PEMBUATAN PROTOTIPE ORGAN KAKI PROSTETIK BERBASIS REKAYASA BIOMEKANIK UNTUK PASIEN PