gambar 2.22 XT9 energy storing knee

Sumber: Symbiotechs USA, 2006

Produk energy storing knee Kawamura Jepang, menggunakan gas spring

sebagai komponen penyimpan energi dalam knee prosthetic. Penggunaan gas

spring pada energy storing knee memungkinkan amputee untuk aktivitas sehari-

hari dengan respon extension yang lebih smooth sehingga amputee lebih nyaman

saat berjalan di berbagai media berjalan. Energy storing knee Kawamura mampu

mengakomodasi gerakan berjalan pada berbagai bidang diantaranya bidang

miring, tangga, area bergelombang dan jalan berbatu (Kawamura, 2007).


commit to user

II-26

Gambar 2.23 Kawamura energy storing knee

Sumber: Kawamura, 2007

Produk energy storing knee C-Leg Ottobock dibuat dengan menggunakan

sistem bionic microprocessor controller hidraulik (Otto Bock Health Care, 2007).

Komponen microprocessor digunakan untuk membaca informasi gerak berjalan

amputee yang berasal dari dua sensor pada ankle dan knee joint untuk

mengendalikan sistem hidraulik dalam menjalankan mekanisme ekstensi pada

knee. Sensor pada knee dan ankle joint secara kontinue menstransmisi bentuk

gerak berjalan amputee. Sensor ini membaca sampel gerakan 50 kali/detik. Bionic

microprocessor system pada prosthetic C-Leg, memungkinkan amputee untuk

mengatur performansi yang diharapkan dari penggunaan prosthetic sesuai

kebutuhan.

Gambar 2.24 C-Leg energy storing knee

Sumber: www.ottobockus.com, 2007

2.6 BIDANG MIRING

Bidang miring merupakan medan berjalan yang lazim dilalui. Standar

tentang kemiringan bidang miring memang telah ditetapkan. Namun, seringkali

dijumpai bidang miring dengan tingkat kemiringan yang melebihi standar di

berbagai sarana umum. Berdasarkan penelitian Setyaningsih (2005), pada 21


commit to user

II-27

bangunan gedung di Surakarta, hanya 7 bangunan yang cukup aksessibel.

Beberapa bangunan tersebut memiliki bidang miring yang berdampingan dengan

tangga namun ketinggiannya masih curam dan melebihi standar.

Gerakan berjalan pada bidang miring akan berbeda dengan gerakan

berjalan pada bidang datar. Seperti yang diungkapkan oleh International

Committee of the Red Cross USA (2008), saat amputee berjalan di bidang miring,

dibutuhkan keseimbangan yang baik. Tubuh cenderung condong ke depan dengan

kaki yang sedikit melipat. Kekuatan dan keseimbangan kaki dalam melangkah

diperlukan untuk menjaga agar tidak jatuh saat berjalan di bidang miring. Gerakan

berjalan amputee pada bidang miring ditunjukkan pada gambar 2.25.

Gambar 2.25 Amputee gait pada bidang miring

Sumber: International Committee of the Red Cross, 2008

2.7.1 Ramp

Manusia normal dapat menggunakan tangga untuk berpindah dari suatu

tempat ke tempat lain yang berbeda ketinggiannya, tetapi bagi pengguna kursi

roda, amputee, lansia dan kaum berkebutuhan khusus lainnya, diperlukan alat

bantu yang disebut ramp untuk berpindah dari suatu tempat ke tempat lain yang

berbeda ketinggian (Penera dan Zelnik, 2003). Ramp merupakan bidang miring

yang pada dasarnya digunakan untuk menggantikan fungsi tangga dalam

memindahkan manusia atau barang dari lantai bawah ke lantai atas. Saat berjalan

pada tangga kita menaiki anak tangga, maka pada ramp kita naik dengan berjalan

pada bidang miring.


commit to user

II-28

Gambar 2.26 Ramp

A. Model Ramp

Terdapat beberapa macam model ramp yang biasa digunakan dalam

pembangunan fasilitas umum. Setiap model mempunyai alasan tertentu, misalnya

karena keterbatasan ruang ataupun struktur bangunan, sehingga model ramp

dibuat secara berbelok atau berbalik arah menyesuaikan kontruksi ruang yang ada.

Gambar 2.27 Model ramp

Sumber: Panera dan Zelnik, 2003

B. Standar Dimensi Ramp

Ramp dibuat sesuai dengan standar yang sudah ditetapkan, sehingga dalam

pengoperasiannya tidak menyulitkan bagi pengguna ramp. Berdasarkan Penera

dan Zelnik (2003), persyaratan-persyaratan yang harus diperhatikan dalam

perancangan ramp, sebagai berikut:

1. Kemiringan suatu ramp di dalam bangunan maksimum 80, sedangkan

kemiringan suatu ramp di luar bangunan maksimum 70.


commit to user

II-29

2. Panjang mendatar dari satu ramp tidak boleh lebih dari 900 cm. Panjang ramp

dengan kemiringan yang lebih rendah dapat lebih panjang.

3. Lebar minimum dari ramp adalah 95 cm tanpa tepi pengaman, dan 120 cm

dengan tepi pengaman. Ramp yang digunakan untuk pejalan kaki sekaligus

untuk pelayanan angkutan barang harus dipertimbangkan secara seksama

lebarnya, sehingga dapat dipakai untuk kedua fungsi tersebut, atau dilakukan

pemisahan ramp dengan fungsinya masing-masing.

4. Muka datar (bordes) pada awalan atau akhiran dari suatu ramp harus bebas

dan datar sehingga memungkinkan disabled untuk memutar kursi roda,

dengan ukuran minimum 160 cm.

5. Permukaan datar awalan atau akhiran suatu ramp harus memiliki tekstur yang

tidak licin. Lebar tepi pengaman ramp (kanstin/low curb) 10 cm, dirancang

untuk menghalangi roda kursi roda agar tidak terperosok atau keluar dari jalur

ramp. Apabila berbatasan langsung dengan lalu-lintas jalan umum atau

persimpangan harus dibuat sedemikian rupa agar tidak mengganggu jalan

umum.

6. Ramp harus diterangi dengan pencahayaan yang cukup sehingga membantu

penggunaan ramp saat malam hari. Pencahayaan disediakan pada bagian-

bagian ramp yang memiliki ketinggian terhadap muka tanah sekitarnya dan

bagian-bagian yang membahayakan.

7. Ramp harus dilengkapi dengan pegangan ramp (handrail) dengan ketinggian

65 – 80 cm. Pegangan ramp harus kuat dan mudah dipegang pengguna ramp.

Gambar 2.28 Standar perancangan ramp

Sumber: Panera dan Zelnik, 2003

Persyaratan di atas digunakan sebagai standar pembangunan ramp sebagai

sarana umum. Berdasarkan Way Li (2006), untuk kepentingan privasi dan

sementara waktu, misalnya saja sebagai tools dalam penelitian, kemiringan ramps


commit to user

II-30

di atas standar kadang digunakan. Hal ini dikarenakan keterbatasan space tempat

dan material yang tersedia yang disesuaikan dengan kepentingan penggunaan

ramp.

C. Pegangan Ramp (Handraill)

Pegangan ramp berfungsi untuk menjaga dan melindungi agar pengguna

ramp tidak terperosok jatuh (Poerbo, 1995). Sama seperti tangga, suatu ramp juga

harus dilengkapi dengan pegangan agar pengguna ramp merasa aman ketika

berjalan pada alat tersebut. Bentuk pegangan dari ramp tidak terlalu berbeda

dengan bentuk pegangan tangga. Umumnya bentuk penampang pegangan ramp

adalah bebentuk bulat, seperti pada gambar 2.29 di bawah ini.

Gambar 2.29 Pegangan (handraill) ramp

Sumber: Poerbo, 1995

2.7 PENELITIAN SEBELUMNYA

Redfern dkk (1997), melakukan penelitian tentang pola gait saat turun

permukaan bidang miring. Subjek penelitian 15 responden orang normal pada usia

muda 20-30 tahun dimana melakukan aktifitas berjalan turun permukaan bidang

miring. Aktifitas gaya reaksi tanah selama berjalan diukur dan gerakan pada

bidang sagital direkam dengan video. Bidang miring dalam penelitian mempunyai

kemiringan 0, 5, 10, 15, and 20 derajat. Hasil penelitian menunjukkan bahwa

perubahan sudut pada ankle, knee dan hip menjadi variabel terbesar yang

dipengaruhi oleh perubahan sudut kemiringan bidang. Perubahan data kinematik

yang utama terjadi pada momen knee seiring kenaikan sudut bidang miring.

Terjadi pula kenaikan momen ankle seiring kenaikan sudut bidang miring pada

periode waktu 20% fase berdiri. Hasil penelitian ini menunjukkan bahwa pada


commit to user

II-31

manusia normal usia muda (20-30 tahun) mempunyai kinematik gait yang cukup

konstan ketika melakukan aktifitas berjalan turun permukaan bidang miring.

McIntosh dkk (2005), melakukan penelitin tentang gait dynamic pada

bidang miring. Tujuan dari penelitian adalah untuk menggambarkan dan

mengukur data biomekanika normal gait pada bidang miring. Penelitian ini

dilakukan karena bidang miring merupakan medan yang lazim dilalui, namun

demikian penelitian gerakan berjalan pada bidang miring masih sangat terbatas.

Subyek penelitian adalah 11 responden normal, sehat dan berjenis kelamin laki-

laki. Aktifitas berjalan dilakukan pada bidang dengan kemiringan 00, 5

0, 8

0, 10

0,

dimana pengukuran gait dilakukan vicon system 370. Penanda optical

ditempatkan pada tubuh setiap responden, dimana setiap responden berjalan naik

dan turun bidang miring dengen kecepatan berjalan natural masing-masing.

Selama aktifitas berjalan, dilakukan pengukuran gaya reaksi tanah dan EMG,

dimana data gait ini kemudian dianalisis dengan vicon clinical manager.

Berdasarkan penelitian ini, diperoleh hasil penggambaran gerak berjalan dinamis

anggota gerak bawah terhadap sudut kemiringan bidang. Hip flexion meningkat

pada saat heel strike dalam bidang di atas 100. Knee flexion dan ankle dorsiflexion

meningkat seiring peningkatan sudut bidang pada saat tanjakan naik namun tidak

terjadi pada tanjakan turun. Perubahan momen dan power terjadi seiring kenaikan

sudut kemiringan bidang naik permukaan namun tidak terjadi pada turun bidang

permukaan. Hasil penelitian diharapkan mampu memberikan referensi dalam

mendesain prosthetic dan proses rehabilitasi.

Vickers dkk (2008), melakukan penelitian aktifitas berjalan pada bidang

miring pada lansia penderita amputasi bawah. Populasi amputee terbesar pada

beberapa negara adalah amputee berusia lanjut, dimana sebagian besar dari

amputee tersebut menggunakan jenis prosthetic konvensional (SACH foot).

Amputee dengan prosthetic konvensional akan mengalami kesulitan saat berjalan

pada bidang miring. Tujuan dari penelitian ini adalah mengananalisis karakteristik

pola berjalan amputee lansia pada bidang miring, melalui analisis data kuntitatif

biomekanika. Responden lansia berjumlah 16 orang terdiri atas 8 orang amputee

dan 8 orang normal pada usia 59-80 tahun. Responden melakukan aktifitas

berjalan naik dan turun bidang dengan kemiringan 50, dimana pengukuran gait


commit to user

II-32

dilakukan vicon system 370. Hasil penelitian menunjukkan terjadi penurunan

kecepatan berjalan, gerakan knee dan hip, momen pada hip dan gaya vertical

GRF, sepanjang terjadinya kenaikan aktifitas otot pada amputee apabila

dibandingkan dengan responden lansia normal. Saat fase berdiri amputee

mengalami waktu single support yang pendek, momen dan power yang rendah.

Perbedaan ini menunjukkan terjadinya ketidakstabilan saat fase berdiri pada

amputee lansia. Ketidakstabilan ini dikarenakan keterbatasan gerak ankle pada

jenis prosthetic konvensional yang digunakan. Pada amputee lansia, untuk

memperoleh kembali gerak berjalan yang lebih mendekati normal, diperlukan

prosthetic yang mengakomodasi fleksibilitas dan kekuatan terutama pada bagian

ankle joint.

Susanto A (2009) melakukan kajian biomekanika pada pengguna

prosthetic bawah lutut dengan memperhatikan fungsi ankle joint. Penelitian ini

bertujuan untuk mengetahui desain prosthetic bawah lutut endoskeletal terbaik

dengan menggunakan hasil pengukuran biomekanik. Terdapat tiga desain

prosthetic bawah lutut yang dibahas pada penelitian ini yaitu prosthetic

eksoskeletal, prosthetic endoskeletal import dan prosthetic endoskeletal model

pengembangan. Fokus perbedaan ketiga prosthetic tersebut terletak pada bagian

ankle joint. Penelitian ini menitikberatkan pada kajian biomekanik dalam

menganalisis jenis prosthetic yang mampu memberikan keseimbangan terbaik

saat berjalan. Subjek penelitian satu orang responden amputee bawah lutut dimana

melalkukan aktifitas berjalan dengan masing-masing prosthetic pada jalan datar

sepanjang 12 meter. Penelitian dilakukan berdasarkan data yang dikumpulkan

pada masing-masing fase gerakan saat amputee menggunakan masing-masing

model prosthetic secara bergantian. Perhitungan meliputi gaya dan momen yang

bekerja pada hip, knee, dan ankle baik kaki normal maupun kaki prosthetic.

Berdasarkan penelitian ini diperoleh hasil bahwa desain prosthetic endoskeletal

model pengembangan memiliki keseimbangan gaya dan momen yang lebih baik

dari prosthetic eksoskeletal maupun prosthetic endoskeletal import.


commit to user

III-1

BAB III

METODOLOGI PENELITIAN

Metodologi penelitian menggambarkan tahapan penelitian yang disusun

mulai dari latar belakang sampai kesimpulan. Langkah-langkah penelitian yang

digunakan dalam pemecahan masalah akan dijelaskan pada gambar 3.1.

Pengukuran Anthropometri Amputee

1. Penentuan massa tiap segmen

2. Penentuan letak titik pusat massa

3. Penentuan momen inersia tiap segmen

Pengembangan Model Gait

Dynamic Gerakan Berjalan

pada Bidang Miring

C

Pengambilan Data Responden

Amputee

Pengukuran Dimensi

Prosthetic

Aktifitas Berjalan Amputee pada Bidang

Miring

1. Pengambilan video gerakan berjalan

2. Pengambilan sudut segmen tubuh

A B

Studi Literatur Studi Observasi

Latar Belakang

Perumusan Masalah

Tujuan dan Manfaat

Penelitian

Gambar 3.1 Metodologi penelitian


commit to user

III-2

Perhitungan Nilai

External Work, Force dan Torsi

Analisis dan

Intepretasi Hasil Penelitian

Kesimpulan dan Saran

Perhitungan Nilai Kecepatan

dan Percepatan Sudut Segmen

Tubuh

C

Pengambilan Capture Gerakan

Berjalan

Pengukuran Kecepatan dan

Percepatan Linear Gerakan

Berjalan pada Segmen Tubuh

A B

Pengukuran Perpindahan

Linear di setiap Fase Gerakan

Perhitungan Nilai Kecepatan

dan Percepatan Relatif Segmen

Tubuh

Gambar 3.1 Metodologi penelitian (lanjutan)

Pada gambar 3.1 di atas dijelaskan langkah-langkah yang digunakan dalam

penelitian mengenai kajian gait dynamic pengguna prosthetic endoskeletal sistem

energy storing knee mekanisme 2 bar pada bidang miring. Uraian penjelasan

metodologi penelitian dijelaskan tahap demi tahap dalam sub bab di bawah ini.

3.1 IDENTIFIKASI PERMASALAHAN

Penelitian tugas akhir dilakukan guna mengetahui kemampuan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar dalam menunjang

aktifitas berjalan amputee pada bidang miring melalui kajian gait dynamic.

Penelitian dilakakukan pada amputee atas lutut saat melakukan gerakan berjalan

pada bidang miring. Kontribusi prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar dalam menunjang aktifitas berjalan amputee pada bidang miring


commit to user

III-3

didapat melalui hasil analisis gait dynamic dengan mengkomparasikan nilai

kuantitatif antara kaki normal dengan kaki prosthetic saat berjalan pada bidang

miring. Melalui kajian gait dynamic dalam penelitian ini dapat diperoleh

informasi data ilmiah penggunaan prosthetic endoskeletal sistem energy storing

knee mekanisme 2 bar, sebagai referensi analisis karakteristik gait amputee pada

bidang miring serta digunakan dalam pengembangan rancangan dan teknologi

prosthetic

Studi observasi dilakukan dengan mengamati gerakan berjalan manusia

normal pada bidang miring. Identifikasi pola cycle gait gerak berjalan manusia

normal pada bidang miring menjadi salah satu dasar pendukung dalam

menentukan fase gerakan berjalan amputee pada bidang miring. Studi literatur

dilakukan untuk memperoleh informasi pendukung yang diperlukan dalam

penelitian tugas akhir. Dalam studi literatur diuraikan mengenai teori-teori yang

digunakan sebagai dasar pemikiran, wawasan dan acuan dalam analisis hasil

penelitian. Studi literatur yang digunakan diantaranya penjelasan mengenai

gerakan berjalan manusia, analisis gerak biomekanika, anthropometri data

biomekanika, keseimbangan gerak biomekanika, kajian work, gaya dan torsi pada

segmen tubuh manusia, persamaan gerak Lagrange, energy storing knee, serta

kajian bidang miring sebagai tempat penelitian.

3.2 PENGUMPULAN DATA

Pengumpulan data dilakukan sebagai penunjang dan input pengolahan data

terhadap permasalahan yang diangkat. Pengumpulan data yang dilakukan meliputi

data awal yang diambil sebelum penelitian aktifitas berjalan pada bidang miring

dan data penelitian yang diambil saat penelitian berlangsung. Data awal terdiri

dari data responden pengguna prosthetic dan data pengukuran dimensi prosthetic.

Data penelitian meliputi pengambilan video gerakan berjalan, pengambilan sudut

serta pengambilan data percepatan dan percepatan segmen tubuh. Pengumpulan

data selain digunakan untuk mendukung penelitian dalam mengetahui

karakteristik amputee yang menjadi responden dalam penelitian, juga secara

langsung digunakan sebagai input analisis melalui pengembangan formulasi


commit to user

III-4

matematik yang dilakukan dalam penelitian. Adapun alat-alat yang digunakan

dalam penelitian, sebagai berikut:

1. Timbangan badan digital,

Timbangan merupakan alat yang digunakan dalam pengukuran berat benda.

Timbangan dipakai untuk memperoleh pengukuran berat badan transfemoral

amputee sebagai responden dalam penelitian. Timbangan badan digital yang

dipakai dalam penelitian ini Camry Scale Bath Body Fat & Hydration dengan

maksimal pengukuran berat sebesar 150 kg.

Gambar 3.2 Timbangan badan digital

Sumber: Jurusan Teknik Industri UNS, 2010

2. Force gauge,

Force gauge merupakan alat pengukuran gaya, yang digunakan untuk

mengetahui gaya berat dari prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar, yang dipakai oleh amputee dalam penelitian. Pada

penelitian ini digunakan force gauge Extech tipe 475044 dengan akurasi

pengukuran sebesar ± (0.4% + 1 digit) sampai dengan ± (0.5% + 2 digit) serta

kecepatan pembacaan sebesar 0.2 secs (fast mode) dan 0.6 secs (slow mode).

Gambar 3.3 Force gauge



commit to user

III-5

3. Meteran,

Meteran merupakan alat pengukuran panjang benda. Adapun pengukuran

dimensi panjang segmen tubuh amputee dan dimensi panjang prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar, dilakukan dengan

meteran.

Gambar 3.4 Meteran


4. Jangka sorong (Caliper),

Jangka sorong digunakan dalam pengukuran panjang benda dengan

menggunakan skala utama dan skala nonius. Penggunaan jangka sorong pada

penelitian ini digunakan untuk mengukur detail panjang komponen prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar. Penelitian ini

menggunakan Absolute caliper series 500.

Gambar 3.5 Jangka sorong


5. Electrogoniometer RF,

Electrogoniometer RF merupakan alat yang digunakan untuk pengukuran

sudut segmen tubuh. Pada penelitian ini electrogoniometer RF digunakan

untuk mengukur sudut pada segmen kaki (ankle, knee dan hip joint) saat

melakukan aktivitas berjalan pada bidang miring dengan menggunakan energy

storing knee. Elektrogoniometer ini menggunakan transmisi RF untuk

mengirimkan data hasil pengukuran tubuh ke dalam komputer sebagai

interface. Kecepatan pembacaan berada dalam dua level kecepatan yaitu 0,25

sekon/data dan 0,5 sekon/data.


commit to user

III-6

Gambar 3.6 Electrogoniometer RF


6. Lembar pengamatan (check sheet),

Check sheet digunakan untuk mencatat data hasil pengukuran, selama

penelitian, diantaranya pengukuran antropometri amputee dan pengukuran

dimensi prosthetic.

Gambar 3.7 Contoh check sheet anthropometri pengguna prosthetic

7. Bidang miring,

Bidang miring digunakan sebagai media berjalan amputee yang diuji cobakan

dalam penelitian. Bidang miring mempunyai kemiringan 150

dengan area

berjalan sepanjang 225 cm pada masing-masing bidang dan area berjalan

bidang datar pada puncak kemiringan sepanjang 50 cm. Material penyusun


commit to user

III-7

bidang miring meliputi, kerangka yang terbuat dari besi, landasan berjalan

terbuat dari kayu dengan karpet sebagai bahan agar permukaan berjalan tidak

licin. Handraill ditempatkan disepanjang bidang sebagai pijakan tangan

sekaligus pelindung bagi pengguna ketika berjalan. Handraill terbuat dari besi

dengan ketinggian yang bisa diatur antara 65-80 cm. Pada bagian atas bidang

miring dipasang harness sebagai pengaman untuk mencegah amputee jatuh

ketika berjalan. Berikut gambar bidang miring dalam penelitian.

Gambar 3.8 Bidang miring


8. Stiker fluorescent

Stiker fluorescent digunakan sebagai reflective markers pada segmen tubuh

amputee ketika melakukan aktifitas gerakan berjalan. Stiker fluorescent pada

penelitian ini ditempelkan pada bagian ankle, knee dan hip joint, serta pada

center of mass segmen kaki, yang membantu memberikan tanda lokasi

segmen yang menjadi titik kajian dalam penelitian.

Gambar 3.9 Stiker fluorescent


9. Prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar,

Prosthetic ini merupakan jenis above knee prosthetic yang diujikan dalam

penelitian berjalan pada bidang miring. Mekanisme kerja prosthetic ini

memanfaatkan gas spring untuk menyimpan dan mengeluarkan energi ketika

amputee berjalan.


commit to user

III-8


mekanisme 2 bar

10. Video shooting,

Video shooting dalam penelitian ini digunakan untuk mendokumentasikan

gerak berjalan amputee pada bidang miring dari arah sagital. Video shooting

ditempatkan 4 m di depan bidang miring dan bergerak pada track sepanjang 4

m mengikuti laju gerakan amputee. Kamera yang digunakan Panasonic MD

10000 dengan 10x optical zoom dan 500x digital zoom. Kamera ini

mempunyai mastering DVD format AVI dengan frame rate 30 frames/second.

Gambar 3.11 Video shooting

Sumber: Mevicomm video shooting, 2010

11. Komputer (Laptob),

Komputer digunakan sebagai interface untuk menampilkan dan menyimpan

data hasil penelitian berjalan serta digunakan sebagai tools pengolahan data.

Pada penelitian ini komputer yang digunakan berupa laptob Acer Aspire 4335.


commit to user

III-9

Penjelasan lebih lanjut mengenai data yang diperlukan dalam penelitian,

sebagai berikut:

1. Pengambilan data responden amputee.

Responden amputee dalam penelitian ini berjumlah satu orang, berjenis

kelamin laki-laki dan berusia 49 tahun. Pengambilan data responden

amputee, sebagai berikut:

a. Data diri,

Data diri meliputi nama, umur, jenis kelamin dan pekerjaan. Data ini

didapat dari hasil wawancara dengan amputee.

b. Data riwayat amputasi,

Data riwayat amputasi didapat dari hasil wawancara meliputi penyebab

amputasi, kaki amputasi, tipe amputasi, kondisi stump dan jenis prosthetic

yang pernah digunakan.

c. Data anthropometri amputee,

Data pengukuran anthropometri amputee meliputi tinggi tubuh, berat

badan, panjang stump dan panjang segmen tubuh amputee. Pertama-tama

diukur tinggi badan dan berat badan amputee, kemudian secara spesifik

dilakukan pengukuran terhadap keseluruhan segmen tubuh amputee,

diantaranya segmen kaki (foot, shank dan thigh), segmen tangan

(forearms, upperarms dan hand), serta body (head, neck dan torso).

Wawancara dan pengukuran antropometri amputee dilakukan, pada:

Hari/tanggal : Sabtu 19 Juni 2010

Tempat : Rumah Prosthetic Orthotic

2. Pengukuran dimensi prosthetic.

Unit penelitian adalah prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar yang khusus digunakan amputee pada penelitian ini.

Pengukuran dilakukan untuk mengetahui dimensi prosthetic yang ditinjau dari

ukuran berat dan panjang dari masing-masing komponen penyusun kaki

prosthetic. Pengukuran dimensi prosthetic dilakukan, pada:

Hari/tanggal : Sabtu 17 Juli 2010

Tempat : Rumah Prosthetic Orthotic


commit to user

III-10

3. Pengukuran anthropometri amputee.

Pengambilan data anthropometri amputee dan pengukuran dimensi prosthetic

digunakan untuk menghitung letak titik pusat massa, momen inersia dan

massa tiap segmen tubuh amputee, sebagai berikut:

a. Penentuan massa tiap segmen,

Persentase massa segmen tubuh upper body, thigh, shank, foot dan stump

ditentukan berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh Webb

Associaties (1978) dalam Chaffin dkk (1999) pada tabel 2.1. Upper body

merupakan bagian atas tubuh yang terdiri dari head, neck, torso, dan arms.

Bagian ini diasumsikan sebagai satu kesatuan massa, yang ditopang kedua

kaki amputee saat berjalan. Perhitungan persentase stump dilakukan

dengan pengurangan persentase massa tubuh amputasi berdasarkan

permodelan Webb Associaties (1978) dengan rumusan, sebagai berikut:

Persentase x shank Panjang thigh Panjang

stump Panjang leg dari stump Persentase

leg dari total body........................................... (3.1)

b. Penentuan letak titik pusat massa,

Penentuan letak titik pusat massa dilakukan berdasarkan permodelan titik-

titik pusat massa Dempster (gambar 2.13). Titik pusat massa ditentukan

pada upper body dan pada segmen kaki (foot, shank dan thigh) baik pada

kaki normal maupun kaki prosthetic.

c. Penentuan momen inersia tiap segmen,

Sama halnya dengan letak pusat massa, penentuan momen inersia

dilakukan pada upper body dan pada segmen kaki (foot, shank dan thigh)

baik kaki normal maupun kaki prosthetic. Momen inersia tiap segmen

dihitung berdasarkan tabulasi data pengukuran anthropometri tubuh

amputee, dengan menggunakan persamaan 2.1.

3.3 PENELITIAN AKTIFITAS BERJALAN AMPUTEE PADA BIDANG

MIRING

Aktifitas penelitian yang diamati adalah gerakan berjalan amputee atas

lutut menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme

2 bar pada bidang miring. Adapun aktifitas berjalan amputee dilakukan pada


commit to user

III-11

bidang miring baik saat naik maupun turun bidang permukaan. Penelitian aktifitas

berjalan amputee pada bidang miring dilakukan pada:

Hari/tanggal : Selasa, 21 Juli 2010

Tempat : Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan Ergonomi

Petunjuk pelaksanaan percobaan diperlukan sebagai alat untuk

menentukan prosedur operasional dalam pengambilan data. Hal ini bertujuan agar

percobaan berjalan sesuai tujuan yang diharapkan. Prosedur penelitian aktifitas

berjalan amputee pada bidang miring, sebagai berikut:

1. Mempersiapkan seluruh peralatan yang digunakan dalam penelitian.

2. Setting tempat penelitian, untuk mengakomodasi kemudahan pengambilan data

(lihat gambar 3.13). Prosedur umum setting tempat penelitian, sebagai berikut:

a. Posisi komputer dan bidang miring sebagai media berjalan amputee

ditempatkan pada satu area yang berdekatan, karena elektrogoniometer

digunakan dalam penelitian memakai transmisi RF untuk mentransfer data

ke dalam komputer.

b. Video shooting ditempatkan sejajar dengan bidang miring, untuk

mempermudah pengambilan gambar menyesuaikan arah berjalan amputee.

c. Posisi video shooting harus dipastikan setinggi dimensi bidang miring,

untuk dapat menjangkau area pengambilan gambar.

3. Amputee memakai prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar yang diujicobakan dalam penelitian.

4. Pemasangan electrogoniometer RF pada bagian ankle, knee, dan hip joint.

5. Pemasangan stiker fluorescent pada tubuh amputee yaitu pada bagian joint

(ankle, knee dan hip joint) dan pada center of mass tubuh amputee.

6. Amputee melakukan aktifitas berjalan menaiki kemudian menuruni bidang

miring.

7. Selama aktivitas berjalan video shooting bergerak mengikuti laju berjalan

amputee untuk mendokumentasikan gerak berjalan selama penelitian. Hasil

dokumentasi video ini digunakan untuk mempermudah penentuan capture serta

pengukuran nilai kecepatan dan percepatan saat berjalan.

8. Pengukuran dilanjutkan sampai mendapatkan data yang cukup untuk dilakukan

pengolahan data lanjutan.


commit to user

III-12

Gambar 3.12 Setting tempat penelitian

Hasil penelitian pengamatan berjalan pada bidang miring digunakan untuk

mendapatkan data penelitian yang menjadi input kajian gait dynamic untuk

mengetahui kemampuan prosthetic pada bidang miring. Adapun pengambilan data

penelitian, sebagai berikut:

1. Dokumentasi video gerakan berjalan amputee di bidang miring.

Video shooting mendokumentasikan gerak berjalan amputee selama penelitian.

Video gerakan berjalan ini selanjutnya diolah untuk mendapatkan data capture

di setiap fase gerakan, pengukuran kecepatan dan percepatan segmen tubuh,

sebagai berikut:

a. Pengambilan capture di setiap fase gerakan dalam satu siklus berjalan pada

bidang miring.

Pengambilan capture dilakukan untuk menetapkan fase gerakan berjalan

amputee pada bidang miring. Capture merupakan gambar dari hasil video

dokumentasi aktifitas berjalan amputee pada bidang miring, baik saat naik

maupun turun permukaan bidang miring. Capture dilakukan pada tiap fase

gerakan dalam satu siklus berjalan.

b. Pengukuran perpindahan linear di setiap fase gerakan dalam satu siklus


Pengukuran perpindahan linear dilakukan dengan software AutoCad 2004

untuk mengetahui besarnya jarak perpindahan antar fase berjalan. Adapun


commit to user

III-13

referensi titik perpindahan linear terletak pada bagian ankle joint di kedua

fase gerakan yang diukur jarak perpindahan linearnya.

c. Pengukuran kecepatan dan percepatan di setiap poin pengukuran.

Pengukuran dilakukan dengan software CV Mob, dengan menginputkan

hasil dokumentasi video shooting aktifitas berjalan pada bidang miring.

Pengambilan data dilakukan pada poin pengukuran kecepatan dan

percepatan pada segmen tubuh amputee meliputi center of mass foot, ankle

joint, center of mass shank, knee joint, center of mass thigh, hip joint, dan

center of mass upper body, seperti ditampilkan pada gambar 3.13.

Gambar 3.13 Point pengukuran pada CV mob

d. Penentuan nilai kecepatan dan percepatan linear segmen tubuh.

Output yang dihasilkan dalam software CV Mob adalah nilai kecepatan dan

percepatan linear pada bagian segmen tubuh yang menjadi poin pengukuran.

Hasil pengukuran selanjutnya digunakan untuk menentukan besarnya

kecepatan linear pada setiap segmen dengan menghitung besarnya

kecepatan center of mass (COM) relatif terhadap joint. Rumusan yang

digunakan dalam penentuan kecepatan linear relatif, sebagai berikut:

Displacement

jointcom

jointcom

xx

yyarctan θ

........................................................ (3.2)


commit to user

III-14

Kecepatan linear relatif

2

com

2

com θ)sin (Vθ) cos(V V ............................................. (3.3)

dengan, θ = sudut perpindahan gerak (0)

Δycom = perpindahan gerak linear sumbu y pada COM (m)

Δyjoint = perpindahan gerak linear sumbu y pada joint (m)

Δxcom = perpindahan gerak linear sumbu x pada COM (m)

Δxjoint = perpindahan gerak linear sumbu x pada joint (m)

V = kecepatan linear relatif segmen tubuh (m/s)

e. Penentuan nilai kecepatan sudut dan percepatan sudut segmen tubuh..

Output nilai kecepatan linear segmen tubuh selanjutnya ditransformasikan

ke dalam bentuk rotasional untuk mendapatkan nilai kecepatan sudut dan

percepatan sudut pada setiap segmen. Rumusan yang digunakan dalam

penentuan kecepatan linear relatif, sebagai berikut:

end distal

linear

sudutR

V V ...................................................................................... (3.2)

dengan, Vsudut = kecepatan sudut (rad/s)

Vlinear = kecepatan linear relatif segmen tubuh (m/s)

Rdistal end = radius distal end segmen tubuh (m)

2. Pengukuran sudut pada segmen tubuh di setiap fase gerakan dalam satu siklus


Pengukuran ini bertujuan untuk mengetahui sudut yang terbentuk pada ankle,

knee, dan hip joint baik pada kaki normal maupun kaki prosthetic saat amputee

berjalan pada bidang miring baik saat naik maupun turun permukaan bidang

miring. Sudut yang terbentuk dari masing-masing segmen dicari dengan

menggunakan electrogoniometer RF.

3.4 PENGEMBANGAN MODEL GAIT DYNAMIC GERAKAN

BERJALAN PADA BIDANG MIRING

Formulasi matematik dibangun sepanjang periode waktu berjalan dengan

menggunakan persamaan Lagrange. Lagrange merupakan konsep matematik




commit to user

III-15

turunan kedua dari persamaan gerak. Berikut tahapan formulasi model gait

dynamic dengan pendekatan Lagrange.

1. Menyatakan semua point dan segment sesuai referensi sistem.

Langkah awal yang dilakukan untuk merumuskan Lagrange adalah

menyatakan semua variabel dalam sistem. Variabel-variabel ini meliputi,

referensi sistem gerak, point, segment, torsi dan gaya yang ada dalam sistem

(lihat persamaan 2.10 sampai dengan persamaan 2.14).

2. Menentukan vektor perpindahan (displacement) dan kecepatan (velocity).

Langkah kedua adalah membentuk vektor percepatan dan perpindahan yang

memuat semua point dalam sistem (persamaan 2.16). Hal ini digunakan untuk

merumuskan sistem lagrangian dan generalized force dalam menyusun

persamaan Lagrange.

3. Merumuskan model spring potential energy di setiap fase gerakan berjalan.

Kalkulasi nilai spring potential energy (persamaan 2.5) pada prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar ditentukan

berdasarkan besarnya perubahan sudut antara segment thigh dan shank, akibat

deformasi yang terjadi pada knee prosthetic.

4. Merumuskan persamaan lagrangian.

Lagrangian (persamaan 2.6) diartikan sebagai perbedaan antara energi kinetik

dengan energi potensial. Rumusan ini ditentukan dari besarnya keseluruhan

energi pada sistem yaitu penjumlahan total energi kinetik rotasi, total energi

kinetik translasi, total energi potensial dan total spring potential energy.

5. Merumuskan external work

External work merupakan usaha yang bereaksi pada tubuh yang menyebabkan

tubuh bergerak. Jumlah external work dihitung dari total work yang bekerja

pada segmen tubuh amputee ketika berjalan pada bidang miring dengan

prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar.

6. Merumuskan persamaan gaya dan torsi untuk setiap generalized coordinates di

bidang miring.

Berdasarkan formulasi Lagrange (persamaan 2.7), persamaan gaya dan torsi

untuk setiap generalized coordinates dirumuskan dengan menurunkan


commit to user

III-16

persamaan lagrangian terhadap sejumlah variabel ([q]t = [q1, q2, ...., qn]) yang

berlaku dalam sistem.

Tahapan permodelan berjalan di atas dilakukan dalam delapan fase

gerakan yaitu initial contact, loading response, mid stance, terminal stance, pre

swing, initial swing, mid swing dan terminal swing. Permodelan dilakukan baik

pada kaki normal maupun kaki prosthetic saat berjalan menggunakan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar pada bidang miring.

3.5 PENGOLAHAN DATA

Pengolahan data dalam penelitian ini dilakukan untuk mengetahui


dalam menunjang aktifitas berjalan amputee pada bidang miring. Keseluruhan

perhitungan dilakukan berdasarkan hasil permodelan dinamis gerakan berjalan

pada bidang miring melalui kajian gait dynamic. Perhitungan nilai external work,

serta komponen gaya dan torsi dilakukan berdasarkan data yang telah

dikumpulkan pada masing-masing fase gerakan saat amputee menggunakan

prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar di bidang

miring. Perhitungan dilakukan pada persendian hip, knee, dan ankle baik kaki

normal maupun kaki prosthetic. Melalui kajian gait dynamic ini kemampuan

prosthetic dapat diketahui dari karakteristik gait yang terbentuk. Karakteristik gait

amputee dilihat berdasarkan komparasi nilai external work, serta komponen gaya

dan torsi yang dihasilkan amputee pengguna prosthetic endoskeletal sistem

energy storing knee mekanisme 2 bar antara kaki normal dengan kaki prosthetic

saat berjalan pada bidang miring.

3.6 ANALISIS DAN INTERPRETASI HASIL PENELITIAN

Pada tahap analisis dan interpretasi hasil penelitian, dilakukan analisis

terhadap hasil pengukuran nilai external work, komponen gaya dan torsi yang

dihasilkan amputee dari penggunaan prosthetic endoskeletal sistem energy storing

knee mekanisme 2 bar pada bidang miring. Analisis kemampuan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar dalam menunjang


commit to user

III-17

aktifitas berjalan amputee pada bidang miring dilihat dari komparasi nilai external

work, serta komponen gaya dan torsi.

3.7 KESIMPULAN DAN SARAN

Kesimpulan dan saran merupakan langkah akhir yang dilakukan dalam

penelitian tugas akhir. Kesimpulan diambil berdasarkan hasil pengolahan dan

analisis data yang telah dilakukan pada tahap sebelumnya dimana menjawab dari

tujuan yang diharapkan dalam penelitian. Saran diberikan sebagai rekomendasi

penelitin gerak berjalan pada bidang miring serta memberikan informasi guna

peningkatan dan perkembangan kaki prosthetic yang diharapkan mampu

menggantikan fungsi bagian tubuh yang hilang.


commit to user

IV-1

BAB IV

PENGUMPULAN DAN PENGOLAHAN DATA

Permasalahan dalam penelitian tugas akhir menjadi lebih mudah untuk

diselesaikan bilamana terdapat data yang berkaitan langsung dengan

permasalahan yang diambil. Pada bab ini diuraikan secara detail proses

pengumpulan dan pengolahan data dalam penelitian. Pengumpulan data diperoleh

melalui dokumentasi penelitian aktifitas berjalan pada bidang miring bagi

pengguna prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar.

Selanjutnya dilakukan pengolahan data sebagai dasar dalam memberikan analisis

terhadap penyelesaian permasalahan.

4.1 PENGUMPULAN DATA

Pengumpulan data dilakukan sebagai penunjang dan input pengolahan data

terhadap permasalahan yang diangkat. Pengumpulan data diperoleh melalui

dokumentasi penelitian dan wawancara terhadap amputee yang menjadi

responden dalam penelitian. Pengumpulan data yang dilakukan meliputi data awal

yang diambil sebelum penelitian aktifitas berjalan pada bidang miring dan data

penelitian yang diambil saat penelitian berlangsung. Pada sub bab di bawah ini

akan dijelaskan pengumpulan data awal yang meliputi data responden pengguna

prosthetic dan data pengukuran dimensi prosthetic.

4.1.1 Data Responden Pengguna Prosthetic

Pemilihan amputee yang digunakan sebagai responden dalam penelitian

didasarkan pada kondisi tubuh amputee yang disesuaikan dengan kondisi

penelitian. Kondisi penelitian ini didasarkan pada karakteristik yang ditinjau dari

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

mengenai penggunaan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar yang diuji cobakan dalam tugas akhir. Wawancara dilakukan

untuk mendapatkan data diri dan data riwayat amputasi amputee sebagai

responden dalam penelitian. Data diri dan riwayat amputasi responden amputee

berdasarkan hasil wawancara, sebagai berikut:


commit to user

IV-2

Nama : Drs. Widarno

Jenis kelamin : Laki-laki

Usia : 49 tahun

Pekerjaan : Guru mengaji

Riwayat amputasi : Kecelakaan lalu lintas tahun 1985

Kaki amputasi : Kaki kanan

Tipe amputasi : Atas lutut (above knee)

Kondisi stump : Short stump (30 cm), baik dan masih

bisa digerakkan

Jenis prosthetic yang pernah digunakan : Eksoskeletal

Pengukuran anthropometri amputee dilaksanakan di Rumah Prosthetic dan

Orthotic, Kartasura. Pengukuran dilakukan untuk memperoleh data panjang

segmen tubuh yang menjadi titik pembahasan pada penelitian tugas akhir.

Tabel 4.1 Data anthropometri amputee

Body

Body weight (without prosthetic) 67.5 kg

Amputee height 164 cm

Head length 20 cm

Neck length 10 cm

Torso or body length 55 cm

Upper arm length 31 cm

Lower arm length 26 cm

Hand length 18 cm

Pelvis circumference 100 cm

Tronchanter ke anterior midline circumference 66 cm

Thight

Ischial tuberosity (SB saat berdiri) 58 cm

Thight length 50 cm

Stump length 37 cm

Knee

Knee width (sitting) 10 cm

Top of knee (sitting) 52 cm

Shank

Tibial plateau (KB saat berdiri) 41 cm

Calf circumference 36 cm


commit to user

IV-3

Lanjutan tabel 4.1

Calf circumference length 32 cm

Shank length 40 cm

foot

Ankle circumference 25 cm

Ankle circumference length 9 cm

Foot width 25 cm

Shoe size 42

Data anthropometri tubuh yang diambil, merupakan data pengukuran

tinggi badan dan berat badan amputee, kemudian secara spesifik dilakukan

pengukuran terhadap segmen tubuh amputee. Pengambilan data anthropometri

amputee digunakan untuk menghitung letak titik pusat massa, momen inersia dan

massa tiap segmen tubuh pengguna prosthetic.

4.1.2 Prosthetic Endoskeletal Sistem Energy Storing Knee Mekanisme 2 Bar

Desain prosthetic yang diujicobakan dalam penelitian adalah prosthetic

endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar. Prosthetic endoskeletal

sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2 bar merupakan jenis

prosthetic atas lutut yang dikembangkan dengan adanya penambahan gas spring

pada bagian knee joint sebagai komponen penyimpan energi pada kaki prosthetic.

Desain prosthetic ini merupakan desain awal, sehingga pengujian berjalan di

bidang miring dilakukan untuk mengetahui kemampuan pada desain awal

prosthetic, apakah prosthetic mampu menunjang aktifitas berjalan amputee pada

bidang miring.

Prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2

bar dirancang untuk aktifitas keseharian dalam mengakomodasi kemampuan

berjalan amputee pada berbagai media berjalan di lingkungan. Prosthetic

endoskeletal ini dikembangkan dengan menambahkan komponen gas spring pada

bagian knee joint atau juga disebut energy storing knee. Cara kerja energy storing

knee menganalogikan sebuah gas spring yang menggantikan fungsi otot

hamstring dan quadriceps yang berada di sepanjang thigh (paha) sampai knee

(lutut). Ketika meregang dan mengendur gas spring dalam knee joint menyimpan

kemudian melepaskan energi potensial elastis. Mekanisme pergerakan joint dalam

energy storing knee dibantu oleh 2 bar (penghubung) yang menghubungkan


commit to user

IV-4

bagian shank (betis) dan thigh (paha), sehingga secara keseluruhan sistem ini

disebut energy storing knee mekanisme 2 bar.

(a) (b)

Gambar 4.1 Amputee dengan prosthetic endoskeletal sistem energy storing

knee mekanisme 2 bar (a) Posisi berdiri (b) Posisi duduk

Gas spring merupakan komponen utama dalam energy storing knee, yang

berfungsi sebagai komponen penyimpan energi pada kaki prosthetic. Gerakan gas

spring pada energy storing knee mampu menghasilkan energy storing bagi

pengguna. Energi diserap dari tekanan shank kemudian dilepaskan melalui ayunan

leg sehingga dapat mengurangi jumlah kerja yang harus dilakukan otot kaki

amputee ketika beraktifitas. Komponen penyusun energy storing knee mekanisme

2 bar secara lebih lanjut digambarkan pada gambar 4.2.

Gambar 4.2 Komponen energy storing knee mekanisme 2 bar


commit to user

IV-5

Model prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2

bar yang digunakan dalam penelitian secara keseluruhan terdiri dari bagian

komponen socket, socket adaptor, knee adaptor, rotary knee, energy storing knee,

pylon shank, ankle joint double axis dan SACH foot, seperti pada gambar 4.3.

Gambar 4.3 Prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee

mekanisme 2 bar

Komponen socket dalam desain ini menggunakan waist belt dimana

manset diikatkan mengelilingi pinggang. Bagian adaptor digunakan sebagai

komponen penghubung antar bagian prosthetic. Rotary knee digunakan sebagai

pengatur gerak sendi lutut untuk memutar bagian shank saat duduk. Desain

endoskeletal shank pada energy storing prosthetic knee menggunakan metal pylon

yang ringan untuk menghubungkan foot (kaki) ke socket. Shank dengan metal

pylon ini mempunyai kemampuan untuk menopang beban tubuh lebih besar dan

lebih kuat daripada aluminium rigid yang digunakan dalam kontruksi prosthetic

eksoskeletal. Ankle joint pada SACH foot didesain dengan sistem double axis.

Ankle joint sistem double axis ini menggunakan polyurethane yang berfungsi

sebagai mekanisme pembalik sehingga ankle joint mampu mengakomodasi sistem

pergerakan plantarflexion dan dorsiflexion dengan respon yang lebih lembut.

Rancangan ankle joint ini mengadopsi karakteristik ankle manusia yang berbentuk


commit to user

IV-6

engsel (hinge) sehingga mampu memberikan fleksibilitas gerak kaki ketika

berjalan.

Unit penelitian prosthetic adalah prosthetic endoskeletal sistem energy

storing knee mekanisme 2 bar yang khusus digunakan responden amputee.

Pengukuran dilakukan untuk mengetahui karakteristik prosthetic dalam penelitian

yang ditinjau dari ukuran berat dan panjang prosthetic. Adapun tinggi dan berat

prosthetic diukur pada masing-masing part yang menyusun setiap bagian segmen

prosthetic. Diskripsi masing-masing part yang menjadi penyusun bagian segmen

prosthetic, akan diberikan pada gambar 4.4.

Gambar 4.4 Segmentase prosthetic

Rekapitulasi data pengukuran dimensi prosthetic endoskeletal sistem energy

storing knee mekanisme 2 bar yang digunakan dalam penelitian, sebagai berikut:

Tabel 4.2 Dimensi prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar

No. Keterangan Energy Storing

Prosthetic Knee

1. Total prosthetic weight 4,014 kg

a. Prosthetic thigh weight 1,427 kg

b. Prosthetic shank weight 1,550 kg

c. Prosthetic foot weight 0,992 kg


commit to user

IV-7

Lanjutan tabel 4.2

2. Total prosthetic gaya 40,14 N

4. Total prosthetic height 82,7 cm

a. Prosthetic thigh height 42,0 cm

b. Prosthetic shank height 40,7 cm

c. Foot width 25,0 cm

Sama halnya dengan pengukuran anthropometri pada amputee,

pengukuran dimensi prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar di atas, digunakan untuk mengetahui letak pusat massa, momen

inersia dan massa tiap segmen tubuh pada kaki prosthetic.

4.1.3 Penentuan Massa Segmen, Letak Titik Pusat Massa dan Momen

Inersia Tubuh Amputee Dengan Prosthetic Endoskeletal Sistem Energy

Storing Knee Mekanisme 2 Bar

Pengukuran anthropometri tubuh amputee dan dimensi prosthetic yang

digunakan dalam pengujian digunakan sebagai input dalam penentuan massa

segmen, letak titik pusat massa dan momen inersia tubuh amputee. Penentuan

variabel-variabel ini, selanjutnya digunakan sebagai input permodelan matematis

gerakan berjalan amputee di bidang miring dengan pendekatan Lagrange.

A. Penentuan massa tiap segmen,

Penentuan massa tiap segmen tubuh dilakukan dengan pemodelan

Dempters dimana bentuk tubuh manusia digambarkan sebagai stick diagram.

Persentase massa segmen tubuh foot, shank, thigh dan upper body ditentukan

berdasarkan pemodelan distribusi berat tubuh Webb Associaties (1978) dalam

Chaffin dkk (1999) pada tabel 2.1.

Perbandingan segmen panjang shank dan panjang stump dilakukan pada

segmen kaki normal dan kaki amputasi (stump), untuk mendapatkan nilai

persentase massa stump dari keseluruhan berat tubuh. Berdasarkan permodelan

distribusi berat tubuh Webb Associaties (tabel 2.1), diperoleh persamaan

persentase massa tubuh amputee tanpa prosthetic, sebagai berikut:

= 6,45%


commit to user

IV-8

Persentase tubuh amputasi dari leg = Persentase leg dari total body – Persentase stump

dari leg

= 15,7% - 6,45%

= 9,25%

Sehingga persentase massa tubuh amputee tanpa prosthetic,

Persentase massa tubuh amputee = % upper body + % left leg + % stump

= [% head dan neck + % torso + (2 x % arms)] +

% left leg + % stump

= [8,4 % + 50% + (2 x 5,1%)] + 15,7 % + 6,45 %

= 90,75 %

Selanjutnya, hasil perhitungan persentase massa tubuh amputee digunakan

untuk mengetahui nilai massa setiap segmen tubuh dari pengguna prosthetic atas

lutut. Berikut contoh perhitungan massa segmen tubuh.

a. Massa upper body (head, neck, torso dan arms)

= 51,02 kg

b. Massa stump

= 4,8 kg

Perhitungan segmen tubuh lainnya dilakukan dengan menggunakan

metode yang sama. Hasil pengukuran massa segmen tubuh amputee dapat dilihat

pada tabel 4.1. Massa bagian atas tubuh (upper body), head, neck, body, upper

arm dan lower arm dijadikan satu dan diasumsikan sebagai beban dari tubuh yang

harus ditopang oleh kaki dan prosthetic.


commit to user

IV-9

Tabel 4.3 Massa segmen tubuh amputee

Segmen Tubuh Presentase Segmen

Dari Total Weight

Presentase Dari

Segmen Weight Massa (kg)

Upper body 68,6% - 51,02

Thigh 15,7% 63,7 % 7,44

Shank 15,7% 27,4 % 3,20

Foot 15,7% 8,9 % 1,04

Stump 6.45% - 4,80

Massa keseluruhan segmen tubuh amputee dihitung dengan pendekatan

yang sama seperti perhitungan sebelumnya dimana proporsi antara tubuh bagian

kanan seimbang dengan tubuh bagian kiri, terkecuali pada bagian kaki amputasi.

Pada bagian kaki amputasi, massa tubuh merupakan massa prosthetic sebagai

bagian pengganti anggota tubuh yang hilang yang nilainya ditetapkan seperti saat

pengukuran dimensi prosthetic. Berikut contoh perhitungan individual segmen

tubuh amputee.

a. Massa head and neck

= 6,25 kg

b. Massa head

= 4,61 kg

Rekapitulasi proporsi massa keseluruhan segmen tubuh amputee dapat dilihat

pada tabel 4.4.


commit to user

IV-10

Tabel 4.4 Proporsi massa individual segmen tubuh

Proporsi Massa Tubuh (kg)

Segmen Tubuh Individual Segmen Tubuh (kg) Kiri Kanan

Head and

Neck 8,40%

Head 73,80% 4.61 6,25

Neck 26,20% 1.64

Torso 50,00%

Thorax 43,80% 16.29

37,19 Lumbar 29,40% 10.93

Pelvis 26,80% 9.97

Arm

left/right 10,20%

Upper arm 54,90% 4.16 2.08 2.08

Forearm 33,30% 2.53 1.26 1.26

Hand 11,80% 0.90 0.45 0.45

Leg 15,70%

Thigh 63,70% 7.44 7.44 6.27

Shank 27,40% 3.20 3.20 1.55

Foot 8,90% 1.04 1.04 0.992

Right Leg 6,45% Stump 41,08% 4.80 - 4.80

Proporsi pembagian berat tubuh bagian kanan dan kiri berdasarkan

distribusi berat berat tubuh Webb Associaties (1978), diasumsikan seimbang,

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

berat segmen pengguna prosthetic atas lutut. Keseimbangan proporsi berat tubuh

ini hanya berlaku pada upper body, karena sebagian kaki dari thigh sampai foot

pada kaki kiri amputee merupakan bagian amputasi amputee yang digantikan

fungsinya oleh kaki prosthetic dengan pengukuran berat tersendiri seperti yang

terdapat dalam tabel 4.4.

B. Penentuan letak titik pusat massa,

Penentuan letak titik pusat massa dilakukan berdasarkan permodelan titik-

titik pusat massa dempster (gambar 2.13). Titik pusat massa ditentukan pada

segmen foot, shank, thigh dan upper body. Penjelasan mengenai sebaran titik berat

pada segmen tubuh amputee dapat dilihat pada gambar 4.5.


commit to user

IV-11

Gambar 4.5 Persebaran titik pusat massa

Pada gambar 4.5 di atas, dapat dilihat adanya persebaran titik pusat massa

pada tubuh transfemoral amputee. Wthigh merupakan gaya berat yang bekerja pada

segmen paha. Thigh L1 merupakan panjang segmen paha dari pangkal pelvis ke

pusat titik berat segmen paha kaki normal, sedangkan thigh L2 adalah panjang

segmen dari pusat titik berat segmen paha ke lutut. WShank merupakan gaya berat

yang bekerja pada segmen betis. Shank L1 adalah panjang dari lutut sampai ke

titik pusat massa segmen betis. Panjang dari titik pusat massa ke ujung mata kaki

dinamakan shank L2. Wfoot adalah gaya berat yang bekerja pada telapak kaki. Pada

bagian telapak kaki persebaran titik pusat massa dibagi menjadi foot L1 dan foot

L2. Foot L1 adalah panjang dari tumit ke titik pusat massa segmen telapak kaki.

Foot L2 adalah panjang dari titik pusat massa segmen telapak kaki ke ujung jari

telapak kaki.

Persebaran titik pusat massa berdasarkan gambar 4.5 di atas, selain

melibatkan keseluruhan segmen kaki normal juga melibatkan segmen stump dan

bagian atas tubuh amputee (upper body). Stump merupakan puntung sisa bagian


commit to user

IV-12

kaki yang diamputasi. Bagian stump pada above knee amputation, diukur dari

pangkal pelvis sampai pada bagian ujung kaki yang diamputasi. Wthigh-prosthetic

adalah gaya berat yang bekerja pada segmen paha amputee yang merupakan gaya

berat gabungan antara bagian stump dan prosthetic. Thigh-prosthetic L1 adalah

panjang segmen paha dari pangkal pelvis ke pusat titik berat segmen paha kaki

prosthetic. Thigh-prosthetic L2 merupakan pajang yang diukur dari pusat titik

berat segmen paha kaki prosthetic sampai bagian knee prosthetic. Upper body

merupakan bagian atas tubuh yang terdiri dari head, neck, torso, dan arms. Bagian

ini diasumsikan sebagai satu kesatuan massa, yang ditopang kedua kaki amputee

saat berjalan. Upper body L1 adalah panjang dari ujung kepala sampai ke titik

pusat massa upper body. Panjang dari titik pusat massa upper body ke pangkal

pelvis dinamakan upper body L2. Berikut contoh perhitungan panjang segmen

tubuh amputee.

a. Thigh-Prosthetic L2

Perhitungan titik pusat massa segmen paha pada kaki amputasi melibatkan

bagian stump dan bagian prosthetic. Perhitungan dilakukan dengan

menggabungkan titik pusat massa bagian stump dan prosthetic menjadi titik

pusat massa segmen paha. Perhitungan titik pusat massa stump dilakukan

dengan pendekatan yang sama dengan penentuan titik pusat massa segmen

paha pada kaki normal.

Titik pusat massa stump

Stump L1 = 43,3% x 37 = 16,02 cm

Stump L2 = 56,7% x 37 = 20,98 cm

Titik pusat massa prosthetic thigh

Komponen prosthetic yang menjadi bagian dari segmen thigh-prosthetic

adalah socket, socket adaptor dan knee adaptor.

Prosthetic L1 = 18,19 cm

Prosthetic L2 = 23,81 cm

COM


commit to user

IV-13

Titik pusat massa gabungan stump-prosthetic

= 31,59 cm

Sehingga, panjang segmen stump-prosthetic L2 adalah 31,59 cm

b. Foot L2

L2 pada segmen telapak kaki adalah panjang dari titik pusat massa segmen

telapak kaki ke ujung jari telapak kaki.

Foot L2 = 57,1% x 25 = 14,28 cm

Penentuan lokasi titik pusat massa ini berlaku pada keseluruhan tubuh

amputee diantaranya bagian upper body dan legs. Pengukuran lokasi titik pusat

massa kaki prosthetic pada segmen shank dan foot, yang merupakan bagian kaki

amputasi yang digantikan fungsinya oleh kaki prosthetic, dilakukan dengan

pendekatan yang sama dengan kaki normal (Shank L1, Shank L2, Foot L1 dan Foot

L2). Rekapitulasi data panjang titik berat segmen tubuh amputee dapat dilihat pada

tabel 4.5.

Tabel 4.5 Panjang titik berat segmen tubuh amputee

Segmen

Persentase

Segmen

(cm)

Panjang Segmen (cm) Panjang Titik Berat (cm)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

Upper body L1 50.74% 105 52,51

Upper body L2 49.26% 105 52,49

Thigh L1 43.30% 50 50 21,65 18,41

Thigh L2 56.70% 50 50 28,35 31,59

Shank L1 43.30% 40 40,7 17,32 17,62

Shank L2 56.70% 40 40,7 22,68 23,08

Foot L1 42.90% 25 25 10,73 10,73

Foot L2 57.10% 25 25 14,28 14,28

Berdasarkan tabel 4.5 di atas dapat diketahui lokasi titik pusat massa yang

ada pada masing-masing segmen. Misalnya untuk segmen betis kaki normal, titik

pusat massanya terletak di 22,68 cm dari pangkal betis (distal end) atau 17,32 cm

dari lutut (proximal end).


commit to user

IV-14

C. Penentuan momen inersia tiap segmen,

Sama halnya dengan letak pusat massa, penentuan momen inersia

dilakukan pada segmen foot, shank dan thigh serta upperbody. Momen inersia tiap

segmen dihitung berdasarkan tabulasi data pengukuran anthropometri tubuh

amputee pada tabel 4.1. Momen inersia dalam penelitian ini ditentukan dari titik

pusat massa terhadap pusat rotasi masing-masing segmen dengan menggunakan

persamaan 2.1. Berikut contoh perhitungan momen inersia segmen tubuh

amputee.

a. Momen inersia segmen thigh kaki normal

Ithigh = m x ρo2

= 7,44 x (0,28)

2

= 0,598 kg.m

2

b. Momen inersia segmen foot kaki prosthetic

Ifoot = m x ρo2

= 0,99 x (0,11)

2

= 0,011 kg.m

2

Penentuan momen inersia pada kaki prosthetic dilakukan dengan

menggunakan pendekatan yang sama dengan penentuan momen inersia pada kaki

normal (persamaan 2.1). Rekapitulasi data perhitungan momen inersia pada

keseluruhan segmen tubuh yang digunakan dalam penelitian dapat dilihat pada

tabel 4.6, berikut ini.

Tabel 4.6 Momen inersia segmen tubuh amputee

Segmen

Tubuh

Amputee

Massa Segmen (kg) Radius grynation about

center of mass (m) Momen Inersia (kg.m

2)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

Upper body 51,022 0,525 14,055

Thigh 7,438 6,269 0,284 0,316 0,598 0,626

Shank 3,200 1,550 0,227 0,231 0,165 0,083

Foot 1,039 0,992 0,107 0,107 0,012 0,011

Berdasarkan tabel 4.6 di atas diketahui nilai momen inersia pada shank kaki

normal berbeda dengan momen inersia pada shank pada kaki prosthetic dimana

besarnya masing-masing 0,165 kg.m2 dan 0,083 kg.m

2.


commit to user

IV-15

4.2 GAIT CYCLE AMPUTEE PADA BIDANG MIRING

Berjalan adalah suatu rangkaian dari gait cycle, dimana periode gait cycle

terdiri dari dua fase penting yaitu fase berdiri (stance fase) dan fase mengayun

(swing fase). Pada penelitian ini dilakukan pengamatan gerakan berjalan amputee

pada bidang miring, baik saat naik maupun turun permukaan bidang miring.

Penelitian aktifitas gerakan berjalan amputee dengan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2 bar pada bidang

miring dilakukan di Laboratorium Perancangan Sistem Kerja dan Ergonomi. Pada

penelitian ini, dilakukan empat kali repetisi gerakan berjalan menaiki dan

menuruni permukaan bidang miring. Repetisi sebanyak empat kali pengulangan

dilakukan untuk lebih mengadaptasikan kondisi medan pada bidang miring.

Adapun dari repetisi tersebut dipilih aktifitas berjalan yang paling terlatih sebagai

gait cycle dalam penelitian baik saat menaiki maupun menuruni bidang miring.

Pengambilan capture dilakukan untuk menetapkan fase gerakan dalam

satu siklus berjalan pada bidang miring. Hasil capture untuk setiap fase gerakan

berjalan amputee dapat dilihat pada gambar 4.6 dan 4.7.

Fase 1 Fase 2 Fase 3 Fase 4

Gambar 4.6 Gait cycle naik bidang miring


commit to user

IV-16


Gambar 4.6 Gait cycle naik bidang miring (lanjutan)

Capture gait cycle di atas menunjukkan terdapat delapan fase gerakan

berjalan yang terbentuk saat amputee berjalan menaiki bidang miring dengan

menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee

mekanisme 2 bar. Capture gait cycle di atas diambil dari repetisi percobaan ke-4

dimana terdapat 3 silkus berjalan. Siklus ke-2 diambil sebagai gait cycle terlatih

dalam penelitian. Secara keseluruhan terlihat gerakan berjalan amputee dengan

tubuh yang cenderung condong ke depan. Kaki melangkah dengan step length

yang cenderung lebih melebar. Bagian ankle beradaptasi dengan area berjalan

naik bidang miring dengan gerakan dorsiflexion aktif.


Gambar 4.7 Gait cycle turun bidang miring


commit to user

IV-17


Gambar 4.7 Gait cycle turun bidang miring (lanjutan)

Gambar 4.7 di atas memperlihatkan delapan fase gerakan berjalan amputee

turun bidang miring. Capture gait cycle di atas diambil dari repetisi percobaan

ke-4 dimana terdapat 3 silkus berjalan. Siklus ke-2 diambil sebagai gait cycle

terlatih dalam penelitian. Kekuatan dan keseimbangan kaki saat melangkah

diperlukan untuk menjaga tubuh agar tidak jatuh saat berjalan di bidang miring.

Adaptasi tubuh dilakukan pada gerakan kaki dengan step length yang cenderung

lebih menyempit sehingga kedua kaki terlihat sedikit melipat. Bagian ankle

bergerak plantarflexion aktif menyesuaikan area berjalan turun permukaan bidang

miring.

Hasil capture gait amputee baik saat naik maupun turun permukaan bidang

miring menunjukkan bahwa pada kedua aktifitas ini terbentuk delapan fase

gerakan dalam satu siklus berjalan. Hasil ini sesuai dengan hasil observasi awal

penelitian pada aktifitas berjalan manusia normal dimana dalam satu siklus

gerakan berjalan pada bidang miring terdapat delapan fase gerakan (lampiran 1).

Berdasarkan capture hasil penelitian berjalan amputee di bidang miring,

selanjutnya dilakukan dilakukan permodelan dinamis Lagrange. Link segment

model digunakan dalam memformulasikan Lagrange berdasarkan representasi

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

torsi, massa tubuh) yang muncul dalam aktifitas berjalan amputee.


commit to user

IV-18

4.3 PERMODELAN GAIT DYNAMIC PADA BIDANG MIRING

Konsep biomekanik digunakan untuk memodelkan manusia dalam suatu

sistem benda jamak yang tersusun dari link dan segment yang saling terhubung

membentuk satu kesatuan. Free body diagrams merupakan model link-segment

yang digunakan untuk membantu menggambarkan tubuh manusia dalam suatu

sistem benda jamak dan untuk mempermudah penguraian gaya pada tubuh yang

digunakan dalam menyusun formulasi model gait dynamic. Formulasi matematik

dibangun sepanjang periode waktu berjalan dengan menggunakan persamaan

gerak Lagrange. Persamaan gerak Lagrange merupakan konsep matematik



turunan kedua dari persamaan gerak.

Pemodelan siklus berjalan dilakukan dalam 8 fase gerakan yaitu initial

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

mid-swing, dan terminal swing. Tiap fase memiliki parameter dan variabel, yaitu:

m1 = massa foot (kg)

m2 = massa shank (kg)

m3 = massa thigh (kg)

m4 = massa upper body (kg)

I1 = momen inersia foot (kg.m2)

I2 = momen inersia shank (kg.m2)

I3 = momen inersia thigh (kg.m2)

I4 = momen inersia upper body (kg.m2)

q1x = perpindahan linear pada arah sumbu x antara posisi ankle fase sebelumnya

dengan posisi ankle pada fase saat ini (m)

q1y = perpindahan linear pada arah sumbu y antara posisi ankle fase sebelumnya

dengan posisi ankle pada fase saat ini (m)

q = sudut pada ankle yang terbentuk antara foot dengan landasan (rad)

q2 = sudut pada ankle yang terbentuk antara foot dengan shank (rad)

q3 = sudut pada knee yang terbentuk antara shank dengan thigh (rad)

q4 = sudut pada hip yang terbentuk antara thigh dan upper body (rad)

q 1x = fungsi kecepatan linear foot pada arah sumbu x (m/s)


commit to user

IV-19

q 1y = fungsi kecepatan linear foot pada arah sumbu y (m/s)

q = fungsi kecepatan angular pada foot (rad/s)

q 2 = fungsi kecepatan angular pada shank (rad/s)

q 3 = fungsi kecepatan angular pada thigh (rad/s)

q 4 = fungsi kecepatan angular pada upper body (rad/s)

q 1x = fungsi percepatan linear foot pada arah sumbu x (rad/s2)

q 1y = fungsi percepatan linear foot pada arah sumbu y (rad/s2)

q = fungsi percepatan angular pada foot (rad/s2)

q 2 = fungsi percepatan angular pada shank (rad/s2)

q 3 = fungsi percepatan angular pada thigh (rad/s2)

q 4 = fungsi percepatan angular pada upper body (rad/s2)

r1 = panjang titik ankle sampai titik center of mass foot (m)

l1 = panjang titik ankle sampai titik ujung foot (m)

r2 = panjang titik ankle sampai titik center of mass shank (m)

l2 = panjang titik ankle sampai titik knee (m)

r3 = panjang titik knee sampai titik center of mass thigh (m)

l3 = panjang titik knee sampai titik hip (m)

r4 = panjang titik hip sampai titik center of mass upper body (m)

g = percepatan gravitasi (m/s2)

kθ = koefisien pegas

L = lagrangian (J)

W = external work (Nm)

T1 = torsi pada ankle joint (Nm)

T2 = torsi pada knee joint (Nm)

T3 = torsi pada hip joint (Nm)

Fx = gaya pada arah sumbu x (N)

Fy = gaya pada arah sumbu y (N)

F = resultan gaya (N)

KE = energi kinetik (J)

PE = energi potensial (J)

Epegas = energi potensial pegas (J)


commit to user

IV-20

Parameter dan variabel disusun dalam perilaku dinamik dari sebuah sistem

yang dinyatakan dalam besaran kinematik dan kinetika. Pemodelan Lagrange

dilakukan pada tiap fase gerakan berjalan pada bidang miring baik saat naik

maupun turun permukaan bidang miring. Pada sub bab di bawah ini akan

dipaparkan tahapan penurunan formulasi Lagrange untuk fase 1 initial contact

pada aktifitas berjalan menaiki dan menuruni permukaan bidang miring. Fase

gerakan berjalan lainnya terdapat dalam lampiran 2.

4.3.1 Gerakan Berjalan Naik Permukaan Bidang Miring (Fase 1: Initial

Contact

Initial contact merupakan periode pertama dari gait cycle yang memulai

stance phase. Pijakan awal pada gait cycle dimulai dengan ayunan pada kaki

prosthetic (kaki biru) pada media berjalan. Pada kondisi ini kaki prosthetic (kaki

biru) dalam keadaan rata (flat) menyesuaikan dengan bidang berpijak sedangkan

kaki normal (kaki merah) dalam kondisi heel off.

Gambar 4.8 Fase initial contact gerakan berjalan naik bidang miring

Ankle kaki prosthetic bergerak dorsiflexion dan melakukan kontak pertama

dengan bidang miring melalui tumit, sedangkan ankle pada kaki normal bergerak

plantarflexion dimana kontak pertama terjadi pada bagian ujung jari kaki. Lutut

pada kaki prosthetic dalam keadaan flexion dan terjadi pengeluaran energi dalam

kaki prosthetic untuk ayunan langkah dalam menjaga stabilisasi awal dalam


commit to user

IV-21

periode berdiri. Penyusunan formulasi Lagrange digunakan untuk mengetahui

nilai external work (gaya dan torsi).

1. Kaki prosthetic (kaki biru)

Gambar 4.9 Link-segment model kaki prosthetic fase initial contact

Tahapan penyusunan formulasi Lagrange kaki prosthetic fase initial

contact, sebagai berikut:

Pada awal penyusunan formulasi lagrang dilakukan pembentukan link-

segment model fase gerakan berjalan. Link-segment model digunakan untuk

menggambarkan semua variabel yang berlaku pada sistem. Selanjutnya dilakukan

penentukan titik GRS (Global Reference System) sebagai pusat referensi gerakan.

Pada penelitian ini titik GRS ditetapkan pada bagian ankle, yang menunjukkan

adanya perpindahan antar fase gerakan berjalan (gambar 4.9).

a. Point referensi

Point referensi digunakan untuk meyatakan variabel pada sistem sesuai titik

referensi pada masing-masing segmen. Point referensi meliputi, pt (point), Seg

(segment), trq (torsi) dan (gaya). Point dinyatakan dalam Pt = [j, xi, yi] dimana j

menunjukkan segmen dan xi, yi menunjukkan lokasi titik pada segmen. Segmen


commit to user

IV-22

dinyatakan dalam Seg = [Pt, mi, Ii] dimana Pt menunjukkan point, mi

menunjukkan pusat massa dan Ii menunjukkan momen inersia. Torsi

dinyatakan dalam Trq(i) = [j, k, t] dimana j, k menunjukkan segmen dan t

menunjukkan torsi yang terjadi pada kedua segmen tersebut. Gaya dinyatakan

dalam Frc(j) = [Pt, Fx, Fy] dimana Pt menunjukkan point, Fx dan Fy

menunjukkan gaya pada arah sumbu x dan y pad segmen.

pt (a) = (1, r1, 0)

pt (b) = (1, l1, 0)

pt (1) = (2, r2, 0)

pt (2) = (2, l2, 0)

pt (3) = (3, r3, 0)

pt (4) = (3, l3, 0)

pt (5) = (4, r4, 0)

pt (6) = (4, l4, 0)

seg (1) = (a, m1, I1)

seg (2) = (2, m2, I2)

seg (3) = (4, m3, I3)

seg (4) = (6, m4, I4)

trq (1) = (1, 2, T1)

trq (2) = (2, 3, T2)

trq (3) = (3, 4, T3)

Frc (1) = (5, Fx, Fy)

b. Displacement

Displacement merupakan vektor perpindahan pada masing-masing point relatif

terhadap titik GRS. Pada sistem ini terdapat delapan displacement, masing-

masing pada pt (a), pt (b), pt (1), pt (2), pt (3), pt (4), pt (5) dan pt (6).

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

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

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

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

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

disp (4) = [q1x (t) + l2 cos (q2 (t)) - r3 cos (1800 - q3 (t)),

-q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + r3 sin (1800 - q3 (t))]

disp (5) = [q1x (t) + l2 cos (q2 (t)) - l3 cos (1800 - q3 (t)),

-q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (1800 - q3 (t))]

disp (6) = [q1x (t) + l2 cos (q2 (t)) - l3 cos (1800 - q3 (t)) - r4 cos (q4 (t)),

-q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (1800 - q3 (t)) + r4 sin (q4 (t))]

c. Velocity

Velocity menyatakan vektor kecepatan dimana merupakan turunan pertama dari

vektor perpindahan terhadap waktu. Velocity ditentukan pada point yang

merupakan center of mass dari setiap segmen.

velo (a) = (t)q (q(t)) r(t)q x sin11 , (t)q (q(t)) r(t)q- y

cos11

velo (2) = (t)q(t)) (q r(t)q x 2221 sin , (t)q(t)) (q r(t)q- y 2221 cos


commit to user

IV-23

velo (4) = (t)q (t))(q sinr(t)q (t))(q sinl(t)q 3332221x ,

(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q- y 3332221 coscos

velo (6) = (t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q(t)) (q l(t)q x 4443332221 sinsinsin ,

(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q(t)) (q l(t)q- y 4443332221 coscoscos

d. Lagrangian

Lagrangian (L) merupakan perbedaan antara jumlah energi kinetik yang terjadi

dalam sistem dan jumlah energi potensial dalam sistem. Rumusan ini

ditentukan dari besarnya keseluruhan energi pada sistem yaitu penjumlahan

total energi kinetik rotasi, total energi kinetik translasi, total energi potensial

dan total spring potential energy.

L = KEtranslasi + KErotasi – PE – Epegas

dengan,

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

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

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

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

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

))(t)q(q(t)r(t)q((t))q(q(t))rq(((mKE

y

x

yx

yx

yxtranslasi

2

444333

2221

2

4443332

2214

2

333222

133322213

2

2221

2

22212

2

11

2

111

sincos

cossinsin

sin2

1coscos

sinsin2

1

cossin2

1

cossin2

1

2222

2

44

2

33

2

22

2

1 (t)qI(t)qI(t)qI(t)qIKErotasi

))(sin(

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

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

44

3322143322

132212111

tqr

tqltqltqgmtqrtql

tqgmtqrtqgmtqrtqgmPE

y

yyy

2

))()(( 2

23 tqtqkE pegas

Sehingga,


commit to user

IV-24

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

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

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

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

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

y

x

y

xy

xyx

2

4443332221

2

4

4433322214

2

3

33222133322

213

2

2221

2

222

12

2

11

2

111

sincoscos

sinsin sin2

1

coscos sin

sin2

1cossin-

2

1cossin

2

1

2

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

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

))(sin()((2222

2

2344332214

3322132212

111

2

44

2

33

2

22

2

1

tqtqktqrtqltqltqgm

tqrtqltqgmtqrtqgm

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

y

yy

y

e. External work

External work merupakan gaya luar yang bereaksi pada tubuh yang

menyebabkan tubuh bergerak. Jumlah external work dihitung dari total work

yang bekerja pada segmen tubuh amputee ketika berjalan yang terbentuk pada

ankle, knee, dan hip joint.

W = Wrotasi + Wtranslasi

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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx

f. Persamaan generalized coordinat

Berdasarkan formulasi lagrange (persamaan 2.7), persamaan gerak untuk

setiap generalized coordinates dirumuskan dengan menurunkan persamaan

lagrangian terhadap sejumlah variabel ([q]t = [q,q1x, q1y, q2, q3, q4]) yang


Penurunan persamaan gerak terhadap generalized coordinated q(t) adalah

)cos()()sin()()()( 1111111

2

111 qrtqmqrtqmtqItqrmT yx

Penurunan persamaan gerak terhadap generalized coordinated q1x(t) adalah

)()())(sin(

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

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

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

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

113333

2

33332222

2

2222

114444

2

444433

34

2

33342224

2

2224

2223

2

2223141312

tqmtqtqrm

tqtqrmtqtqrmtqtqrmtq

tqrmtqtqrmtqtqrmtqtq

lmtqtqlmtqtqlmtqtqlm

tqtqlmtqtqlmtqmtqmtqmF

x

xxxx

.........(4.2)

.............................(4.3)

.........................................................................(4.4)

(4.1)


commit to user

IV-25

Penurunan persamaan gerak terhadap generalized coordinated q1y(t) adalah

gmgm

gmgmtqtqrmtqtqrmtqtq

rmtqtqrmtqtqsrmtqtq

lmtqtqlmtqtqlmtqtq

lmtqtqrmtqtqrmtqtq

lmtqtqlmtqmtqmtqmtqmF yyyyy

12

342222

2

2222

114444

2

444433

34

2

33342224

2

22

243333

2

333322

23

2

222314131211

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

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

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

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

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

Penurunan persamaan gerak terhadap generalized coordinated q2(t) adalah

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

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

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

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

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

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

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

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

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

32242

23424424323324

32332322122212

2214221422132

21342442243233

224323323232242

42442432323324

323233232

2

232

2

22

2

2

242222222221

tqktqglmtq

glmtqtqtqrlmtqtqtqllm

tqtqtqrlmtqltqmtqrtqm

tqltqmtqltqmtqltqmtq

ltqmtqtqtqrtqlmtqtqtql

tqlmtqtqtqrtqrlmtqItqtq

tqtqtqrlmtqtqtqtqtqllm

tqtqtqtqtqrlmtqlmtqrm

tqlmtqosgrmtqktqlFtqlFTT

yx

yxy

x

yx


))()(cos()(

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

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

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

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

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

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

323224

32322343443432

332243233223334

3333232322343

4344343

2

33

2

343314

3314331333133

2

33

4344334333332

tqtqltqlm

tqtqrtqlmtqtqtqrlmtqtq

qltqlmtqtqtqrtqlmtqglm

tqgrmtqtqtqtqrtqlmtqtq

tqtqtqrlmtqItqlmtqltqm

tqltqmtqrtqmtqrtqmtqrm

tqtqtqrtqlmtqlFtqlFTT

y

xxy

yx


))(cos())(

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

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

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

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

4444

344334424422444

4

2

4444143434

3344343344242

422442422444143

tqgrmtq

tqtqrtqlmtqtqtqrtqlmtqI

tqrmtqrtqmtqtqtqtqr

tqlmtqtqrtqlmtqtqtqtq

rtqlmtqtqrtqlmtqrtqmT

y

x

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

.............................................................(4.6)

..................................................................................(4.8)

..........................................................................(4.7)


commit to user

IV-26

2. Kaki normal (kaki merah)

Gambar 4.10 Link-segment model kaki normal fase initial contact

Tahapan penyusunan formulasi Lagrange kaki normal fase initial contact,

sebagai berikut:







a. Point referensi








GRS


commit to user

IV-27



menunjukkan gaya pada arah sumbu x dan y pada segmen.

pt (a) = (1, r1, 0)

pt (b) = (1, l1, 0)

pt (1) = (2, r2, 0)

pt (2) = (2, l2, 0)

pt (3) = (3, r3, 0)

pt (4) = (3, l3, 0)

pt (5) = (4, r4, 0)

pt (6) = (4, l4, 0)

seg (1) = (a, m1, I1)

seg (2) = (2, m2, I2)

seg (3) = (4, m3, I3)

seg (4) = (6, m4, I4)

trq (1) = (1, 2, T1)

trq (2) = (2, 3, T2)

trq (3) = (3, 4, T3)

Frc (1) = (5, Fx, Fy)

b. Displacement




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

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

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

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

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

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

q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + r3 sin (q3 (t))]

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

q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (q3 (t))]

disp (6) = [q1x (t) + l2 cos (q2 (t)) + l3 cos (q3 (t)) - r4 cos (q4 (t)),

q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (q3 (t)) + r4 sin (q4 (t))]

c. Velocity




velo (a) = (t)q (q(t)) r(t)q x sin11 , (t)q (q(t)) r(t)q y

cos11

velo (2) = (t)q(t)) (q r(t)q x 2221 sin , (t)q(t)) (q r(t)q y 2221 cos

velo (4) = (t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q x 3332221 sinsin ,

(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q y 3332221 coscos


(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q(t)) (q l(t)q y 4443332221 coscoscos


commit to user

IV-28

d. Lagrangian






L = KEtranslasi + KErotasi – PE

dengan,

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

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





y

x

yx

yx

yxtranslasi

2

444333222

1

2

4443332

2214

2

333222

133322213

2

2221

2

22212

2

11

2

111

coscoscos

sinsin

sin2

1coscos

sinsin2

1

cossin2

1

cossin2

1

2222

2

44

2

33

2

22

2


))(sin(


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

44

3322143322

132212111

tqr

tqltqltqgmtqrtql


y

yyy

Sehingga,

))(sin()((2222

coscoscos

sinsinsin2

1

coscossinsin

2

1cossin

2

1cossin

2

1

111

2

44

2

33

2

22

2

1

2

4443332221

2

4

4433322214

2

3

33222133322

213

2

2221

2

222

12

2

11

2

111


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





y

y

x

y

xy

xyx


commit to user

IV-29

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

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

44332214

3322132212

tqrtqltqltqgm

tqrtqltqgmtqrtqgm

y

yy

e. External work






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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx







)cos()()sin()()()( 1111111

2



)())(sin(

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

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

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

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

22

23

2

22233333

2

33

33

2

2224

2

222433

344444

2

4444

11222211141312

tqtq

lmtqtqlmtqtqrmtqtq

rmtqtqlmtqtqlmtqtq

lmtqtqrmtqtqrmtqtq

rmtqtqrmtqmtqmtqmtqmF xxxxx


gmgm

gmgmtqmtqmtqmtqmtqtq

lmtqtqlmtqtqrmtqtq

rmtqtqlmtqtqinlmtqtq

lmtqtqlmtqtqrmtqtqsrm

tqtqrmtqtqrmtqtqrmF

yyyy

y

12

341413121122

23

2

22233333

2

33

332224

2

222433

34

2

33344444

2

4444

112222

2

2222

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

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

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

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

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

...(4.10)

..........................(4.11)

...............................(4.9)

.................................................................................................(4.13)

..................................................................................................(4.12)


commit to user

IV-30


))(cos())(cos(

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

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

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

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

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

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

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

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

2242

23424424323324

32332322122212

2214221422132

21342442243233

2243233232342

42442432323324

323233232

2

232

2

22

2

2

2422222222221

tqglmtq

glmtqtqtqrlmtqtqtqllm

tqtqtqrlmtqltqmtqrtqm

tqltqmtqltqmtqltqmtq


tqlmtqtqtqrtqrlmtqtq



tqlmtqgrmtqItqlFtqlFTT

yx

yxy

x

yx


)())()((s

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

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

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

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

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

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

3

2

343233

22432332233

2

332

3232233

2

33323223

4344334334333

434344343232

3224331333133

3143314333332

tqlmtqtqinql

tqlmtqtqtqrtqlmtqItqtq

tqtqrtqlmtqrmtqtqrtqlm

tqtqtqrtqlmtqglmtqgrm

tqtqtqtqtqrlmtqtqtqtq

ltqlmtqrtqmtqrtqmtq

ltqmtqltqmtqlFtqlFTT

xy

xyyx


))(cos())(

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

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

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

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

4444

344334424422444

4

2

4444143434

3344343344242

422442422444143

tqgrmtq

tqtqrtqlmtqtqtqrtqlmtqI

tqrmtqrtqmtqtqtqtqr

tqlmtqtqrtqlmtqtqtqtq

rtqlmtqtqrtqlmtqrtqmT

y

x

4.3.2 Gerakan Berjalan Turun Permukaan Bidang Miring (Fase 1: Initial

Contact

Initial contact merupakan periode pertama dari gait cycle yang memulai

stance phase. Pada kondisi ini kaki prosthetic (kaki biru) dalam keadaan rata (flat)

menyesuailan dengan bidang berpijak sedangkan kaki normal (kaki merah) dalam

kondisi heel off.

...............................................................................(4.16)

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

..............................(4.15)


commit to user

IV-31

Gambar 4.11 Fase initial contact gerakan berjalan turun bidang kemiringan

Pada fase initial contact ini ankle kaki prosthetic bergerak dorsiflexion dan

melakukan kontak pertama dengan bidang miring melalui tumit, sedangkan ankle

pada kaki normal bergerak plantarflexion. Kedua lutut berada dalam kondisi

flexion dan terjadi pengeluaran energi dalam kaki prosthetic. Penyusunan

Lagrange digunakan untuk mengetahui nilai external work (gaya dan torsi).

1. Kaki prosthetic (kaki biru)

Gambar 4.12 Link-segment model kaki prosthetic fase initial contact

`

GRS


commit to user

IV-32

Tahapan penyusunan formulasi Lagrange kaki prosthetic fase initial

contact, sebagai berikut:







a. Point referensi



(segment), trq (torsi) dan Frc (gaya). Point dinyatakan dalam Pt = [j, xi, yi]

dimana j menunjukkan segmen dan xi, yi menunjukkan lokasi titik pada

segmen. Segmen dinyatakan dalam Seg = [Pt, mi, Ii] dimana Pt menunjukkan

point, mi menunjukkan pusat massa dan Ii menunjukkan momen inersia. Torsi





pt (a) = (1, r1, 0)

pt (b) = (1, l1, 0)

pt (1) = (2, r2, 0)

pt (2) = (2, l2, 0)

pt (3) = (3, r3, 0)

pt (4) = (3, l3, 0)

pt (5) = (4, r4, 0)

pt (6) = (4, l4, 0)

seg (1) = (a, m1, I1)

seg (2) = (2, m2, I2)

seg (3) = (4, m3, I3)

seg (4) = (6, m4, I4)

trq (1) = (1, 2, T1)

trq (2) = (2, 3, T2)

trq (3) = (3, 4, T3)

Frc (1) = (5, Fx, Fy)

b. Displacement




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

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

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

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

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


commit to user

IV-33


-q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + r3 sin (1800 - q3 (t))]


-q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (1800 - q3 (t))]


-q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (1800 - q3 (t)) + r4 sin (q4 (t))]

c. Velocity




velo (a) = (t)q (q(t)) r(t)q x sin11 , (t)q (q(t)) r(t)q- y

cos11

velo (2) = (t)q(t)) (q r(t)q x 2221 sin , (t)q(t)) (q r(t)q- y 2221 cos


(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q- y 3332221 coscos


(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q(t)) (q l(t)q- y 4443332221 coscoscos

d. Lagrangian






L = KEtranslasi + KErotasi – PE – Epegas

dengan,

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

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

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




y

x

yx

yx

yxtranslasi

2

444333222

1

2

44433322

214

2

333222

133322213

2

2221

2

22212

2

11

2

111

coscoscos

sinsin

sin2

1coscos

sinsin2

1

cossin2

1

cossin2

1


commit to user

IV-34

2222

2

44

2

33

2

22

2


))(sin()(sin(

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

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

4433

221433221

32212111

tqrtql

tqltqgmtqrtqltq

gmtqrtqgmtqrtqgmPE

yy

yy

2

))()(( 2

23 tqtqkE pegas

Sehingga,

2

))()(())(sin(

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

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

2222cos

coscos sin

sinsin2

1cos

cos sinsin

2

1cossin

2

1cossin

2

1

2

2344

3322143322

132212111

2

44

2

33

2

22

2

12

4443

332221

2

4443

3322214

2

333

2221333222

13

2

2221

2

2221

2

2

11

2

111

tqtqktqr

tqltqltqgmtqrtql

tqgmtqrtqgmtqrtqgm

(t)qI(t)qI(t)qI(t)qI))(t)q(t))n(qr(t)q

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

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

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

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

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

y

yyy

y

x

y

xyx

yx

e. External work






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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx






.....................................................................(4.17)

...(4.18)


commit to user

IV-35


)cos()()sin()()()( 1111111

2



)()()()(

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

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

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

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

11141312

2223

2

22233333

2

3333

2

2224

2

2224

33344444

2

4444

112222

2

2222

tqmtqmtqmtqm

tqtqlmtqtqlmtqtqrm

tqtqrmtqtqlmtqtqlm

tqtqlmtqtqrmtqtqrm

tqtqrmtqtqrmtqtqrmF

xxxx

x


gmgm

gmgmtqmtqmtqmtqmtqtq

lmtqtqlmtqtqrmtqtq

rmtqtqlmtqtqinlmtqtq

lmtqtqlmtqtqrmtqtqsrm

tqtqrmtqtqrmtqtqrmF

yyyy

y

12

341413121122

23

2

22233333

2

33

332224

2

222433

34

2

33344444

2

4444

112222

2

2222

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

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

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

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

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


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

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

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

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

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

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

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

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

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

322242234

2442432332432

3323221222122

214221422132

21342442243233

2243233232342

42442432323324

323233232

2

232

2

22

2

2

2422222222221

tqktqktqglmtqglmtq

tqtqrlmtqtqtqllmtqtq

tqrlmtqltqmtqrtqmtq

ltqmtqltqmtqltqmtq


tqlmtqtqtqrtqrlmtqtq



tqlmtqosgrmtqItqlFtqlFTT

yx

yxy

x

yx


)()()())()((s

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

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

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

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

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

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

3

2

34323233

22432332233

2

332

3232233

2

33323223

4344334334333

434344343232

3224331333133

3143314333332

tqlmtqktqktqtqinql

tqlmtqtqtqrtqlmtqItqtq




ltqlmtqrtqmtqrtqmtq

ltqmtqltqmtqlFtqlFTT

xy

xyyx

......................(4.19)

..................................................(4.20)

...............................(4.23)

..............................................................................................(4.21)

............(4.22)


commit to user

IV-36


))()(sin(

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

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

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

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

43

443344244224444

4

2

444444144414

43434334434334

424242244242243

tqtq

tqrtqlmtqtqtqrtqlmtqgrm

tqrmtqItqrtqmtqrtqm

tqtqtqtqrtqlmtqtqrtqlm

tqtqtqtqrtqlmtqtqrtqlmT

xy

2. Kaki normal

Gambar 4.13 Link-segment model kaki normal fase initial contact

Tahapan penyusunan formulasi Lagrange kaki normal fase initial contact,

sebagai berikut:







............................................................................................(4.24)

GRS


commit to user

IV-37

a. Point referensi











pt (a) = (1, r1, 0)

pt (b) = (1, l1, 0)

pt (1) = (2, r2, 0)

pt (2) = (2, l2, 0)

pt (3) = (3, r3, 0)

pt (4) = (3, l3, 0)

pt (5) = (4, r4, 0)

pt (6) = (4, l4, 0)

seg (1) = (a, m1, I1)

seg (2) = (2, m2, I2)

seg (3) = (4, m3, I3)

seg (4) = (6, m4, I4)

trq (1) = (1, 2, T1)

trq (2) = (2, 3, T2)

trq (3) = (3, 4, T3)

Frc (1) = (5, Fx, Fy)

b. Displacement




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

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

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

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

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


q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + r3 sin (1800 - q3 (t))]


q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (1800 - q3 (t))]


q1y (t) + l2 sin (q2 (t)) + l3 sin (1800 - q3 (t)) + r4 sin (q4 (t))]

c. Velocity




commit to user

IV-38


velo (a) = (t)q (q(t)) r(t)q x sin11 , (t)q (q(t)) r(t)q y

cos11

velo (2) = (t)q(t)) (q r(t)q x 2221 sin , (t)q(t)) (q r(t)q y 2221 cos


(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q y 3332221 coscos


(t)q(t)) (q r(t)q(t)) (q l(t)q(t)) (q l(t)q y 4443332221 coscoscos

d. Lagrangian






L = KEtranslasi + KErotasi – PE

dengan,

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

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





y

x

yx

yx

yxtranslasi

2

444333

2221

2

4443332

2214

2

333222

133322213

2

2221

2

22212

2

11

2

111

coscos

cossinsin

sin2

1coscos

sinsin2

1

cossin2

1

cossin2

1

2222

2

44

2

33

2

22

2


))(sin(


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

44

3322143322

132212111

tqr

tqltqltqgmtqrtql


y

yyy

Sehingga,


commit to user

IV-39

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

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

))(sin()((2222

coscos cos

sinsinsin2

1

coscossinsin

2

1cossin

2

1 cossin

2

1

44332214

3322132212

111

2

44

2

33

2

22

2

1

2

4443332221

2

4

4433322214

2

3

33222133322

213

2

2221

2

222

12

2

11

2

111

tqrtqltqltqgm

tqrtqltqgmtqrtqgm


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





y

yy

y

y

x

y

xy

xyx

e. External work






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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx







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

2

111111111 tqItqrmqrtqmqrtqmT xy


)()()()(

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

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

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

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

11141312

2

2224

2

22243334

4444

2

444411

2222

2

22222223

2

22233333

2

3333

tqmtqmtqmtqm

tqtqlmtqtqlmtqtqlm

tqtqrmtqtqrmtqtqrm

tqtqrmtqtqrmtqtqlm

tqtqlmtqtqrmtqtqrmF

xxxx

x

.............................(4.25)

...............(4.26)

...............................(4.27)

.............................................................(4.28)


commit to user

IV-40


gmgmgmgm

tqmtqmtqmtqmtqtqlm

tqtqinlmtqtqlmtqtqlm

tqtqlmtqtqlmtqtqrm

tqtqrmtqtqrmtqtqrm

tqtqrmtqtqrmtqtqsrmF

yyyy

y

4321

141312112224

2

22243334

2

3334

2223

2

22233333

2

3333112222

2

22224444

2

4444

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

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

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

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

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


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

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

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

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

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

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

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

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

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

22422134244224

32332243232

23232214222223

222

2

232

2

242

2

2242

42442432323324

3233233232

33232332332442

44242214221222

122213222221

tqglmtqltqmtqtqtqrtqlm

tqtqtqltqlmtqtqtqtq

tqrlmtqltqmtqgrmtqglm

tqItqlmtqlmtqrmtqtq


tqtqtqrlmtqtqtqtq

tqrtqrlmtqtqtqllmtqtq

tqrlmtqltqmtqrtqmtql

tqmtqltqmtqlFtqlFTT

y

y

xx

yxyx


)())()((s

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

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

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

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

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

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

3

2

343233

224323322332

3232233

2

33323223

4344334334333

434344343232

3224331333133

31433143

2

3333332

tqlmtqtqinql

tqlmtqtqtqrtqlmtqtq




ltqlmtqrtqmtqrtqmtq

ltqmtqltqmtqItqlFtqlFTT

xy

xyyx


))()(sin(

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

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

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

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

43

443344244224444

4

2

444443434334

43433442424224

42422444144414

tqtq

tqrtqlmtqtqtqrtqlmtqgrm

tqrmtqItqtqtqtqrtqlm

tqtqrtqlmtqtqtqtqrtqlm

tqtqrtqlmtqrtqmtqrtqmTxy

....(4.30)

.......................................................................................(4.29)

.....................................................................(4.31)

................................................................................................(4.32)


commit to user

IV-41

4.4 PENGOLAHAN DATA

Pengolahan data dalam penelitian ini dilakukan untuk mengetahui


dalam menunjang aktifitas berjalan amputee pada bidang miring. Melalui kajian

gait dynamic ini kemampuan prosthetic dapat diketahui dari karakteristik gait

yang terbentuk. Karakteristik gait amputee dilihat berdasarkan komparasi nilai

external work, serta komponen gaya dan torsi yang dihasilkan amputee pengguna

prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar antara kaki

normal dengan kaki prosthetic saat berjalan pada bidang miring.

4.4.1 Pengukuran Data Hasil Penelitian Aktifitas Berjalan Amputee pada

Bidang Miring

Hasil penelitian berjalan pada bidang miring digunakan untuk

mendapatkan data yang menjadi input analisis biomekanika. Data yang

didapatkan pada penelitian ini diantaranya data video penelitian dan data

pengambilan sudut. Selanjutnya data ini diolah kembali utuk mendapatkan data

utama yang menjadi input permodelan Lagrange.

A. Pengukuran Sudut di setiap Fase Gerakan

Penentuan sudut kaki ditentukan pada segmen kaki meliputi hip, knee,

ankle dan upper body baik pada kaki normal maupun kaki prosthetic. Pengukuran

ini bertujuan untuk mengetahui sudut pada masing-masing joint dimana

pengukuran dilakukan dengan menggunakan electrogoniometer RF yang dipasang

pada masing-masing joint saat melakukan aktifitas berjalan. Rekapitulasi data

pengukuran sudut tubuh amputee pengguna prosthetic endoskeletal sistem energy

storing prosthetic knee mekanisme 2 bar pada bidang naik dan turun permukaan

bidang miring dapat dilihat pada tabel 4.7 dan 4.8

Tabel 4.7 Data sudut tubuh amputee saat naik permukaan bidang miring

Fase Time

Sudut pada Kaki Normal (degree) Sudut pada Kaki Prosthetic (degree)

Foot

(q)

Shank

(q2)

Thigh

(q3)

Upper

body

(q4)

Foot (q) Shank

(q2)

Thigh

(q3)

Upper

body

(q4)

1 17:16:54 3 81 87 90 15 100 103 90

2 17:16:54 7 67 87 90 16 94 96 90

3 17:16:55 13 77 121 90 16 91 94 90

4 17:16:55 16 84 115 90 6 82 85 90


commit to user

IV-42

Lanjutan tabel 4.7 5 17:16:55 15 89 107 90 16 80 90 90

6 17:16:56 15 87 92 90 2 77 106 90

7 17:16:58 16 91 91 90 13 100 109 90

8 17:16:58 4 81 84 90 16 100 102 90

Pengukuran sudut kaki amputee pada media naik permukaan bidang

miring, menunjukkan fase gerakan berjalan dengan sudut kaki normal dan kaki

prosthetic yang kurang seimbang dalam menopang tubuh pengguna. Sudut pada

foot (ankle joint) kaki prosthetic cukup mampu mengimbangi gerakan kaki

normal. Sedangkan, kondisi sudut pada bagian thigh dan shank kaki prosthetic

pada aktifitas berjalan naik permukaan bidang miring, belum dapat mengimbangi

kaki normal dilihat dari perbedaan yang muncul diatara kedua komparasi sudut.

Tabel 4.8 Data sudut tubuh amputee saat turun permukaan bidang miring

Fase Time

Sudut pada Kaki Normal (degree) Sudut pada Kaki Prosthetic (degree)

Foot

(q)

Shank

(q2)

Thigh

(q3)

Upper

body

(q4)

Foot (q) Shank

(q2)

Thigh

(q3)

Upper

body

(q4)

1 17:17:07 31 53 102 90 16 91 92 90

2 17:17:08 42 58 99 90 16 90 90 90

3 17:17:09 20 96 98 90 16 86 86 90

4 17:17:09 16 88 88 90 32 68 92 90

5 17:17:10 16 90 91 90 42 59 100 90

6 17:17:10 16 86 86 90 23 70 93 90

7 17:17:10 16 74 93 90 12 99 98 90

8 17:17:10 31 55 96 90 16 91 90 90

Sama halnya dengan media naik permukaan bidang miring, pengukuran

sudut kaki amputee pada media turun permukaan bidang miring, menunjukkan

fase gerakan berjalan dengan sudut kaki normal dan kaki prosthetic yang kurang

seimbang dalam menopang tubuh pengguna. Sudut pada foot (ankle joint) dan

shank kaki prosthetic cukup mampu mengimbangi gerakan kaki normal.

Sedangkan, kondisi sudut pada bagian thigh kaki prosthetic pada aktifitas berjalan

naik permukaan bidang miring, belum dapat mengimbangi kaki normal dilihat

dari perbedaan yang muncul diatara kedua komparasi sudut.

B. Pengukuran Perpindahan Linear di setiap Fase Gerakan

Pengukuran perpindahan linear dilakukan pada jarak antara dua point

gerakan dalam satu siklus berjalan saat amputee melakukan aktifitas berjalan pada


commit to user

IV-43

bidang naik dan turun permukaan bidang miring. Pengukuran dilakukan dengan

software AutoCad 2004 untuk mengetahui besarnya perpindahan gerakan antar

fase berjalan. Bagian ankle joint digunakan sebagai referensi titik perpindahan

linear pada gerakan berjalan. Berikut rekapitulasi data pengukuran perpindahan

linear pada media naik dan turun permukaan bidang miring.

Tabel 4.9 Perpindahan linear amputee saat naik permukaan bidang miring

Fase

Perpindahan pada kaki

normal (m)


prosthetic (m)

q1x q1y q1x q1y

1 0.05094 0.09939 0.12954 0.05109

2 0.02826 0.04758 0 0

3 0.52902 0.11427 0 0

4 0.12228 0.08037 0.1134 0.0441

5 0 0 0.07515 0.05697

6 0 0 0.31359 0.05952

7 0 0 0.24024 0.03858

8 0.05094 0.09939 0.12954 0.05109

Tabel 4.10 Perpindahan linear amputee saat turun permukaan

bidang miring

Fase


normal (m)


prosthetic (m)

q1x q1y q1x q1y

1 0.06945 0.054 0.0243 0.07086

2 0.07191 0.01788 0 0

3 0.47172 0.15138 0 0

4 0.06675 0.08406 0.05541 0.04752

5 0 0 0.04641 0.02862

6 0 0 0.1167 0.0675

7 0 0 0.477 0.12363

8 0.06945 0.054 0.0243 0.07086

Berdasarkan tabel 4.9 dan 4.10 di atas, terdapat kesamaan model gerakan

berjalan pada setiap fase. Kaki berada pada kondisi diam (flat) dalam suatu

permukaan pada fase 5-6-7 untuk kaki normal dan pada fase 2-3 untuk kaki

prosthetic.


commit to user

IV-44

C. Pengukuran Kecepatan dan Percepatan di setiap Fase Gerakan

Pengukuran kecepatan dan percepatan segmen tubuh dilakukan dengan

menggunakan software CV Mob berdasarkan input video dokumentasi aktifitas

gerakan berjalan amputee pada bidang miring menggunakan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2 bar. Pengambilan

data CV Mob dilakukan pada segmen tubuh amputee, baik pada kaki normal

maupun kaki prosthetic. Adapun point pengukuran kecepatan dan percepatan

segmen tubuh diambil pada center of mass foot, ankle joint, center of mass shank,

knee joint, center of mass thigh, hip joint, dan center of mass upper body, baik

pada kaki normal maupun kaki prosthetic. Hasil pengukuran dengan software CV

Mob merupakan kecepatan dan percepatan linear pada bagian segmen tubuh yang

menjadi poin pengukuran. Tabel 4.11 dan 4.12 berikut ini menampilkan hasil

rekapitulasi data output pengukuran kecepatan dan percepatan pada center of mass

foot dan ankle joint kaki prosthetic saat naik permukaan bidang miring.

Tabel 4.11 Kecepatan dan percepatan pada center of mass foot kaki

prosthetic saat naik permukaan bidang miring

Fase Frame Time Vel Acce X ΔX Y ΔY

fase 1 134 134 0.052 0.016 228.795 468.886

135 135 0.036 0.002 228.796 0.001 468.884 -0.002

fase 2 147 147 0.093 0.01 228.581 468.594

148 148 0.115 0.013 228.486 -0.095 468.39 -0.204

fase 3 158 158 0.388 3.788 241.798 457.111

159 159 0.001 1.894 241.808 0.01 457.122 0.011

fase 4 178 178 0.589 0.273 230.161 454.892

179 179 1.476 0.597 230.091 -0.07 453.108 -1.784

fase 5 183 183 1.028 0.476 229.783 447.102

184 184 0.869 0.559 229.719 -0.064 445.366 -1.736

fase 6 191 191 3.989 1.222 238.125 429.135

192 192 4.391 1.294 241.321 3.196 425.968 -3.167

fase 7 201 201 2.818 1.186 276.879 423.763

202 202 3.013 1.245 282.906 6.027 423.813 0.05

fase 8 243 243 0.523 0.261 297.357 427.361

244 244 0.532 0.249 296.293 -1.064 427.425 0.064


commit to user

IV-45

Tabel 4.12 Kecepatan dan percepatan pada ankle joint kaki prosthetic

saat naik permukaan bidang miring

Fase Frame Time Vel Acce X ΔX Y ΔY

fase 1 134 134 0.17 0.038 228.738 457.503

135 135 0.097 0.037 228.74 0.002 457.502 -0.001

fase 2 147 147 0.084 0.012 229.195 457.068

148 148 0.095 0.029 229.219 0.024 456.881 -0.187

fase 3 158 158 0.444 1.583 235.698 450.251

159 159 0.002 0.383 235.7 0.002 450.247 -0.004

fase 4 178 178 0.574 0.241 224.486 448.045

179 179 1.456 0.601 224.669 0.183 446.277 -1.768

fase 5 183 183 1.038 0.52 224.999 440.055

184 184 0.948 0.532 225.198 0.199 438.172 -1.883

fase 6 191 191 3.974 1.171 235.124 421.678

192 192 4.26 1.199 238.328 3.204 418.718 -2.96

fase 7 201 201 2.475 1.207 272.176 417.241

202 202 2.841 1.065 277.859 5.683 417.441 0.2

fase 8 243 243 0.472 0.185 283.916 422.048

244 244 0.466 0.217 282.986 -0.93 422.009 -0.039

Rekapitulasi data kecepatan dan percepatan hasil pengukuran dengan software CV

Mob untuk bagian segmen tubuh lainnya terdapat dalam lampiran 3.

Hasil pengukuran pada tabel 4.11 dan 4.12, selanjutnya digunakan untuk

menentukan besarnya kecepatan linear pada setiap segmen dengan menentukan

besarnya kecepatan linear segmen dari center of mass relatif terhadap joint pada

setiap segmen. Berikut contoh perhitungan kecepatan linear segmen foot (q) fase 1

kaki prosthetic naik permukaan bidang miring.

Displacement

Δ segmen Δ com – Δ joint

= 0.001 – 0.002

= -0.001

Δ segmen Δ com – Δ joint

= -0.002 – (-0.001)

= -0.001

θ 0.001-

0.001-

= 450


commit to user

IV-46

Kecepatan linear

Vqx = Vcom θ

= 0.036 cos (45)

= 0.0189

Vqy = Vcom θ

= 0. 036 sin (45)

= 0.0306

Vq = 22 (0.0306)(0.0189)

= 0.036

0.036- =Vq

Perhitungan kecepatan dan percepatan pada segmen tubuh lainnya dilakukan

dengan pendekatan yang sama. Berikut rekapitulasi data pengukuran kecepatan

linear tubuh saat naik permukaan bidang miring.

Tabel 4.13 Kecepatan linear segmen tubuh saat naik permukaan

bidang miring

Fase Kec Linear pada Kaki Normal (m/s) Kec Linear pada Kaki Prosthetic (m/s)

q q2 q3 q4 q q2 q3 q4

1 1.002 0.070 0.028 0.093 -0.036 -0.030 -0.059 0.077

2 0.480 0.022 -0.029 0.013 0.115 -0.009 -0.025 0.058

3 1.748 0.047 -0.038 0.040 -0.001 -0.030 -0.030 -0.051

4 -0.046 -0.021 -0.174 0.186 1.476 0.088 0.098 0.093

5 0.109 -0.025 -0.053 0.066 0.869 0.054 -0.060 0.068

6 0.050 0.029 0.018 0.018 -4.391 -0.322 -0.271 -0.071

7 -0.006 -0.036 -0.019 -0.032 3.013 0.073 -0.028 0.031

8 0.580 0.020 0.013 0.015 -0.532 -0.012 -0.054 0.062

Rekapitulasi data kecepatan dan percepatan linear segmen tubuh lainnya baik

pada media naik permukaan dan turun permukaan bidang miring terdapat dalam

lampiran 4.

Tabel 4.13 di atas menunjukkan data kecepatan linear segmen tubuh

berdasarkan hasil pengukuran software CV Mob. Output ini kemudian

ditransformasikan ke dalam bentuk rotasional untuk mendapatkan nilai kecepatan

sudut dan percepatan sudut pada setiap segmen, karena pada dasarnya segmen

tubuh bergerak secara rotasional relatif terhadap pusat persendian (joint). Hasil

kecepatan dan percepatan rotasional inilah yang menjadi input dalam permodelan

Lagrange. Berikut contoh perhitungan kecepatan sudut segmen tubuh.


commit to user

IV-47

1. Kecepatan sudut q fase 1 kaki prosthetic

= -0.0034 rad/s

2. Kecepatan sudut q4 fase 8 kaki prosthetic

= 0.0012 rad/s

Rekapitulasi data pengukuran kecepatan sudut segmen tubuh saat amputee

melakukan aktifitas berjalan pada media naik permukaan bidang miring, terdapat

dalam tabel 4.14.

Tabel 4.14 Kecepatan sudut segmen tubuh saat naik permukaan

bidang miring

Fase Kec. Sudut pada Kaki Normal (rad/s) Kec. Sudut pada Kaki Prosthetic (rad/s)

q q2 q3 q4 q q2 q3 q4

1 0.093 0.003 0.001 0.002 -0.003 -0.001 -0.002 0.001

2 0.045 0.001 -0.001 0.000 0.011 0.000 -0.001 0.001

3 0.163 0.002 -0.001 0.001 0.000 -0.001 -0.001 -0.001

4 -0.004 -0.001 -0.006 0.004 0.138 0.004 0.003 0.002

5 0.010 -0.001 -0.002 0.001 0.081 0.002 -0.002 0.001

6 0.005 0.001 0.001 0.000 -0.409 -0.014 -0.009 -0.001

7 -0.001 -0.002 -0.001 -0.001 0.281 0.003 -0.001 0.001

8 0.054 0.001 0.000 0.000 -0.050 -0.001 -0.002 0.001

Perhitungan segmen tubuh lainnya dilakukan dengan menggunakan

metode yang sama. Metode ini juga berlaku pada pengukuran percepatan sudut

baik pada data aktifitas berjalan pada media naik maupun turun permukaan bidang

miring. Hasil pengukuran kecepatan dan percepatan sudut segmen tubuh amputee

ditampilkan pada lampiran 5.


commit to user

IV-48

4.4.2 Pengukuran Nilai External Work serta Komponen Gaya dan Torsi

Gerakan Berjalan pada Bidang Miring

External work, gaya dan torsi merupakan komponen pengukuran yang

dicari berdasarkan permodelan Lagrange yang digunakan dalam mengukur

kemampuan prosthetic endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee

mekanisme 2 bar dalam mengakomodasi aktifitas berjalan pada bidang miring.

External work merupakan kerja yang dihasilkan dari perubahan energi mekanik

pada center of mass (COM) dalam menghasilkan pergerakan yang terjadi pada

tubuh.

A. Pengukuran Nilai External Work pada Saat Naik permukaan bidang

miring

Permodelan Lagrange disusun berdasarkan karakteristik gerakan berjalan

amputee pada bidang miring. Input permodelan dinamis merupakan hasil

pengumpulan data dan pengolahan data aktifitas gerakan berjalan amputee,

terhadap sejumlah variabel yang digunakan dalam menyusun permodelan gerakan

berjalan. Penentuan nilai external work serta komponen gaya dan torsi dilakukan

pada delapan fase gerakan saat amputee berjalan pada media naik permukaan

bidang miring.

1. Naik Permukaan Bidang Miring (Fase 1: Initial Contact)

Kemampuan prosthetic dapat dinilai dari besarnya external work kedua

kaki baik kaki normal dan kaki prosthetic dalam mendukung tubuh saat berpindah

posisi. Berikut tabulasi data variabel dan parameter pengukuran yang menjadi

input dalam permodelan Lagrange fase initial contact.

Tabel 4.15 Variabel dan parameter pengukuran fase initial contact

saat naik permukaan bidang miring

Variabel

dan

Parameter

Nilai

Satuan Variabel

dan

Parameter

Nilai

Satuan Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

m1 1.039 0.992 kg 3q 0.099 -0.187 rad/s

m2 3.200 1.550 kg 4q 0.177 0.147 rad/s

m3 7.438 6.269 kg

q 1.342 -0.019 rad/s2

m4 51.022 51.022 kg 1xq -0.231 0.0194 m/s

2

I1 0.012 0.011 kg.m2

1yq -0.225 0.0315 m/s2

I2 0.165 0.083 kg.m2

2q 3.104 -1.287 rad/s2


commit to user

IV-49

Lanjutan tabel 4.15

I3 0.598 0.626 kg.m2

3q 5.556 -1.855 rad/s2

I4 14.055 14.055 kg.m2

4q 2.408 0.956 rad/s2

q 0.052 0.262 rad

L1 0.250 0.250 m

q1x 0.051 0.130 m

r1 0.107 0.107 m

q1y 0.099 0.051 m

L2 0.400 0.407 m

q2 1.414 1.745 rad

r2 0.227 0.231 m

q3 1.518 1.798 rad

L3 0.500 0.500 m

q4 1.571 1.571 rad

r3 0.284 0.316 m

q 9.340 -0.336 rad/s

r4 0.525 0.525 m

1xq -0.559 0.0510 m/s

k 1 1 -

1yq -0.114 0.0825 m/s

g 9.800 9.800 m/s2

2q 0.309 -0.130 rad/s

Tabulasi nilai variabel dan parameter di atas digunakan sebagi input dalam

pengukuran external work serta komponen gaya dan torsi pada fase initial contact,

sebagai berikut:

a. Kaki prosthetic (kaki biru)

Berdasarkan persamaan 4.3 sampai dengan persamaan 4.8 diperoleh nilai torsi

dan gaya pada masing-masing segmen, yaitu:

T1 = 1.002 N.m

T2 = 59.009 N.m

T3 = 52.071 N.m

Fx = 106.73 N

Fy = 599.337 N

Sehingga nilai external work kaki prosthetic fase initial contact naik

permukaan bidang miring,

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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx

= 1.002 (1.745 - 0.262 - 1.52) + 59.009 (1.798 -1.745) + 52.071 (-1.798

+1.571) + 106.73 (0.407+ 0.083 cos 1.745 + 0.500 cos 1.798) + 599.337 (-

0.051 + 0.407 sin 1.745 + 0.500 sin ( 1.798))

= 487.184 J

W


commit to user

IV-50

b. Kaki normal (kaki merah)

Berdasarkan persamaan 4.11 sampai dengan persamaan 4.16 diperoleh nilai

torsi dan gaya pada masing-masing segmen, yaitu:

T1 = 1.04 N.m

T2 = 24.081 N.m

T3 = 87.323 N.m

Fx = -316.234 N

Fy = 617.087 N

Sehingga nilai external work kaki normal fase initial contact naik permukaan

bidang miring,

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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx

= 1.04 (1.414 - 0.017 – 1.52) + 134.081 (-1.414 + 1.518) + 147.323 (-1.518

+ 1.571) + (-316.234) (0.051 + 0.400 cos 1.414 + 0.500 cos 1.518) +

617.087 (0.051 + 0.400 sin 1.414 + 0.500 sin 1.518)

= 590.322 J

2. Turun Permukaan Bidang Miring (Fase 1: Initial Contact)

Kemampuan prosthetic dapat dinilai dari besarnya external work kedua

kaki baik kaki normal dan kaki prosthetic dalam mendukung tubuh saat berpindah

posisi. Berikut tabulasi data variabel dan parameter pengukuran yang menjadi

input dalam permodelan Lagrange fase initial contact.

Tabel 4.16 Variabel dan parameter pengukuran fase initial contact

turun permukaan bidang miring

Variabel

dan

Parameter

Nilai

Satuan Variabel

dan

Parameter

Nilai

Satuan Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki Kanan

(Prosthetic)

m1 1.039 0.992 kg 3q 0.068 0.111 rad/s

m2 3.200 1.550 kg 4q 0.143 0.011 rad/s

m3 7.438 6.269 kg

q 0.755 1.370 rad/s2

m4 51.022 51.022 kg 1xq -0.015 -0.2275 m/s

2

I1 0.012 0.011 kg.m2

1yq 0.302 -0.0588 m/s2

I2 0.165 0.083 kg.m2

2q 0.498 1.170 rad/s2

W


commit to user

IV-51

Lanjutan tabel 4.16

I4 14.055 14.055 kg.m2

4q 1.677 6.341 rad/s2

q 0.541 0.279 rad

L1 0.250 0.250 m

q1x 0.069 0.024 m

r1 0.107 0.107 m

q1y 0.054 0.071 m

L2 0.400 0.407 m

q2 0.925 1.588 rad

r2 0.227 0.231 m

q3 1.780 1.606 rad

L3 0.500 0.500 m

q4 1.571 1.571 rad

r3 0.284 0.316 m

q 0.708 0.149 rad/s

r4 0.525 0.525 m

1xq -0.003 -0.0097 m/s

k 1 1 -

1yq 0.013 -0.0025 m/s

g 9.800 9.800 m/s2

2q 0.115 0.056 rad/s

Tabulasi nilai variabel dan parameter di atas digunakan sebagi input dalam

pengukuran external work serta komponen gaya dan torsi pada fase initial contact,

sebagai berikut:

a. Kaki prosthetic (kaki biru)



T1 = 0.98 N.m

T2 = 16.868 N.m

T3 = 17.622 N.m

Fx = 26.671 N

Fy = 588.075 N

Sehingga nilai external work kaki prosthetic fase initial contact turun

permukaan bidang miring,

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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx

= 0.98 (1.588 - 0.279 – 1.57) + 59.052 (-1.588 + 1.606) + 59.811 (1.571 -

1.606) + 107.03 (0.024 + 0.407 cos 1.588 + 0.500 cos 1.606) + 588.058

(0.071 + 0.407 sin 1.588 + 0.500 sin 1.606)

= 490.048 J

W


commit to user

IV-52

b. Kaki normal (kaki merah)



T1 = 0.952 N.m

T2 = 40.19 N.m

T3 = 32.98 N.m

Fx = -65.434 N

Fy = 637.566 N

Sehingga nilai external work kaki normal fase initial contact turun permukaan

bidang miring,

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

)(())()(())()(()2

)()((

332213322

143323221

tqltqltqFtqltql

tqFtqtqTtqtqTtqtqT

yy

xx

= 0.952 (0.925 - 0.541 – 1.57) + 40.19 (-0.925 + 1.780) + 32.98 (-1.780 +

1.571) + (-65.434) (0.069 + 0.400 cos 0.925 + 0.500 cos 1.780) + 637.566

(0.054 + 0.400 sin 0.925 + 0.500 sin 1.780)

= 542.171 J

Komparasi nilai external work dilakukan di setiap fase gerakan diantara

kaki normal dengan kaki prosthetic, untuk mengetahui kemampuan prosthetic

endoskeletal sistem energy storing prosthetic knee mekanisme 2 bar dalam

mengakomodasi aktifitas berjalan pada bidang miring berdasarkan hasil

perhitungan formulasi Lagrange.

1. Naik permukaan bidang miring,

Berikut tabulasi data perhitungan external work serta komponen gaya dan

torsi aktifitas berjalan amputee menaiki permukaan bidang miring.

a. Torsi naik permukaan bidang miring

Rekapitulasi perhitungan nilai torsi pada ankle, knee dan hip pada setiap

fase berjalan di media naik permukaan bidang miring terdapat dalam tabel 4.17.

W


commit to user

IV-53

Tabel 4.17 Rekapitulasi nilai torsi pada ankle, knee dan hip saat naik

permukaan bidang miring

Fase

T1 pada ankle (N.m) T2 pada knee (N.m) T3 pada hip (N.m)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki

Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki

Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki

Kanan

(Prosthetic)

Fase 1 1.040 1.002 24.081 59.009 87.323 52.071

Fase 2 1.017 0.996 -35.821 -16.380 24.313 43.748

Fase 3 0.998 1.200 121.970 123.487 34.718 4.255

Fase 4 1.051 0.958 55.219 7.951 82.524 85.202

Fase 5 1.049 0.970 42.528 20.146 11.966 15.835

Fase 6 1.071 1.001 10.025 38.041 83.297 136.228

Fase 7 1.208 0.771 186.035 152.709 -0.067 64.030

Fase 8 0.940 1.029 54.366 51.225 125.864 45.225

Berdasarkan tabel 4.31, komparasi nilai torsi pada setiap fase gerakan antara kaki

normal dan kaki prosthetic dapat digambarkan dalam grafik pada gambar 4.14

sampai dengan gambar 4.16.

Gambar 4.14 Torsi pada ankle saat naik permukaan bidang miring

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4

Fase 1 Fase 2 Fase 3 Fase 4 Fase 5 Fase 6 Fase 7 Fase 8

Tors

i (N

m)

Fase Gait Cycle

Torsi pada ankle saat Naik Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic


commit to user

IV-54

Gambar 4.15 Torsi pada knee saat naik permukaan bidang miring

Gambar 4.16 Torsi pada hip saat naik permukaan bidang miring

Grafik pada gambar 4.14 sampai dengan gambar 4.16 yang ditampilkan di

atas, menunjukkan nilai torsi pada kaki normal dan kaki prosthetic saat naik

bidang miring. Nilai torsi ankle pada kaki normal mempunyai nilai yang lebih

besar mulai dari akhir fase berdiri dan meningkat tajam saat mengayun. Torsi knee

pada kaki prosthetic berperan saat mengayunkan kaki sehingga mempunyai nilai

yang tinggi dalam fase mengayun. Begitu pula torsi hip pada kaki prosthetic

mempunyai nilai yang tinggi dalam fase mengayun.

b. Gaya saat naik permukaan bidang miring

Perhitungan nilai gaya dalam formulasi Lagrange dirumuskan dengan

menjabarkan gaya pada arah sumbu x (Fx) dan sumbu y (Fy). Resultan gaya yang

-50

0

50

100

150

200


Tors

i (N

m)

Fase Gait Cycle

Torsi pada Knee saat Naik Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic

-20

0

20

40

60

80

100

120

140

160


Tors

i (N

m)

Fase Gait Cycle

Torsi pada Hip saat Naik Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic


commit to user

IV-55

dihasilkan dari perhitungan Fx dan Fy merupakan total gaya yang terjadi pada kaki

amputee saat naik permukaan bidang miring. Berikut contoh perhitungan resultan

gaya pada kaki normal.

F kaki normal fase 1

F = 22 FyFx

= 22 617.087)()234.316( = 693.398 N

Rekapitulasi data pengukuran nilai gaya yang terjadi saat amputee melakukan

aktifitas berjalan menaiki permukaan bidang miring, terdapat dalam tabel 4.18.

Tabel 4.18 Rekapitulasi nilai gaya saat naik permukaan

bidang miring

Fase Kaki Kiri (Normal) Kaki Kanan (Prosthetic)

Fx (N) Fy (N) F (N) Fx (N) Fy (N) F (N)

Fase 1 -316.234 617.087 693.398 106.730 599.337 608.766

Fase 2 -75.317 706.642 710.644 -50.000 678.003 679.844

Fase 3 63.016 765.427 768.017 -6.667 921.380 921.404

Fase 4 212.398 637.065 671.539 -290.930 587.242 655.357

Fase 5 -150.000 873.052 885.844 15.482 626.146 626.337

Fase 6 -10.000 1065.508 1065.555 302.123 540.787 619.459

Fase 7 -98.800 900.730 906.132 54.468 531.988 534.769

Fase 8 -267.702 581.681 640.326 91.879 596.184 603.222

Berdasarkan tabel 4.18, komparasi nilai gaya pada setiap fase gerakan antara kaki

normal dan kaki prosthetic dapat digambarkan dalam grafik pada gambar 4.17.

Gambar 4.17 Gaya saat naik permukaan bidang miring

0

200

400

600

800

1000

1200


Gay

a (N

)

Fase gait cycle

Gaya saat Naik Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic


commit to user

IV-56

Grafik pada gambar 4.17 yang ditampilkan di atas, menunjukkan nilai

gaya yang dihasilkan kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih rendah pada fase

mengayun daripada nilai gaya pada kaki normal, saat amputee naik permukaan

bidang miring.

c. External work saat naik permukaan bidang miring

Rekapitulasi perhitungan nilai external work pada setiap fase berjalan di

media naik permukaan bidang miring ditampilkan dalam tabel 4.19.

Tabel 4.19 External work saat amputee naik permukaan bidang miring

Fase External work (J)

Kaki Kiri (Normal) Kaki Kanan (Prosthetic)

Fase 1 590.322 487.184

Fase 2 616.693 608.064

Fase 3 759.554 834.592

Fase 4 604.717 511.119

Fase 5 778.164 603.311

Fase 6 959.028 626.716

Fase 7 811.752 436.829

Fase 8 463.3 488.184

Berdasarkan tabel 4.19 komparasi nilai external work antara kaki normal dan kaki

prosthetic setiap fase gerakan dapat digambarkan dalam grafik pada gambar 4.18.

Gambar 4.18 External work saat naik permukaan bidang miring

0

200

400

600

800

1000

1200


Exte

rnal

wo

rk (J

)

Fase gait cycle

External Work saat Naik Permukaan Bidang Miring

Kaki normal

Kaki prosthetic


commit to user

IV-57


external work pada kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih rendah pada fase

mengayun daripada nilai external work pada kaki normal, saat amputee naik

permukaan bidang miring.

2. Turun permukaan bidang miring

Berikut tabulasi data perhitungan external work serta komponen gaya dan

torsi aktifitas berjalan amputee menuruni permukaan bidang miring.

a. Torsi saat turun permukaan bidang miring

Rekapitulasi perhitungan nilai torsi pada ankle, knee dan hip pada setiap

fase berjalan di media turun permukaan bidang miring terdapat dalam tabel 4.20.

Tabel 4.20 Rekapitulasi nilai torsi pada ankle, knee dan hip saat turun

permukaan bidang miring

Fase

T1 pada ankle (N.m) T1 pada knee (N.m) T3 pada hip (N.m)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki

Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki

Kanan

(Prosthetic)

Kaki Kiri

(Normal)

Kaki

Kanan

(Prosthetic)

Fase 1 0.952 0.983 21.27 16.863 18.917 17.622

Fase 2 0.895 1.077 19.149 12.737 18.54 12.414

Fase 3 0.687 1.01 23.552 20.768 21.843 45.705

Fase 4 0.949 0.921 19.15 18.155 19.864 23.386

Fase 5 1.089 0.835 13.44 16.606 6.217 4.076

Fase 6 0.987 0.913 16.265 28.834 38.432 27.615

Fase 7 1.015 1.002 32.683 24.368 19.701 20.074

Fase 8 0.907 0.981 10.405 12.442 7.141 14.523

Berdasarkan tabel 4.20, komparasi nilai torsi pada setiap fase gerakan antara kaki

normal dan kaki prosthetic dapat digambarkan dalam grafik pada gambar 4.19

sampai dengan gambar 4.21.


commit to user

IV-58

Gambar 4.19 Torsi pada ankle saat turun permukaan bidang miring



0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2


Tors

i (N

m)

Fase Gait Cycle

Torsi pada Ankle saat Turun Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic

0

5

10

15

20

25

30

35


Tors

i (N

m)

Fase Gait Cycle

Torsi pada Knee saat Turun Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic

0

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50


Tors

i (N

m)

Fase Gait Cycle

Torsi pada Hip saat Turun Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic


commit to user

IV-59

Grafik pada gambar 4.19 sampai dengan gambar 4.21 yang ditampilkan di

atas, menunjukkan nilai torsi pada kaki normal dan kaki prosthetic saat turun

bidang miring. Nilai torsi ankle pada kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih

tinggi pada fase berdiri dan menurun pada saat fase mengayun. Torsi knee pada

kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih rendah pada fase berdiri kemudian

meningkat saat kaki mengayun. Torsi hip pada kaki prosthetic meningkat cukup

besar ketika kaki menahan berat tubuh kemudian menurun ketika kaki sedang

dalam keadaan mengayun.

b. Gaya saat turun permukaan bidang miring

Perhitungan nilai gaya pada formulasi Lagrange dirumuskan dengan

menjabarkan gaya pada arah sumbu x (Fx) dan sumbu y (Fy). Resultan gaya yang

dihasilkan dari perhitungan Fx dan Fy merupakan total gaya yang terjadi pada kaki

amputee saat turun permukaan bidang miring. Berikut contoh perhitungan resultan

gaya pada kaki normal.

F kaki normal fase 1

F = 22 FyFx

= 2).().( 57163764738 2

= 638.741 N

Rekapitulasi data pengukuran nilai gaya yang terjadi saat amputee melakukan

aktifitas berjalan menuruni permukaan bidang miring, terdapat dalam tabel 4.21.

Tabel 4.21 Rekapitulasi nilai gaya saat turun permukaan

bidang miring

Fase Kaki Kiri (Normal) Kaki Kanan (Prosthetic)

Fx (N) Fy (N) F (N) Fx (N) Fy (N) F (N)

Fase 1 -38.647 637.571 638.741 26.671 588.075 588.679

Fase 2 42.198 615.618 617.063 16.667 400.428 400.775

Fase 3 39.738 381.912 383.974 50.000 551.223 553.486

Fase 4 27.187 622.820 623.413 -48.879 627.850 629.750

Fase 5 2.500 609.896 609.901 11.131 615.570 615.671

Fase 6 -100.000 774.076 780.509 54.147 582.905 585.414

Fase 7 25.000 730.511 730.939 43.054 716.755 718.047

Fase 8 11.639 627.570 627.678 18.703 599.058 599.350


commit to user

IV-60

Berdasarkan tabel 4.21 komparasi nilai gaya antara kaki normal dan kaki


Gambar 4.22 Gaya saat turun permukaan bidang miring


gaya yang dihasilkan kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih rendah pada fase

mengayun daripada nilai gaya pada kaki normal, saat amputee turun permukaan

bidang miring.

c. External work saat turun permukaan bidang miring

Rekapitulasi perhitungan nilai external work pada setiap fase berjalan di

media turun permukaan bidang miring terdapat dalam tabel 4.22.

Tabel 4.22 External work saat amputee turun permukaan bidang miring

Fase External work (J)

Kaki Kiri (Normal) Kaki Kanan (Prosthetic)

Fase 1 559.233 490.827

Fase 2 547.226 360.082

Fase 3 410.625 500.876

Fase 4 510.953 575.605

Fase 5 548.555 539.72

Fase 6 691.042 575.547

Fase 7 629.199 571.148

Fase 8 560.159 500.625

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900


Gay

a (N

)

Fase gait cycle

Gaya saat Turun Permukaan Bidang Miring

kaki normal

kaki prosthetic


commit to user

IV-61

Berdasarkan tabel 4.22 komparasi nilai external work antara kaki normal dan kaki


Gambar 4.23 External work saat turun permukaan bidang miring


external work pada kaki prosthetic mempunyai nilai yang lebih rendah pada fase

mengayun daripada nilai external work pada kaki normal, saat amputee turun

permukaan bidang miring.

0

100

200

300

400

500

600

700

800


Exte

rnal

wor

k (J

)

Fase Gait cycle

External Work saat Turun Permukaan Bidang Miring

Kaki Normal

Kaki Prosthetic


commit to user

V-1

BAB V

ANALISIS DAN INTEPRETASI HASIL

Kajian gait dynamic dalam penelitian diwujudkan melalui formulasi

Lagrange, yang menghasilkan nilai external work serta gaya dan torsi.

Karakteristik gait amputee dilihat berdasarkan komparasi nilai kuantitatif external

work, serta komponen gaya dan torsi yang dihasilkan amputee pengguna

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

normal dengan kaki prosthetic, saat berjalan pada bidang miring. Melalui

karakteristik gait tersebut, kemampuan prosthetic dapat dinilai dalam menunjang

aktifitas berjalan amputee pada bidang miring. Analisis hasil kajian gait dynamic

dalam menilai kemampuan prosthetic diuraikan pada sub bab berikut ini.

6.1 ANALISIS GERAKAN BERJALAN AMPUTEE

Penelitian dilakukan pada aktifitas berjalan menaiki dan menuruni bidang

miring. Kajian gait dynamic melalui formulasi Lagrange diturunkan dalam tiap

fase gerakan yang merepresentasikan periode waktu yang berjalan dalam gait

cycle. Penentuan fase gerakan didasarkan dari karakteristik yang terbentuk dari

setiap gerakan berjalan, mengacu pada siklus gerakan berjalan pada bidang datar

berdasarkan Whittle (2007). Berdasarkan hal tersebut diperoleh delapan fase

gerakan yang terbentuk dalam satu gait cycle, baik saat menaiki dan menuruni

bidang miring. Gait cycle pada bidang miring diambil pada scene dari gerakan

berjalan yang paling terlatih. Hal ini dilakukan karena amputee dalam penelitian

ini baru dalam masa pelatihan berjalan menggunakan prosthetic. Analisis

dilakukan pada gerakan berjalan pada bidang miring untuk lebih mengetahui

kontribusi prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar

dalam menunjang aktifitas berjalan pada bidang miring.

6.2.1 Naik Permukaan Bidang Miring

Pada aktifitas berjalan naik permukaan bidang miring, terdapat delapan

fase gerakan berjalan. Analisis kemampuan prosthetic pada gerakan berjalan

menaiki bidang miring dilakukan dengan membandingkan gerakan kaki antar fase

berbeda yang menunjukkan karakteristik gerakan yang sama, sebagai berikut:


commit to user

V-2

1. Fase 1: Initial Contact dengan Fase 4: Terminal Stance

Initial contact merupakan periode awal dari gerakan berjalan. Pada bidang

miring kaki prosthetic berada dalam kondisi plantarflexion menuju posisi flat

untuk menyesuaikan dengan medan berjalan, sedangkan kaki normal berada

dalam posisi slight plantar flexion untuk memulai fase berdiri. Berkebalikan

dengan hal tersebut saat fase terminal stance, kaki normal dalam kondisi

plantarflexion dan dalam posisi flat dengan medan berjalan sedangkan kaki

prosthetic dalam kondisi slight plantar flexion.

(a) (b)

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

Pada gambar 5.1 terlihat kedua fase tersebut memiliki pola gerakan yang

sama. Perbedaan terlihat dari posisi kaki normal dalam fase terminal stance, knee

dalam posisi flexion (menekuk) dengan sudut yang jauh lebih besar apabila

dibandingkan dengan kaki prosthetic yang ada dalam fase initial contact. Variabel

yang terbentuk dari fase initial contact (fase 1) dan fase terminal stance (fase 4),


Tabel 5.1

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase initial contact

dan terminal stance

Variabel

Fase 1 Fase 4

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.052 0.262 0.279 0.105 rad

q1x 0.051 0.130 0.122 0.113 m

q1y 0.099 0.051 0.080 0.044 m

q2 1.414 1.545 1.466 1.431 rad


commit to user

V-3

Lanjutan tabel 5.1

q3 1.518 1.798 2.007 1.484 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad

q 8.340 -0.336 -0.429 9.756 rad/s

1yq -0.559 -0.081 -0.131 -1.293 m/s

1xq -0.114 -0.083 -0.133 -0.669 m/s

2q 0.309 -0.130 -0.092 0.381 rad/s

3q 0.199 -0.187 -0.614 0.310 rad/s

4q 0.177 0.147 0.354 0.177 rad/s

q 1.342 -0.019 -0.457 5.564 rad/s2

1xq -0.231 -0.190 -0.102 -0.534 m/s2

1yq -0.225 -0.031 -0.014 -0.276 m/s2

2q 3.104 -1.287 -2.399 4.580 rad/s2

3q 5.556 -1.855 -3.492 3.644 rad/s2

4q 2.408 0.956 2.117 2.604 rad/s2

Berdasarkan input data pada tabel 5.1 dalam formulasi Lagrange diperoleh

nilai torsi dan gaya pada masing-masing gerakan berjalan. Komparasi nilai torsi

dan gaya antara fase initial contact dan terminal stance, terdapat dalam

gambar 5.2.


dan terminal stance

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4

Fase 1 Fase 2 Fase 3 Fase 4 Fase 5 Fase 7 Fase 8

To

rsi (N

m)

Komparasi Torsi pada Ankle

Kaki prosthetic


-50

0

50

100

150

200


To

rsi (

Nm

)

Komparasi Torsi pada Knee

Kaki prosthetic


-100

102030405060708090

100


To

rsi (

Nm

)

Komparasi Torsi pada Hip

Kaki prosthetic


0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Ga

ya

(N

)

Komparasi Nilai Gaya

Kaki prosthetic



commit to user

V-4

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

Lagrange terhadap kecepatan di foot ( q ), shank ( 2q ), thigh ( 3q ), upper

body ( 4q ), percepatan di foot ( q ), shank ( 2q ), thigh ( 3q ), upper body ( 4q ) dan

sudut yang terbentuk di foot (q), shank (q2), thigh (q3) dan upper body (q4).

Kemampuan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar

dalam mengakomodasi gerakan plantarflexion dan dorsiflexion pada ankle

membuat amputee melangkah dengan lebih mudah menyesuaikan dengan medan

berjalan. Hal ini ditunjukkan dengan komparasi nilai torsi pada bagian ankle

cukup stabil pada fase initial contact dan terminal stance. Nilai kecepatan dan

sudut yang terbentuk pada ankle kedua kaki menunjukkan nilai yang relatif sama,

sehingga apabila dikomparasikan menghasilkan nilai torsi yaitu sebesar 1.002 Nm

pada kaki prosthetic fase initial contact dan 1.051 Nm pada kaki normal fase

terminal stance. Begitu pula kondisi ankle kaki prosthetic pada fase terminal

stance yang mempunyai gerakan yang sama dengan ankle kaki normal pada fase

initial contact menghasilkan nilai torsi yaitu 0.958 Nm pada kaki prosthetic dan

1.040 Nm pada kaki normal.

Pada gambar 5.1, knee pada kaki prosthetic pada fase initial contact dalam

keadaan flexion begitu juga pada kaki normal, namun sudut yang tebentuk dalam

gerakan knee (q3) kaki normal pada fase terminal stance lebih besar dari sudut

knee (q3) kaki prosthetic pada initial contact. Sedangkan, kecepatan dan

percepatan kaki prosthetic pada initial contact lebih besar dari kaki normal pada

fase terminal stance. Hal inilah yang menimbulkan adanya kestabilan nilai torsi

pada knee apabila dibandingkan dengan gerakan yang sama yaitu 59.009 Nm pada

kaki prosthetic fase initial contact dan 55.219 Nm pada kaki normal fase terminal

stance. Begitu pula, kaki prosthetic pada fase terminal stance menghasilkan nilai

torsi pada knee yang hampir sama dengan kaki normal fase initial contact. Pada

gambar 5.1 terlihat pola gerakan kaki yang serupa, begitu pula variabel gerakan

dalam tabel 5.1 yang menunjukkan hasil pengukuran kecepatan dan sudut kaki

yang hampir sama. Dari variabel tersebut dihasilkan nilai torsi pada knee kaki

prosthetic fase terminal stance sebesar 7.951 Nm dan kaki normal fase initial

contact sebesar 24.081 Nm.


commit to user

V-5

Berdasarkan grafik pada gambar 5.2, terlihat komparasi nilai torsi pada hip

kaki prosthetic fase initial contact dan kaki normal fase terminal stance

mempunyai range yang cukup besar yaitu masing-masing 52.071 Nm dan 82.524

Nm. Sedangkan pada kaki prosthetic fase terminal stance dan kaki normal fase

initial contact mempunyai range yang kecil yaitu masing-masing 85.202 Nm dan

87.323 Nm. Pada fase terminal stance, kaki normal mempunyai variabel

kecepatan (4q ) dan percepatan (

4q ) pada hip joint yang lebih besar dari kaki

prosthetic fase initial contact. Hal ini dikarenakan amputee dalam memposisikan

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

pada kaki normal. Berbeda dengan kaki prosthetic fase terminal stance dan kaki

normal fase initial contact yang mempunyai variabel kecepatan ( 4q ) dan

percepatan ( 4q ) yang hampir serupa, selain itu pola gerakan yang terbentuk pun

hampir sama dalam kedua fase (gambar 5.2).

Gaya pada aktifitas berjalan amputee merupakan hasil resultan gaya pada

sumbu x (Fx) dan y (Fy). Nilai gaya dipengaruhi oleh turunan Lagrange terhadap

kecepatan pada ankle ( xq1 dan

yq1 ), percepatan pada ankle ( xq1

dan yq1

) dan

perpindahan linear posisi ankle (q1x dan q1y). Komparasi nilai gaya kaki prosthetic

pada fase initial contact dan kaki normal fase terminal stance menunjukkan nilai

gaya sebesar 608.766 N pada kaki prosthetic dan 671.539 N pada kaki normal.

Pada tabel 5.1 terlihat nilai kecepatan dan percepatan kaki prosthetic hampir sama

dengan kaki normal, ketika melakukan pola gerakan yang sama. Hal inilah yang

menyebabkan gaya yang dibutuhkan pada kaki normal hampir sama dengan gaya

yang dibutuhkan kaki prosthetic. Begitu pula yang terjadi pada komparasi nilai

gaya kaki prosthetic fase terminal stance dan kaki normal fase initial contact.

Nilai gaya keduanya hampir sama dilihat dari hasil pengukuran variabel saat

berjalan menaiki bidang miring. Nilai gaya pada kaki prosthetic sedikit lebih kecil

yaitu 655.357 N daripada kaki normal sebesar 693.398 N.


commit to user

V-6


dan terminal stance

Nilai external work yang terjadi pada kaki prosthetic pada fase initial

contact sebesar 487.184 J dan kaki normal fase terminal stance sebesar 604.717 J.

Sedangkan komparasi nilai external work antara kaki prosthetic fase terminal

stance sebesar 511.119 J dan kaki normal fase initial contact sebesar 590.322 J.

Komparasi kedua nilai tersebut menunjukkan range perbedaan yang tidak

terlampau jauh antara kaki prosthetic dengan kaki normal. Nilai external work

dalam dua perbandingan gerakan dengan pola yang sama, menunjukkan hasil

bahwa nilai external work pada kaki normal sedikit lebih tinggi dari kaki

prosthetic. Hal ini terlihat dari keempat komponen external work yaitu torsi pada

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

menunjukkan nilai komponen yang lebih besar pada kaki normal. Dengan hasil

yang demikian dapat dikatakan bahwa saat berada dalam fase initial contact dan

terminal stance kaki prosthetic telah mampu menyesuaikan pola gerakan dengan

kaki normal. Namun demikian, amputee belum sepenuhnya berani membebankan

tubuhnya pada kaki prosthetic sehingga terlihat adanya range nilai external work

saat pada kaki prosthetic yang lebih rendah dari kaki normal dalam kedua fase.

2. Fase 2: Loading Response dengan Fase 5: Pre Swing

Loading response merupakan fase lanjutan dari fase initial contact. Pada

gambar 5.4 terlihat kondisi kaki yang tidak jauh berbeda dengan kondisi awal

dalam fase initial contact. Perbedaan dengan fase initial contact, pada fase ini

terjadi sedikit pergerakan maju dimana kaki prosthetic melakukan kontak

sepenuhnya dengan medan berjalan pada bidang miring. Sedangkan pada kaki

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

Fase 1 Fase 2 Fase 3 Fase 4 Fase 5 Fase 7 Fase 8Ex

tern

al w

ork

(J)

Komparasi nilai external work

Kaki prosthetic



commit to user

V-7

normal kaki melakukan plantarflexion lanjutan sehingga tumpuan kaki berada

pada kaki bagian depan atau toe. Sebaliknya, pada fase pre swing kaki normal

melakukan kontak sepenuhnya dengan medan berjalan pada bidang miring dan

kaki prosthetic bergerak plantarflexion. Komparasi nilai dilakukan pada kedua

fase gerakan berjalan ini karena kedua fase ini memiliki karakteristik gerakan

yang sama hanya berkebalikan antara kaki normal dengan kaki prosthetic.

(a) (b)

Gambar 5.4 Gerakan kaki (a) Fase loading response (b) Fase pre swing


sama. Perbedaan terlihat dari posisi tubuh dalam fase pre swing, dimana tubuh

amputee terlihat sedikit miring apabila dilihat dari bidang sagital. Sedangkan

gerakan kaki pada fase tersebut terlihat dibebankan pada kaki normal. Variabel

yang terbentuk dari fase loading response (fase 2) dan fase pre swing (fase 5),


Tabel 5.2

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase loading response

dan pre swing

Variabel

Fase 2 Fase 5

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.122 0.279 0.262 0.279 rad

q1x 0.028 0.000 0.000 0.075 m

q1y 0.048 0.000 0.000 0.057 m

q2 1.169 1.641 1.553 1.396 rad

q3 1.518 1.676 1.868 1.571 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad


commit to user

V-8

Lanjutan tabel 5.2 q 4.473 1.072 1.016 8.099 rad/s

1yq -0.166 -0.026 -0.188 -0.568 m/s

1xq 0.836 0.091 0.178 0.759 m/s

2q 0.095 0.039 0.110 0.234 rad/s

3q 0.102 -0.079 -0.187 0.190 rad/s

4q 0.013 0.126 0.110 0.025 rad/s

q 7.931 0.121 0.205 5.210 rad/s2

1xq -0.731 -0.008 -0.036 -0.319 m/s2

1yq 0.368 0.028 0.057 0.426 m/s2

2q 8.144 0.693 1.190 3.808 rad/s2

3q -4.497 -2.058 -5.485 -2.855 rad/s2

4q 1.993 2.566 1.701 1.105 rad/s2



dan gaya antara fase loading response dan fase pre swing, terdapat dalam

gambar 5.5.


dan pre swing



0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4


To

rsi (N

m)


Kaki prosthetic


-50

0

50

100

150

200


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


-100

102030405060708090

100


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Ga

ya

(N

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-9

body (4q ), percepatan di foot ( q ), shank (

2q ), thigh ( 3q ), upper body (4q ) dan


Kondisi ankle dalam fase loading response dan pre swing cenderung sama dengan

kondisi ankle pada fase sebelumnya yaitu pada fase initial contact dan terminal

stance. Hal ini menyebabkan nilai torsi pada ankle yang dihasilkan amputee pada

fase berjalan ini pun hampir menyerupai dengan nilai torsi pada ankle fase

sebelumnya. Komparasi pada kedua fase menghasilkan nilai torsi yaitu sebesar

0.996 Nm pada kaki prosthetic fase loading response dan 1.049 Nm pada kaki

normal fase pre swing. Begitu pula kondisi ankle kaki prosthetic pada fase pre

swing yang mempunyai gerakan yang sama dengan ankle kaki normal pada fase

loading response menghasilkan nilai torsi yaitu 0.970 Nm pada kaki prosthetic

dan 1.017 Nm pada kaki normal. Berdasarkan kedua komparasi nilai tersebut

dapat dikatakan bahwa ankle pada kaki prosthetic cukup stabil dan mampu

mengakomodasi gerakan berjalan amputee.

Pada gambar 5.4 tampak kondisi tubuh amputee yang cenderung miring

pada fase pre swing. Hal ini mengindikasi bahwa tubuh dibebankan pada kaki

normal pada fase tersebut. Sudut yang tebentuk dalam gerakan knee (q3) kaki

normal pada fase pre swing lebih besar dari sudut knee (q3) kaki prosthetic pada

loading response, begitu juga kecepatan dan percepatan ( 3q dan 3q ) untuk

memposisikan kaki, lebih cepat daripada kecepatan dan percepatan kaki

prosthetic. Hal ini dikarenakan beban tubuh yang tertumpu pada kaki normal.

Perbedaan ini menimbulkan selisih nilai torsi pada knee yaitu sebesar -16.380 Nm

pada kaki prosthetic fase loading response lebih kecil daripada kaki normal fase

pre swing yaitu 42.528 Nm. Berkebalikan dengan nilai komparasi yang pertama,

nilai torsi pada knee kaki prosthetic fase pre swing sebesar 20.146 Nm lebih besar

dari nilai torsi pada knee kaki normal fase loading response sebesar -35.821 Nm.

Kondisi ini dikarenakan variabel sudut serta kecepatan dan percepatan pada knee

kaki prosthetic saat bergerak dalam fase pre swing lebih besar daripada variabel

pada kaki normal pada fase loading response.

Komparasi nilai torsi pada hip kaki prosthetic fase loading response dan

kaki normal fase pre swing mempunyai range yang cukup besar yaitu masing-

masing 43.748 Nm dan 11.966 Nm. Pada fase loading response kaki prosthetic


commit to user

V-10

mempunyai variabel kecepatan (4q ) dan percepatan (

4q ) pada hip joint yang

lebih besar dari kaki normal fase pre swing. Sedangkan, pada kaki prosthetic fase

pre swing dan kaki normal fase loading response nilai torsi pada hip masing-

masing 15.835 Nm dan 24.313 Nm. Kaki prosthetic fase pre swing mempunyai

variabel kecepatan ( 4q ) dan percepatan ( 4q ) pada hip joint yang lebih kecil dari

kaki normal fase loading response.





dan yq1

) dan

perpindahan linear posisi ankle (q1x dan q1y). Nilai gaya kaki prosthetic pada fase

loading response sebesar 679.844 N lebih kecil dari nilai gaya kaki normal fase

pre swing sebesar 885.844 N. Pada tabel 5.2 terlihat nilai percepatan dan

kecepatan pada ankle kaki normal fase pre swing lebih besar dari kaki prosthetic.

Begitu pula halnya yang terjadi pada komparasi nilai gaya kaki prosthetic fase

loading response dan kaki normal fase pre swing. Nilai gaya pada kaki prosthetic

sebesar 626.337 N dan pada kaki normal sebesar 710.644 N.


dan pre swing

Nilai external work berasal dari komponen gaya dan torsi yang berlaku

pada bagian segmen tubuh amputee. Nilai external work yang terjadi pada kaki

prosthetic pada fase loading reponse sebesar 608.064 J dan kaki normal fase pre

swing sebesar 778.164 J. Nilai tersebut menunjukkan bahwa usaha yang dilakukan

pada kaki normal pada gerakan yang sama masih lebih tinggi daripada yang

dilakukan kaki prosthetic. Komponen external work kaki prosthetic pada fase

loading response baik dalam torsi pada ankle, knee dan nilai gaya menunjukkan

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900


Exte

rnal

wor

k (J

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-11

hasil yang lebih kecil jika dibandingkan dengan kaki normal dalam fase pre

swing. Sedangkan komparasi nilai external work antara kaki prosthetic fase pre

swing sebesar 603.311 J dan kaki normal fase loading response sebesar 616.693 J.

Pada komparasi ini menunjukkan range perbedaan yang tidak terlampau jauh

antara kaki normal dengan kaki prosthetic. Hal ini terlihat dari keempat

komponen external work yaitu torsi pada ankle, knee dan hip serta nilai gaya saat

berjalan menunjukkan nilai komponen yang lebih besar pada kaki normal dengan

range yang tidak jauh berbeda. Nilai external work dalam dua perbandingan

gerakan dengan pola yang sama, menunjukkan hasil bahwa pada kaki normal nilai

external work lebih tinggi daripada kaki prosthetic. Amputee yang belum berani

membebankan tubuhnya pada kaki prosthetic tampak dalam gambar 5.4,

menyebabkan nilai external work kaki normal lebih tinggi dari kaki prosthetic

dalam dua komparasi gerakan dengan karakteristik yang sama.

3. Fase 3: Mid Stance dengan Fase 7: Mid Swing

Fase mid stance dan mid swing merupakan dua fase dalam gait cycle

dalam kondisi single support. Fase mid stance merupakan periode dimana kaki

normal mengayun sedangkan kaki prosthetic berdiri menahan berat tubuh. Pada

gambar 5.6 terlihat bahwa kaki normal bergerak dengan mengayunkan kaki ke

depan. Karakteristik gerakan yang sama pada fase mid swing, kaki normal

menahan tubuh dan kaki prosthetic dalam kondisi mengayunkan kaki ke depan.

(a) (b)

Gambar 5.7 Gerakan kaki (a) Fase mid stance (b) Fase mid swing


commit to user

V-12

Pada gambar 5.7 terlihat kedua fase tersebut memiliki karakteristik

gerakan yang sama. Perbedaan terlihat dari posisi kaki normal dalam fase mid

stance, knee dalam posisi flexion (menekuk) untuk mengayunkan kaki sedangkan

kaki prosthetic dalam fase mid swing mendorong kaki ke depan dengan

melakukan extension. Variabel yang terbentuk dari fase mid stance (fase 3)

dan fase mid swing (fase 7), terdapat dalam tabel 5.3.

Tabel 5.3

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase mid stance

dan mid swing

Variabel

Fase 3 Fase 7

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.227 0.279 0.279 0.227 rad

q1x 0.229 0.000 0.000 0.240 m

q1y 0.014 0.000 0.000 0.039 m

q2 1.344 1.588 1.588 1.745 rad

q3 2.112 1.641 1.588 1.902 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad

q 0.000 -0.009 -0.054 28.080 rad/s

1yq -0.009 0.002 0.016 -0.007 m/s

1xq 1.001 0.000 -0.085 2.841 m/s

2q 0.205 -0.130 -0.159 0.316 rad/s

3q -0.134 -0.095 -0.067 -0.089 rad/s

4q 0.076 -0.097 -0.061 0.059 rad/s

q 17.633 -17.651 -13.569 11.603 rad/s2

1xq -0.013 0.383 0.243 -0.003 m/s2

1yq 1.360 -0.014 -0.018 1.065 m/s2

2q 2.662 -1.833 -1.085 4.159 rad/s2

3q -3.848 -1.285 -0.899 -1.276 rad/s2

4q 1.332 -2.336 -1.684 0.248 rad/s2



dan gaya antara fase mid stance dan mid swing terdapat dalam gambar 5.8.


commit to user

V-13


dan mid swing




sudut yang terbentuk di foot (q), shank (q2), thigh (q3) dan upper body (q4). Pada

fase mid stance bagian ankle kaki prosthetic dalam posisi dorsiflexion dan

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

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

berat tubuh. Saat kaki prosthetic menahan tubuh amputee nilai torsi pada ankle

sebesar 1.200 Nm. Nilai ini hampir setara dengan kondisi kaki normal dalam fase

mid swing yang menahan berat tubuh ampute yaitu sebesar 1.208 Nm. Kondisi ini

menunjukkan kemampuan ankle prosthetic telah cukup baik mengakomodasi

gerakan berjalan amputee terutama ketika dalam kondisi single support atau

hanya salah satu kaki yang bersentuhan dengan media berjalan. Ketidakstabilan

muncul ketika kaki prosthetic dalam fase mid swing dikomparasikan dengan kaki

normal dalam fase mid stance, dimana keduanya berada dalam kondisi mengayun.

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4


To

rsi (N

m)


Kaki prosthetic


-50

0

50

100

150

200


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


-100

102030405060708090

100


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Ga

ya

(N

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-14

Kaki prosthetic dalam fase mid swing yang terdorong ke depan oleh tekanan

shank berada dalam keadaan netral sedangkan ayunan pada kaki normal dalam

fase mid stance membuat ankle dalam kondisi dorsiflexion dan bersiap untuk

memposisikan pada media berjalan. Oleh karena itu, nilai torsi pada ankle kaki

prosthetic sebesar 0.771 Nm jauh lebih kecil dari nilai torsi pada ankle kaki

normal sebesar 0.998 Nm.

Pada gambar 5.7, bagian knee kaki prosthetic bergerak extension untuk

menahan tubuh amputee yang tertumpu pada kaki prosthetic. Begitu pula pada

kaki normal fase mid swing yang berada dalam kondisi yang sama dengan kaki

prosthetic dalam fase mid stance. Hasil perhitungan berdasarkan input variabel

dalam tabel 5.3 menunjukkan hasil torsi knee kaki prosthetic sebesar 123.487 Nm

lebih kecil dari torsi knee kaki normal fase mid swing yaitu sebesar 186.035 Nm.

Hal ini terjadi karena kaki normal memposisikan kaki lebih cepat daripada kaki

prosthetic. Terlihat dalam tabel 5.3 nilai sudut (q3) dan kecepatan ( 3q ) pada knee

kaki normal lebih besar daripada kaki prosthetic. Sedangkan saat kaki mengayun,

komparasi nilai kaki prosthetic dalam fase mid swing dengan kaki normal pada

fase mid stance menunjukan hasil 152.709 Nm pada kaki prosthetic dan 121.970

Nm pada kaki normal. Berdasarkan gambar 5.7 nampak kedua kaki yang

mengayun mempunyai pola gerakan yang berbeda. Kaki normal mengayunkan

kaki dengan memberikan rotasi pada segmen betis sehingga knee terlihat

menekuk. Sedangkan kaki prosthetic mengayun dengan mendorong kaki ke

depan. Gerakan extension yang cepat dari kaki prosthetic akibat adanya

mekanisme penyimpanan energi, menyebabkan torsi pada kaki prosthetic lebih

besar kaki normal.

Nilai torsi pada hip kaki prosthetic fase mid stance hampir sama dengan

nilai torsi pada kaki normal fase mid swing yaitu masing-masing 4.255 Nm

dan -0.067 Nm. Hal ini terjadi karena posisi hip dalam kedua gerakan ini hampir

sama yang dapat dilihat dari variabel kecepatan ( 4q ) dan percepatan ( 4q ) pada

hip joint dalam tabel 5.3 pada kedua fase. Sedangkan pada kaki prosthetic fase

mid swing dan kaki normal fase mid stance komparasi nilai keduanya masing-

masing 64.030 Nm dan 34.718 Nm. Kaki prosthetic fase terminal stance ketika

mengayun mempunyai variabel kecepatan ( 4q ) dan percepatan ( 4q ) yang lebih


commit to user

V-15

besar daripada kaki normal fase initial contact sehingga nilai torsi pada hip kaki

prosthetic fase mid swing lebih besar dari kaki normal fase mid stance.





dan yq1

) dan

perpindahan linear posisi ankle (q1x dan q1y). Pada komparasi antara kaki

prosthetic pada fase mid stance dengan kaki normal pada fase mid swing

menghasilkan gaya masing-masing 921.404 N dan 906.132. Nilai gaya pada saat

menahan tubuh, pada kedua kaki menunjukkan hasil yang hampir sama. Berbeda

dengan nilai komparasi kedua, saat kaki mengayun. Kaki prosthetic melakukan

ayunan dengan posisi tubuh yang tampak miring (gambar 5.7) sehingga tumpuan

beban sepenuhnya berada pada bagian kiri dari tubuh, atau pada kaki normal. Hal

ini menyebabkan gaya pada kaki prosthetic yaitu sebesar 534.769 N akan lebih

kecil dari gaya pada kaki normal 768.017 N sebesar.


dan mid swing

Komparasi nilai external work yang terjadi pada kaki prosthetic pada fase

mid stance sebesar 834.592 J dan kaki normal fase mid swing sebesar 811.752 J

(gambar 5.9). Dari kedua nilai tersebut terlihat bahwa kaki prosthetic melakukan

usaha yang hampir sama dengan kaki normal saat posisi kaki menahan beban dari

tubuh amputee atau dalam kondisi single support. Komponen eksternal work dari

kedua komparasi ini menunjukkan nilai yang hampir sama juga, sehingga secara

keseluruhan menghasilkan nilai eksternal work yang nilainya cukup stabil dalam

kedua gerakan dengan karakteristik yang sama ini. Sedangkan komparasi nilai

external work antara kaki prosthetic fase mid swing sebesar 436.829 J dan kaki

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900


Exte

rnal

wor

k (J

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-16

normal fase mid stance sebesar 759.554 J. Pada komparasi gerakan ini

menunjukkan range perbedaan yang cukup jauh antara kaki prosthetic dengan

kaki normal. Nilai external work dalam perbandingan gerakan tersebut

menunjukkan hasil bahwa pada kaki normal nilai external work lebih tinggi

daripada kaki prosthetic. Pada kaki prosthetic untuk mengayunkan kaki dibantu

dengan mekanisme penyimpanan energi pada kaki prosthetic sehingga dalam

mengayun tidak dibutuhkan gaya yang besar. Dengan hasil yang demikian dapat

dikatakan bahwa saat berada dalam kondisi mengayun kaki prosthetic belum

mampu menyesuaikan pola gerakan dengan kaki normal. Hal ini ini mungkin

terjadi karena belum sempurnanya mekanisme penyimpanan energi pada kaki

prosthetic sbehingga terjadi extension yang cukup cepat saat tubuh memberi

tekanan pada bagian shank kaki prosthetic.

4. Fase 4: Terminal Stance dengan Fase 8: Terminal Swing

Fase terminal stance merupakan waktu dimana tumit kaki prosthetic mulai

terangkat dari landasan dan bersiap untuk fase swing dalam gait cycle, sedangkan

kaki normal telah mencapai landasan dari kondisi swing pada fase sebelumnya.

Sebaliknya pada fase terminal swing, kaki normal dalam kondisi plantarflexion

atau tumit terangkat dari landasan, sedangkan kaki prosthetic telah mencapai

landasan dari kondisi swing pada fase sebelumnya.

(a) (b)

Gambar 5.10 Gerakan kaki (a) Fase terminal stance (b) Fase terminal swing


commit to user

V-17


sama. Perbedaan terlihat dari posisi kaki normal dalam fase terminal stance, knee

dalam posisi flexion (menekuk) dengan sudut yang jauh lebih besar apabila

dibandingkan dengan kaki prosthetic yang ada dalam fase terminal swing.

Variabel yang terbentuk dari fase terminal stance (fase 4) dan fase terminal swing

(fase 8), terdapat dalam tabel 5.4.

Tabel 5.4

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase terminal stance

dan terminal swing

Variabel

Fase 4 Fase 8

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.279 0.105 0.070 0.279 rad

q1x 0.122 0.113 0.051 0.130 m

q1y 0.080 0.044 0.099 0.051 m

q2 1.466 1.431 1.414 1.745 rad

q3 2.007 1.484 1.466 1.780 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad

q -0.429 13.756 5.405 -4.958 rad/s

1yq 0.131 -1.293 -0.066 0.461 m/s

1xq 0.133 -0.669 -0.106 0.070 m/s

2q -0.092 0.381 0.088 -0.052 rad/s

3q 0.614 0.310 0.047 1.171 rad/s

4q 0.354 0.177 0.229 0.118 rad/s

q -0.457 5.564 3.812 -2.321 rad/s2

1xq 0.102 -0.534 -0.540 0.215 m/s2

1yq 0.014 -0.276 -0.875 0.033 m/s2

2q -2.399 4.580 2.046 -0.589 rad/s2

3q -3.492 3.644 5.143 -1.687 rad/s2

4q 2.117 1.604 2.513 0.829 rad/s2



dan gaya fase terminal swing dengan terminal stance terdapat dalam gambar 5.11.


commit to user

V-18


dan terminal swing








berjalan bidang dengan kemiringan 150. Hal ini ditunjukkan dengan komparasi

nilai torsi pada bagian ankle cukup stabil pada fase terminal stance dan terminal

swing. Nilai kecepatan dan sudut yang terbentuk antara kedua kaki menunjukkan

nilai yang relatif sama, sehingga apabila dikomparasikan menghasilkan nilai torsi

yaitu sebesar 0.958 Nm pada kaki prosthetic fase terminal stance dan 0.940 Nm

pada kaki normal fase terminal swing. Begitu pula kondisi ankle kaki prosthetic

pada fase terminal swing yang mempunyai gerakan yang sama dengan ankle kaki

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2

1.4


To

rsi (N

m)


Kaki prosthetic


-50

0

50

100

150

200


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


-20

0

20

40

60

80

100

120

140


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000


Ga

ya

(N

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-19

normal pada fase terminal stance menghasilkan nilai torsi yaitu 1.029 Nm pada

kaki prosthetic dan 1.051 Nm pada kaki normal.

Kondisi knee fase terminal stance pada kaki prosthetic menghasilkan nilai

torsi lebih rendah daripada nilai torsi pada kaki normal fase terminal swing. Pada

tabel 5.4 yang menunjukkan hasil pengukuran kecepatan dan sudut kaki yang

pada knee kaki normal lebih besar dari kaki prosthetic. Dari variabel tersebut

dihasilkan nilai torsi pada knee kaki prosthetic fase terminal stance sebesar 7.951

Nm dan kaki normal fase terminal swing sebesar 54.366 Nm. Terlihat dalam

gambar 5.10, knee pada kaki normal pada fase terminal stance dalam keadaan

flexion begitu juga pada kaki prosthetic fase terminal swing. Sudut yang terbentuk

dalam gerakan knee (q3) kaki normal pada fase terminal stance lebih besar dari

sudut knee (q3) kaki prosthetic pada terminal swing. Namun kecepatan dan

percepatan kaki prosthetic pada terminal swing mampu mengimbangi kecepatan

bergerak kaki normal, sehingga selisih nilai torsi pada knee tidak terlampau besar

yaitu 51.225 Nm pada kaki prosthetic fase initial contact dan 55.219 Nm pada

kaki normal fase terminal stance.

Berdasarkan grafik pada gambar 5.11, komparasi nilai torsi pada hip kaki

prosthetic fase terminal stance dan kaki normal fase terminal swing menghasilkan

nilai masing-masing 85.202 Nm dan 125.864 Nm. Sedangkan pada kaki

prosthetic fase terminal swing dan kaki normal fase terminal stance mempunyai

range yang cukup besar yaitu masing-masing 45.225 Nm dan 82.524 Nm.

Pada fase terminal stance kaki normal mempunyai variabel kecepatan ( 4q ) dan

percepatan ( 4q ) pada hip joint yang lebih besar dari kaki prosthetic fase terminal

swing. Hal ini dikarenakan amputee dalam memposisikan kaki saat mengayun

pada fase sebelumnya lebih membebankan pada kaki normal. Sama halnya dengan

kaki normal fase terminal swing yang mempunyai variabel kecepatan ( 4q ) dan

percepatan ( 4q ) yang lebih tinggi dari kaki prosthetic fase terminal stance.



kecepatan pada ankle ( xq1 dan yq1

), percepatan pada ankle ( xq1 dan yq1

) dan



commit to user

V-20

pada fase terminal stance dan kaki normal fase terminal swing menunjukkan nilai

gaya yang hampir sama bila dibandingkan dengan kaki prosthetic yaitu sebesar

655.357 N, sedangkan pada normal kaki 640.326 N. Begitu pula yang terjadi pada

komparasi nilai gaya kaki prosthetic fase terminal swing dan kaki normal fase

terminal stance. Nilai gaya pada kaki prosthetic sedikit lebih kecil yaitu 603.222

N dan pada kaki normal sebesar 671.539 N. Saat kaki melangkah kaki normal

cenderung mempunyai lebar langkah yang lebih kecil jika dibandingkan dengan

kaki prosthetic. Pada tabel 5.4 terlihat nilai perpindahan linear pada kaki normal

yang lebih kecil dari kaki prosthetic ketika melakukan pola gerakan yang sama.

Langkah pada kaki prosthetic dibantu dengan adanya mekanisme penyimpanan

energi pada prosthetic, tekanan dari shank prosthetic menyebabkan kaki

melakukan extension lebih cepat. Hal ini yang menyebabkan gaya yang

dibutuhkan kaki normal lebih besar dari gaya yang dibutuhkan kaki prosthetic.


dan terminal stance

Nilai external work yang terjadi pada kaki prosthetic pada fase terminal

stance sebesar 511.119 J dan kaki normal fase terminal swing sebesar 463. 322 J.


swing sebesar 488.184 J dan kaki normal fase terminal stance sebesar 604.717 J.

Pada kedua komparasi nilai tersebut menunjukkan range perbedaan yang tidak

terlampau jauh antara kaki normal dengan kaki prosthetic. Hal ini terlihat dari

keempat komponen external work yaitu torsi pada ankle, torsi pada knee, torsi

pada hip dan nilai gaya saat berjalan yang menunjukkan nilai komponen yang

lebih besar pada kaki normal. Dengan hasil yang demikian dapat dikatakan bahwa

saat berada dalam fase terminal stance dan terminal swing kaki prosthetic telah

0

100

200

300

400

500

600

700

800

900


Exte

rnal

wor

k (J

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-21

mampu menyesuaikan pola gerakan dengan kaki normal. Namun demikian,

amputee belum sepenuhnya berani membebankan tubuhnya pada kaki prosthetic

sehingga terlihat adanya range nilai external work pada kaki prosthetic yang lebih

rendah dari kaki normal.

6.2.2 Turun Permukaan Bidang Miring

Pada aktifitas berjalan turun permukaan bidang miring, terdapat delapan

fase gerakan berjalan. Analisis kemampuan prosthetic pada gerakan berjalan

menaiki bidang miring dilakukan dengan membandingkan gerakan kaki antar fase

berbeda yang menunjukkan karakteristik gerakan yang sama, sebagai berikut:

1. Fase 1: Initial Contact dengan Fase 4: Terminal stance

Fase gerakan yang pertama dari cycle gait diawali dari fase berdiri, yaitu

initial contact. Saat turun permukaan bidang miring, kaki prosthetic berada dalam

kondisi plantarflexion menuju posisi flat untuk menyesuaikan dengan medan

berjalan, sedangkan kaki normal berada dalam posisi slight plantar flexion untuk

memulai fase berdiri. Fase terminal stance mempunyai karakteristik gerakan kaki

yang berkebalikan dengan fase initial contact, dimana kaki normal dalam kondisi

plantarflexion dan dalam posisi flat dengan medan berjalan sedangkan kaki

prosthetic dalam kondisi slight plantar flexion.

(a) (b)

Gambar 5.13 Gerakan kaki (a) fase initial contact (b) Fase terminal stance


sama. Posisi knee kaki prosthetic pada fase initial contact, dalam posisi extension


commit to user

V-22

(memanjang) sedangkan kaki normal dalam posisi flexion (menekuk), begitu pula

dengan kondisi kaki pada fase terminal stance. Variabel pengukuran pada fase

initial contact (fase 1) dan fase terminal stance (fase 4), terdapat dalam tabel 5.5.

Tabel 5.5

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase initial contact

dan terminal stance

Variabel

Fase 1 Fase 4

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.541 0.279 0.279 0.559 rad

q1x 0.069 0.024 0.067 0.055 m

q1y 0.054 0.071 0.084 0.048 m

q2 0.925 1.588 1.536 1.187 rad

q3 1.780 1.606 1.536 1.606 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad

q 0.708 0.149 0.124 0.466 rad/s

1yq -0.003 -0.0097 -0.001 -0.0079 m/s

1xq 0.013 -0.0025 -0.029 0.0514 m/s

2q 0.115 0.056 0.078 0.147 rad/s

3q 0.068 0.111 0.132 0.063 rad/s

4q 0.143 0.011 0.017 0.072 rad/s

q 0.755 1.370 1.558 0.932 rad/s2

1xq -0.015 -0.2275 -0.783 -0.0168 m/s2

1yq 0.302 -0.0588 -0.151 0.1097 m/s2

2q 0.498 1.170 2.310 0.862 rad/s2

3q 0.360 0.782 1.076 0.459 rad/s2

4q 1.677 6.341 3.247 0.583 rad/s2



dan gaya fase initial contact dan terminal stance,terdapat dalam gambar 5.14.


dan terminal stance

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2


To

rsi (N

m)


Kaki prosthetic


0

5

10

15

20

25

30

35


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-23


dan terminal stance (lanjutan)




sudut yang terbentuk di foot (q), shank (q2), thigh (q3) dan upper body (q4). Pada

gambar 5.14 dapat dilihat komparasi nilai torsi pada ankle yang hampir sama. Hal

ini terlihat dari karakteristik dan pola gerakan dalam kedua fase berjalan yang

hampir serupa (gambar 5.13) dimana menghasilkan nilai variabel yang tidak jauh

berbeda. Nilai torsi pada ankle kaki prosthetic fase initial contact sebesar 0.983

Nm dan pada kaki normal fase terminal stance sebesar 0.949 Nm. Pada komparasi

gerakan kedua, nilai torsi pada ankle kaki prosthetic fase terminal stance sebesar

0.921 Nm dan pada kaki normal fase initial contact sebesar 0.952 Nm. Hal ini

menunjukkan bahwa prosthetic terutama dalam komponen ankle joint, mampu

mengakomodasi gerakan berjalan yang serupa dengan kaki normal dalam fase

initial contact dan terminal stance.

Pada gambar 5.13, posisi knee kaki prosthetic pada fase initial contact,

dalam posisi extension (memanjang) sedangkan kaki normal dalam posisi flexion

(menekuk). Begitu pula dengan kondisi kaki pada fase terminal stance, knee kaki

prosthetic dalam posisi flexion (menekuk) sedangkan knee kaki normal pada fase

initial contact, dalam posisi extension (memanjang). Komparasi nilai torsi pada

knee dalam gambar 5.14 menunjukkan hasil nilai torsi pada knee kaki prosthetic

tidak jauh berbeda dari nilai torsi pada knee kaki normal. Pada komparasi nilai

kaki prosthetic fase initial contact dengan kaki normal fase terminal stance

0

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

100

200

300

400

500

600

700

800


Ga

ya

(N

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-24

menghasilkan nilai torsi sebesar 16.863 Nm pada kaki prosthetic dan sebesar

19.15 Nm pada kaki normal. Dari hasil ini terlihat bahwa knee kaki prosthetic

mampu mengimbangi gerakan kaki normal dalam gerakan pada fase initial

contact. Sedangkan pada komparasi kaki prosthetic fase terminal stance dengan

kaki normal fase initial contact menghasilkan nilai torsi sebesar 18.155 Nm pada

kaki prosthetic dan sebesar 21.27 Nm pada kaki normal. Hasil pada komparasi ini

juga mengahsilkan nilai torsi pada knee yang tidak terlampau jauh. Nilai torsi

pada knee kaki normal sedikit lebih tinggi dikarenakan dalam menyesuaikan

dengan gerakan pada kaki prosthetic pada fase initial contact, knee kaki normal

menekuk dengan sudut yang lebih besar daripada pada kaki prosthetic. Hal ini

dilakukan karena amputee belum berani menumpukan beban yang terlalu besar

pada kaki prosthetic.

Besarnya komparasi nilai torsi pada hip juga menunjukkan hasil yang tidak

berbeda jauh. Nilai torsi pada kaki prosthetic fase initial contact sebesar 17.622

Nm dan pada kaki normal fase terminal stance sebesar 19.864 Nm. Posisi tubuh

yang terbentuk pada kedua kaki dalam gambar 5.13 tampak sama, sehingga

gerakan kaki yang terbentuk pun hampir sama. Hal ini juga terlihat dari variabel

pengukuran yang terbentuk dalam kedua kaki. Begitu pula yang terjadi saat kaki

prosthetic dalam fase terminal stance dibandingkan dengan kaki normal pada fase

initial contact. Nilai torsi hip pada kaki prosthetic fase terminal stance sebesar

23.386 Nm dan pada kaki normal fase initial contact sebesar 18.917 Nm.





dan yq1

) dan

perpindahan linear posisi ankle (q1x dan q1y). Pada gerakan yang sama antara kaki

prosthetic dalam fase terminal stance dibandingkan dengan kaki normal pada fase

initial contact, nilai gaya tidak jauh berbeda yaitu sebesar 588.679 N pada kaki

prosthetic dan 623.413 N pada kaki normal. Kondisi yang sama juga terjadi dalam

komparasi antara kaki prosthetic dalam fase terminal stance dibandingkan dengan

kaki normal pada fase initial contact. Nilai gaya pada kaki prosthetic fase

terminal stance sebesar 629.75 N dan pada kaki normal fase initial contact

sebesar 638.741 N. Pada tabel 5.5 terlihat dalam kedua komparasi mempunyai


commit to user

V-25

gerakan yang serupa dilihat dari besarnya perpindahan linear yang terjadi dalam

kedua komparasi gerakan. Hal inilah yang mengindikasikan perbedaan besar gaya

yang digunakan untuk menggerakkan kaki pada fase initial contact dengan fase

terminal stance yang tidak jauh berbeda.


dan terminal stance


pada bagian segmen tubuh amputee. Nilai external work yang terjadi pada kaki

prosthetic pada fase initial contact sebesar 490.827 J dan kaki normal fase

terminal stance sebesar 510.953 J. Sedangkan komparasi nilai external work

antara kaki prosthetic fase terminal stance sebesar 575.605 J dan kaki normal fase

initial contact sebesar 559.233 J. Komponen gaya dan torsi pada segmen tubuh

saat bergerak menjadi penyusun nilai external work yang dihasilkan amputee saat

menuruni bidang miring. Pada fase initial contact dan terminal stance nilai torsi

pada ankle, knee dan hip serta nilai gaya menunjukkan hasil yang cukup stabil

apabila dibandingkan dengan kaki normal pada gerakan yang sama. Berdasarkan

hasil tersebut komparasi nilai external work yang muncul pada kaki prosthetic

menghasilkan nilai yang tidak jauh berbeda apabila dibandingkan dengan kaki

normal. Hal ini menunjukkan bahwa prosthetic telah berkinerja baik pada fase

initial contact dan loading reponse saat menuruni bidang miring.

2. Fase 2: Loading response dengan Fase 5: Pre Swing

Pada fase loading response kondisi kaki tidak jauh berbeda dengan kondisi

pada fase initial contact. Perbedaan dengan fase initial contact, pada fase ini

terjadi sedikit pergerakan maju dimana kaki prosthetic melakukan kontak

0

100

200

300

400

500

600

700


Titl

e


Kaki prosthetic



commit to user

V-26

sepenuhnya dengan medan berjalan pada bidang miring. Sedangkan pada kaki

normal kaki melakukan plantarflexion lanjutan sehingga tumpuan kaki berada

pada kaki bagian depan atau toe. Sebaliknya, pada fase pre swing kaki normal

melakukan kontak sepenuhnya dengan medan berjalan pada bidang miring dan

kaki prosthetic bergerak plantarflexion. Komparasi nilai dilakukan pada kedua

fase gerakan berjalan ini karena kedua fase ini memiliki karakteristik gerakan

yang sama hanya berkebalikan antara kaki normal dengan kaki prosthetic.

(a) (b)

Gambar 5.16 Gerakan kaki (a) Fase loading response (b) Fase pre swing


sama. Saat kaki prosthetic pada fase loading response dalan kondisi extension,

kaki normal pada fase pre swing juga berada dalam gerakan yang sama. Begitu

pula ketika kaki normal dalam fase loading response dalam kondisi flexion, kaki

prosthetic dalam fase pre swing melakukan gerakan yang sama. Variabel yang

terbentuk dari fase loading response (fase 2) dan fase pre swing (fase 5), terdapat

dalam tabel 5.6.

Tabel 5.6

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase loading response

dan pre swing

Variabel

Fase 2 Fase 5

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.733 0.279 0.279 0.733 rad

q1x 0.072 0.000 0.000 0.046 m

q1y 0.018 0.000 0.000 0.029 m

q2 1.012 1.571 1.571 1.030 rad


commit to user

V-27

Lanjutan tabel 5.6

q3 1.728 1.571 1.571 1.745 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad

q -0.643 -0.214 -0.895 -0.438 rad/s

1yq 0.011 0.0166 0.008 0.0333 m/s

1xq 0.082 -0.0038 -0.006 0.0346 m/s

2q -0.126 0.087 0.098 -0.143 rad/s

3q -0.074 0.149 0.096 -0.054 rad/s

4q -0.025 0.180 0.152 -0.088 rad/s

q -6.719 -2.544 -3.541 -1.053 rad/s2

1xq 0.134 0.1481 0.283 0.0846 m/s2

1yq 0.100 -0.0344 -0.023 0.0879 m/s2

2q -3.787 0.147 0.399 -0.455 rad/s2

3q -1.143 1.440 2.533 -0.389 rad/s2

4q -0.511 2.370 1.330 -1.522 rad/s2



dan gaya antara fase loading response dan fase pre swing, terdapat dalam

gambar 5.17.


dan pre swing

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2


To

rsi (N

m)


Kaki prosthetic


0

5

10

15

20

25

30

35


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

100

200

300

400

500

600

700

800


Ga

ya

(N

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-28




sudut yang terbentuk di foot (q), shank (q2), thigh (q3) dan upper body (q4). Sama

halnya pada aktifitas menaiki bidang miring, saat amputee melakukan aktifitas

menuruni bidang miring kondisi kaki pada fase loading response cenderung sama

dengan fase sebelumnya (fase initial contact). Begitu pula pada fase pre swing,

kaki menunjukkan pola gerakan yang hampir sama dengan fase terminal stance.

Pada fase lanjutan ini hanya terjadi pergerakan maju dari bagian tumit kaki

normal fase loading response dan kaki prosthetic fase pre swing. Selain itu

terjadi pula tekanan pada telapak kaki prosthetic fase loading response dan kaki

normal fase pre swing sehingga kaki melakukan kontak sepenuhnya dengan media

berjalan.

Komparasi nilai torsi pada ankle kaki prosthetic fase loading response

dengan kaki normal fase pre swing yang melakukan gerakan yang sama

menghasilkan nilai torsi masing-masing 1.077 Nm pada kaki prosthetic dan 1.089

Nm pada kaki normal. Sedangkan, nilai komparasi torsi pada ankle kaki prosthetic

fase pre swing dengan kaki normal pada fase loading response menunjukkan hasil

0.835 Nm pada kaki prosthetic dan 0.895 Nm pada kaki normal. Dari gambar 5.17

terlihat bahwa dalam dua komparasi gerakan yang sama tersebut, menghasilkan

nilai torsi pada ankle yang tidak jauh berbeda.

Pada bagian knee kaki prosthetic pada fase loading response menghasilkan

nilai torsi 12.737 Nm sedangkan pada kaki normal fase pre swing menghasilakan

nilai torsi 13.44 Nm. Dilihat dari variabel yang terbentuk dalam kedua gerakan

kaki pada tabel 5.6, menunjukkan hasil yang hampir sama sehingga nilai torsi

yang dihasilkan pada kedua kaki tidak berbeda jauh. Sedangkan saat kaki

prosthetic pada fase pre swing dibandingkan dengan kaki normal pada fase

loading response nilai torsi pada knee masing-masing sebesar 16.606 Nm pada

kaki prosthetic dan 19.149 Nm pada kaki normal. Perbedaan nilai torsi dalam

kedua kaki ini tidak terlalu besar. Berdasarkan gambar 5.16 terlihat pada fase pre

swing, knee kaki normal dalam posisi extension dimana beban tubuh mulai

berpindah pada kaki normal. Sedangkan saat pada fase loading response tumpuan


commit to user

V-29

yang seharusnya sudah mulai berpindah pada kaki prosthetic, masih terlihat

ditahan oleh kaki normal, sehingga pada kaki prosthetic masih sedikit terlihat

menekuk. Hal inilah yang menyebabkan nilai torsi pada knee kaki prosthetic jauh

lebih kecil daripada nilai knee pada kaki normal.

Komparasi nilai torsi pada hip kaki prosthetic fase loading response

sebesar 12.414 Nm dan pada kaki normal fase pre swing sebesar 6.217 Nm. Hal

ini terjadi karena variabel kecepatan dan percepatan pada hip kaki prosthetic jauh

lebih tinggi dari hip pada kaki normal. Sedangkan nilai torsi pada hip kaki

prosthetic fase pre swing sebesar 4.076 Nm dan pada kaki normal fase loading

response sebesar 18.54 Nm. Apabila dilihat dalam tabel 5.6 variabel kecepatan

dan percepatan pada hip kaki normal fase loading response lebih besar, sehingga

nilai torsi pada hip kaki normal fase loading response lebih besar dari kaki

prosthetic dalam fase pre swing.





dan yq1

) dan


pada fase loading response dan kaki normal fase pre swing menunjukkan nilai

gaya yang lebih tinggi pada kaki normal yaitu sebesar 609.901 N, sedangkan pada

kaki prosthetic 400.775 N. Pada tabel 5.6 terlihat nilai percepatan dan kecepatan

pada ankle kaki normal fase pre swing lebih besar dari kaki prosthetic. Hal ini

dilakukan untuk memposisikan kaki normal lebih cepat dalam menjaga kestabilan

kaki pada fase pre swing. Sedangkan nilai gaya yang dikomparasikan antara kaki

prosthetic fase pre swing dengan kaki normal fase loading response menghasilkan

nilai yang hampir sama yaitu 615.671 N pada kaki prosthetic dan 617.063 N pada

kaki normal.


commit to user

V-30


dan pre swing


pada bagian segmen tubuh amputee. Komponen gaya merupakan variabel yang

memberikan input besar bagi nilai external work yang dihasilkan tubuh amputee

ketika berjalan. Sehingga pola yang muncul dalam komparasi nilai gaya hampir

sama dengan komparasi nilai external work. Nilai external work yang terjadi pada

kaki prosthetic pada fase loading reponse sebesar 360.082 J dan kaki normal fase

pre swing sebesar 548.555 J. Sedangkan komparasi nilai external work antara kaki

prosthetic fase pre swing sebesar 539.72 J dan kaki normal fase loading response

sebesar 547.226 J.

3. Fase 3: Mid Stance dengan Fase 7: Mid Swing

Fase mid stance mempunyai pola gerakan yang sama dengan fase mid

swing. Pada fase mid stance kaki normal mengayun sedangkan kaki prosthetic

berdiri menahan berat tubuh. Gambar 5.19 di bawah ini terlihat bahwa kaki

normal melakukan gerakan maju dengan mengayunkan kaki ke depan. Dengan

karakteristik gerakan yang sama pada fase mid swing kaki normal menahan tubuh

saat kaki prosthetic dalam kondisi mengayunkan kaki ke depan.

0

100

200

300

400

500

600

700

Fase 1 Fase 2 Fase 3 Fase 4 Fase 5 Fase 7 Fase 8Ti

tle


Kaki prosthetic



commit to user

V-31

(a) (b)

Gambar 5.19 Gerakan kaki (a) Fase mid stance (b) Fase mid swing

Pada gambar 5.19 terlihat kedua fase tersebut memiliki karakteristik

gerakan yang sama. Perbedaan terlihat dari posisi kaki normal dalam fase mid

stance, knee dalam posisi memanjang untuk mengayunkan kaki dan meraih

landasan bidang berjalan sedangkan kaki prosthetic yang ada dalam fase mid

swing mendorong kaki ke depan dengan melakukan extension. Variabel yang

terbentuk dari fase mid stance (fase 3) dan fase mid swing (fase 7), terdapat

dalam tabel 5.7.

Tabel 5.7

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase mid stance

dan mid swing

Variabel

Fase 3 Fase 7

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.349 0.279 0.279 0.209 rad

q1x 0.472 0.000 0.000 0.477 m

q1y 0.151 0.000 0.000 0.224 m

q2 1.676 1.501 1.292 1.728 rad

q3 1.710 1.501 1.623 1. 728 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad

q -7.922 0.322 0.193 -6.179 rad/s

1yq 0.263 -0.0310 -0.036 0.480 m/s

1xq -0.267 -0.0003 -0.037 -0.3368 m/s

2q 0.441 -0.143 -0.432 1.447 rad/s

3q -0.054 0.269 0.109 -0.139 rad/s

4q 0.025 0.191 1.989 0.024 rad/s

q -1.159 3.551 4.678 -5.561 rad/s2


commit to user

V-32

Lanjutan tabel 5.7

1xq -0.646 -0.2370 -0.206 0.4295 m/s2

1yq -3.634 -0.0020 0.003 -3.0089 m/s2

2q 0.743 -0.780 -4.541 1.318 rad/s2

3q -0.155 1.586 4.392 -0.975 rad/s2

4q 0.018 2.334 0.457 0.063 rad/s2



dan gaya antara fase mid stance dan mid swing terdapat dalam gambar 5.20.


dan mid swing





Berdasarkan grafik pada gambar 5.20 nilai torsi pada ankle kaki prosthetic fase

mid stance dengan kaki normal fase mid swing menunjukkan nilai torsi yang

hampir sama. Apabila dilihat dari variabel pengukuran pada ankle (q, q dan q ),

0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2


To

rsi (N

m)


Kaki prosthetic


0

5

10

15

20

25

30

35


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

100

200

300

400

500

600

700

800


Ga

ya

(N

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-33

kedua komparasi tersebut menghasilkan nilai variabel yang tidak jauh berbeda.

Nilai torsi pada ankle kaki prosthetic sebesar 1.01 Nm dan nilai ankle kaki normal

sebesar 1.015 Nm. Gerakan ankle pada kedua kaki berada dalam posisi

dorsiflexion menyesuaikan dengan kemiringan bidang. Fleksibilitas pada bagian

ankle menyebabkan adanya kestabilan yang cukup pada bagian ankle dalam

memberikan mobilitas gerakan kaki amputee. Saat posisi kaki mengayun yaitu

kaki prosthetic pada fase mid swing dan kaki normal dalam fase mid stance,

terjadi ketidakstabilan. Nilai torsi pada ankle kaki prosthetic fase mid swing

sebesar 1.002 Nm dan pada ankle kaki normal fase mid stance sebesar 0.687 Nm.

Perbedaan ini terlihat dari gerakan berjalan amputee pada gambar 5.19. Pada

gambar tersebut nampak kaki prosthetic mengayun dengan ankle dalam posisi

normal. Variabel kecepatan dan percepatan ( q dan q ) pada ankle kaki prosthetic

lebih besar dari ankle pada kaki normal dikarenakan ankle kaki prosthetic

terdorong oleh ayunan yang cepat dari bagian shank. Sedangkan kaki normal

bergerak plantarflexion, bersiap untuk bergerak mencapai landasan berjalan

dengan kemiringan 150, sehingga nilai torsi pada ankle kaki prosthetic pada fase

mid swing lebih besar dari nilai ankle pada kaki normal dalam fase mid stance.

Knee kaki prosthetic pada fase mid stance dalam gambar 5.19 terlihat

dalam posisi extension sedangkan pada kaki normal knee terlihat dalam posisi

sidikit menekuk untuk menahan gerakan pada kaki prosthetic. Sudut yang

terbentuk pada knee (q3) kaki normal lebih tinggi dari sudut yang terbentuk dalam

knee kaki prosthetic. Perbedaan ini menyebabkan nilai torsi pada knee kaki

normal pada fase mid swing akan menghasilkan nilai yang lebih tinggi yaitu

sebesar 32.683 Nm jika dibandingkan dengan torsi pada ankle kaki prosthetic

dalam fase mid stance sebesar 20.678 Nm. Sedangkan komparasi nilai kaki

prosthetic dalam fase mid swing dengan kaki normal pada fase mid stance

menunjukan hasil 24.368 Nm pada kaki prosthetic dan 23.552 Nm pada kaki

normal. Berdasarkan gambar 5.19 nampak kedua kaki yang mengayun

mempunyai pola gerakan yang berbeda. Perbedaan ini terlihat dari ayunan kaki

prosthetic yang lebih tinggi daripada ayunan pada kaki normal. Meskipun sudut

yang terbentuk pada kaki prosthetic lebih besar dari sudut pada kaki normal,

namun nilai kecepatan dan percepatan kaki normal lebih tinggi jika dibandingkan


commit to user

V-34

dengan kaki prosthetic. Gerakan inilah yang menyebabkan torsi pada knee kaki

normal tidak berbeda jauh dengan kaki prosthetic.

Nilai torsi pada hip kaki prosthetic fase mid stance sebesar 45.705 Nm,

sedangkan nilai torsi pada kaki normal fase mid swing sebesar 19.701 Nm.

Pada komparasi ini terlihat adanya perbedaan nilai torsi pada bagian hip. Variabel

kecepatan ( 4q ) dan percepatan ( 4q ) yang terdapat pada kaki prosthetic fase mid

stance jauh lebih besar daripada kecepatan dan percepatan pada kaki normal fase

mid swing. Hal inilah yang menyebabkan komparasi nilai torsi pada hip dalam

kedua gerakan berjalan ini menjadi cukup besar. Sedangkan pada kaki prosthetic

fase mid swing dan kaki normal fase mid stance komparasi nilai torsi keduanya

tidak terlampau jauh yaitu masing-masing 20.074 Nm dan 21.843 Nm. Kaki

prosthetic fase mid swing dan kaki normal fase mid stance yang mempunyai

variabel kecepatan ( 4q ) dan percepatan ( 4q ) yang hampir serupa, sehingga nilai

torsi pada hip tidak terlampau jauh berbeda.





dan yq1

) dan

perpindahan linear posisi ankle (q1x dan q1y). Pada gambar 5.17 terlihat bahwa

gerakan kaki normal pada fase mid swing dengan bagian knee yang menekuk akan

membutuhkan gaya yang lebih besar dari kaki prosthetic fase mid stance yang

dalam posisi extension (lurus). Hal ini terbukti dari gaya yang dibutuhkan kaki

normal pada fase mid swing lebih besar daripada gaya yang dibutuhkan kaki

prosthetic dalam fase mid stance. Gaya yang dibutuhkan untuk menahan tubuh

ketika kaki yang lainnya melayang sebesar 553.456 N pada kaki prosthetic dan

750.511 N pada kaki normal. Pada posisi mengayun gaya yang dibutuhkan kaki

normal dalam fase mid stance sebesar 383.974 N dan kaki prosthetic dalam fase

mid swing sebesar 718.047 N. Nilai gaya yang dibutuhkan kaki prosthetic ketika

mengayun jauh lebih besar dari nilai gaya yang dibutuhkan kaki normal. Hal ini

dikarenakan sulitnya amputee untuk mengayun sekaligus memposisikan kaki saat

menuruni bidang miring dengan sudut kemiringan 150.


commit to user

V-35


dan mid swing


pada bagian segmen tubuh amputee. Pada gambar 5.21 komparasi nilai external

work yang terjadi pada kaki prosthetic pada fase mid stance sebesar 500.876 J dan

kaki normal fase mid swing sebesar 629.199 J. Sedangkan komparasi nilai

external work antara kaki prosthetic fase mid swing sebesar 571.148 J dan kaki

normal fase mid stance sebesar 410.625 J. Nilai external work dalam kedua

komparasi gerakan tersebut menunjukkan hasil bahwa terdapat perbedaan yang

cukup signifikan. Hal ini terlihat dari keempat komponen external work yaitu torsi

pada ankle, torsi pada knee, torsi pada hip dan nilai gaya saat berjalan. Saat kaki

menahan tubuh ketika kaki lainnya melakukan ayunan nilai external work kaki

prosthetic jauh lebih rendah, sedangkan ketika kaki prosthetic mengayun nilai

external work pada kaki prosthetic tersebut akan menghasilkan nilai yang lebih

tinggi. Fase mid stance dan mid swing merupakan dua fase dimana salah satu kaki

mengayun dan kaki lainnya menahan berat tubuh ketika berjalan. Dari hasil

perhitungan ini diketahui bahwa saat mengayun kaki prosthetic membutuhkan

gaya yang besar walaupun sudah ada mekanisme penyimpanan energi dalam knee

prosthetic. Hal ini terjadi karena amputee masih cukup sulit untuk memposisikan

kaki terhadap bidang dengan kemiringan 150. Sedangkan ketika kaki prosthetic

menahan beban, nilai external work pada kaki prosthetic akan lebih kecil dari kaki

normal. Kondisi ini mengindikasi bahwa amputee belum sepenuhnya berani

mebebankan tubuh pada kaki prosthetic.

0

100

200

300

400

500

600

700

Fase 1 Fase 2 Fase 3 Fase 4 Fase 5 Fase 7 Fase 8Ti

tle


Kaki prosthetic



commit to user

V-36

4. Fase 4: Terminal Stance dengan Fase 8: Terminal Swing

Fase terminal stance merupakan waktu dimana tumit kaki prosthetic mulai

terangkat dari landasan dan bersiap untuk fase swing dalam gait cycle, sedangkan

kaki normal telah mencapai landasan dari kondisi swing pada fase sebelumnya.

Sebaliknya pada fase terminal swing, kaki normal dalam kondisi plantarflexion

atau tumit terangkat dari landasan, sedangkan kaki prosthetic telah mencapai

landasan dari kondisi swing pada fase sebelumnya.

(a) (b)

Gambar 5.22 Gerakan kaki (a) Fase terminal stance (b) Fase terminal swing


sama. Posisi kaki prosthetic dalam fase terminal stance, knee dalam posisi flexion

(menekuk) sama dengan kondisi kaki prosthetic yang ada dalam fase terminal

swing. Variabel yang terbentuk dari fase terminal stance (fase 4) dan fase terminal

swing (fase 8), terdapat dalam tabel 5.8.

Tabel 5.8

Variabel pengukuran gerakan kaki saat fase terminal stance

dan terminal swing

Variabel

Fase 4 Fase 8

Satuan Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

Kaki

normal

Kaki

Prosthetic

q 0.279 0.559 0.541 0.279 rad

q1x 0.067 0.055 0.069 0.024 m

q1y 0.084 0.048 0.054 0.071 m

q2 1.536 1.187 0.960 1.588 rad

q3 1.536 1.606 1.676 1.571 rad

q4 1.571 1.571 1.571 1.571 rad


commit to user

V-37

Lanjutan tabel 5.8 q 0.524 0.466 0.454 0.867 rad/s

1yq -0.016 -0.0079 -0.008 -0.0486 m/s

1xq -0.029 0.0514 0.045 -0.0610 m/s

2q 0.278 0.147 0.392 0.277 rad/s

3q 0.132 -0.063 -0.123 0.076 rad/s

4q 0.117 -0.072 -0.333 0.105 rad/s

q 5.758 0.932 0.473 4.439 rad/s2

1xq -0.783 -0.0168 -0.058 -0.2127 m/s2

1yq -0.151 0.1097 0.320 0.2666 m/s2

2q 2.310 0.862 1.035 1.543 rad/s2

3q 1.376 -0.459 -2.240 1.076 rad/s2

4q 0.347 -0.583 -0.937 -0.852 rad/s2



dan gaya fase terminal swing dengan terminal stance terdapat dalam gambar 5.23.


dan terminal swing



0.0

0.2

0.4

0.6

0.8

1.0

1.2


To

rsi (N

m)


Kaki prosthetic


0

5

10

15

20

25

30

35


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


05

101520253035404550


To

rsi (

Nm

)


Kaki prosthetic


0

200

400

600

800

1000

1200


Ga

ya

(N

)


Kaki prosthetic



commit to user

V-38

body (4q ), percepatan di foot ( q ), shank (

2q ), thigh ( 3q ), upper body (4q ) dan





berjalan. Hal ini ditunjukkan dengan komparasi nilai torsi pada bagian ankle

cukup stabil pada fase terminal stance dan terminal swing. Nilai kecepatan dan

sudut yang terbentuk antara kedua kaki menunjukkan nilai yang relatif sama,

sehingga apabila dikomparasikan menghasilkan nilai torsi yaitu sebesar 0.921 Nm

pada kaki prosthetic fase terminal stance dan 0.907 Nm pada kaki normal fase

terminal swing. Begitu pula kondisi ankle kaki prosthetic pada fase terminal

swing yang mempunyai gerakan yang sama dengan ankle kaki normal pada fase

terminal stance menghasilkan nilai torsi yaitu 1.002 Nm pada kaki prosthetic dan

0.949 Nm pada kaki normal.

Nilai torsi pada knee kaki prosthetic fase terminal stance sebesar 18.155

Nm dan kaki normal fase terminal swing sebesar 10.405 Nm. Nilai torsi pada knee

kaki prosthetic fase terminal stance lebih besar dari nilai knee kaki normal

dikarenakan variabel kecepatan dan percepatan pada kaki prosthetic yang jauh

lebih besar daripada kaki normal dalam fase terminal swing. Pada gambar 5.22

terlihat pola gerakan kaki yang serupa, namun kecepatan dan percepatan pada

kaki prosthetic yang jauh lebih besar daripada kaki normal sehingga nilai torsi

pada knee kaki prosthetic akan menghasilkan nilai yang lebih besar. Sedangkan

nilai komparasi pada knee kaki kaki prosthetic fase terminal swing sebesar 12.422

Nm dan pada kaki normal fase terminal stance sebesar 19.15 Nm. Dalam tabel 5.8

menunjukkan hasil pengukuran kecepatan dan percepatan kaki normal fase

terminal stance lebih besar dari kaki prosthetic fase terminal swing, sehingga

hasil pengukuran torsi pada knee kaki normal akan lebih besar.

Berdasarkan grafik pada gambar 5.23, terlihat komparasi nilai torsi pada

hip kaki prosthetic fase terminal stance dan kaki normal fase terminal swing

mempunyai range yang cukup besar yaitu masing-masing 23.386 Nm dan 7.141

Nm. Sedangkan pada kaki prosthetic fase terminal swing dan kaki normal fase

terminal stance hampir sama yaitu masing-masing 14.523 Nm dan 19.864 Nm.


commit to user

V-39

Pada fase terminal stance kaki prosthetic mempunyai variabel kecepatan (4q ) dan

percepatan ( 4q ) pada hip joint yang lebih besar dari kaki normal fase terminal

swing. Berbeda dengan kaki prosthetic fase terminal stance dan kaki normal fase

terminal swing yang mempunyai variabel kecepatan ( 4q ) dan percepatan ( 4q )

yang hampir sama, selain itu pola gerakan yang terbentuk pun hampir sama dalam

kedua fase (gambar 5.22).





dan yq1

) dan


pada fase terminal stance dan kaki normal fase terminal swing menunjukkan nilai

gaya yang hampir sama bila dibandingkan dengan kaki prosthetic yaitu sebesar

629.750 N, sedangkan pada kaki normal 627.678 N. Begitu pula yang terjadi pada

komparasi nilai gaya kaki prosthetic fase terminal swing dan kaki normal fase

terminal stance. Nilai gaya pada keduanya hampir sama dilihat dari hasil

pengukuran variabel saat berjalan menuruni bidang miring. Nilai gaya pada kaki

prosthetic sedikit lebih kecil yaitu 599.350 N dan pada kaki normal sebesar

623.413 N.


dan terminal swing

Nilai external work yang terjadi pada kaki prosthetic pada fase terminal

stance sebesar 575.547 J dan kaki normal fase terminal swing sebesar 560.159 J.


swing sebesar 500.625 J dan kaki normal fase terminal stance sebesar 510.953 J.

0

100

200

300

400

500

600

700


Titl

e


Kaki prosthetic



commit to user

V-40

Pada kedua komparasi nilai tersebut menunjukkan range perbedaan yang tidak

terlampau jauh antara kaki normal dengan kaki prosthetic. Hal ini terlihat dari

keempat komponen external work yaitu torsi pada ankle, torsi pada knee, torsi

pada hip dan nilai gaya saat berjalan menuruni bidang miring. Dengan hasil yang

demikian dapat dikatakan bahwa saat berada dalam fase terminal stance dan

terminal swing kaki prosthetic telah mampu menyesuaikan pola gerakan dengan

kaki normal.

6.2 INTEPRESTASI HASIL

Kajian gait dynamic dalam penelitian diwujudkan melalui formulasi

Lagrange, yang menghasilkan nilai external work serta gaya dan torsi. Komparasi

dilakukan antara kaki normal dengan kaki prosthetic yang menunjukkan pola

gerakan yang sama.

Berdasarkan hasil perhitungan saat naik bidang miring nilai torsi pada

ankle (T1) cukup seimbang apabila dibandingkan dengan gerakan kaki normal.

Perbedan nilai torsi yang cukup mencolok hanya terjadi saat kaki mengayun yaitu

pada fase mid swing. Hal ini menunjukkan kemampuan prosthetic endoskeletal

sistem energy storing knee mekanisme 2 bar dalam mengakomodasi gerakan

plantarflexion dan dorsiflexion telah berfungsi cukup baik sehingga terdapat

kestabilan gerak pada bagian ankle saat digunakan menaiki bidang miring.

Berbeda dengan torsi pada ankle (T1), nilai torsi pada knee (T2) kaki prosthetic

menunjukkan kestabilan pada fase initial contact, pre swing dan terminal swing,

ketika kaki dalam kondisi double support atau kedua kaki berada dalam landasan

berjalan. Berdasarkan hasil ini dapat dikatakan bahwa energy storing knee dalam

prosthetic yang dikenakan amputee belum dapat berfungsi dengan baik ketika

salah satu kaki mengayun. Kaki menyimpan energi saat fase berdiri, namun ketika

tertekan oleh bagian tubuh, kaki prosthetic melakukan extension dengan cepat

sehingga energi yang tersimpan keluar dengan cepat sebelum digunakan secara

optimal. Nilai torsi pada hip (T3) kaki prosthetic menunjukkan hasil yang kurang

stabil pada beberapa fase gerakan. Berdasarkan hasil perhitungan didapat nilai

gaya (F) pada kaki normal yang lebih besar pada hampir semua fase gerakan. Hal

ini terjadi karena amputee belum berani menumpukan tubuhnya pada kaki


commit to user

V-41

prosthetic. Gaya digunakan selain untuk mendorong tubuh bergerak ke depan

namun juga digunakan untuk mengangkat tubuh naik bidang miring, sehingga

komponen gaya menjadi penentu besarnya komponen external work.

Saat menuruni bidang miring nilai torsi pada ankle (T1) cukup seimbang

apabila dibandingkan dengan kaki normal dalam gerakan yang sama. Pada fase

mid swing nilai torsi pada kaki prosthetic lebih tinggi karena amputee cukup

kesulitan untuk memposisikan kaki dalam menyesuaikan bidang kemiringan.

Nilai torsi pada knee (T2) kaki prosthetic menunjukkan hasil yang kurang stabil

pada beberapa fase gerakan. Kestabilan hanya terjadi pada fase initial contact, pre

swing dan terminal swing, ketika kaki dalam kondisi double support atau kedua

kaki berada dalam landasan berjalan. Berdasarkan hasil ini dapat dikatakan bahwa

prosthetic yang dikenakan amputee belum berfungsi dengan baik. Mekanisme

kerja knee dalam menekuk dan memanjang kurang dapat menyesuaikan kaki

normal. Begitu pula pada bagian hip, nilai torsi pada hip (T3) menunjukkan hasil

yang kurang stabil ketika mengayun. Komponen gaya saat menuruni bidang

miring mempunyai nilai yang cukup besar. Gaya digunakan untuk mendorong ke

depan dan sekaligus digunakan dalam memposisikan kaki ketika melangkah pada

area berjalan menuruni bidang miring. Berdasarkan komponen torsi dan gaya

didapat nilai external work pada kaki prosthetic yang lebih kecil pada fase stance

dan naik ketika pada fase mid swing. Nilai external work pada kaki prosthetic

yang lebih kecil dari kaki normal memang mengurangi usaha yang diperlukan

kaki untuk mengayun namun dilihat dari nilai torsi pada knee dan hip dapat

dikatakan bahwa prosthetic belum dapat mengakomodasi medan berjalan

menuruni bidang miring. Kestabilan nilai external work saat menuruni bidang

miring juga hanya terjadi pada fase-fase double support, sehingga dapat dikatakan

bahwa prosthetic belum mampu mengimbangi gerakan pada kaki normal saat

digunakan untuk mengayunkan kaki.


commit to user

VI-1

BAB VI

KESIMPULAN DAN SARAN

Bab ini membahas mengenai kesimpulan yang diperoleh dari hasil

penelitian dan saran untuk pengembangan penelitian lebih lanjut. Kesimpulan dan

saran dijelaskan pada sub bab berikut ini.

6.1 KESIMPULAN

Hasil penelitian tugas akhir dapat disimpulkan, sebagai berikut:

1. Aktifitas berjalan amputee menaiki dan menuruni bidang miring dengan

menggunakan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme

2 bar belum menunjukkan performansi yang baik, terutama ketika kaki

mengayun.

2. Karakteristik gait amputee saat menaiki dan menuruni bidang miring terlihat

dari nilai external work yang dihasilkan saat berjalan. Instability terjadi ketika

kaki prosthetic mengayun dalam fase mid swing saat menaiki bidang miring

dengan perbedaan nilai external work sebesar 322.725 J dan saat menuruni

bidang miring sebesar 160.523 J.

6.2 SARAN

Saran perbaikan dari hasil penelitian tugas akhir, sebagai berikut:

1. Penelitian lebih lanjut tentang aktifitas berjalan amputee menggunakan

prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee mekanisme 2 bar pada

bidang miring dilakukan tanpa menggunakan bantuan harness dan parallel

bar (handrail).

2. Kajian penelitian gerakan berjalan pada bidang miring selanjutnya

mempertimbangkan berbagai sudut kemiringan untuk lebih mengetahui

sejauhmana prosthetic mampu mengakomodasi gerakan berjalan pada bidang

dengan kemiringan tertentu.


commit to user

VI-2

3. Pengembangan rancangan prosthetic endoskeletal sistem energy storing knee

mekanisme 2 bar lebih lanjut, diarahkan untuk memberikan kendali yang lebih

baik terutama pada fase mengayun ketika prosthetic digunakan pada bidang

miring, yaitu dengan memperbaiki respon gas spring pada knee prosthetic

dengan menambahkan komponen shock absorber.

Documents

kajian gait dynamic pada bidang miring bagi pengguna prosthetic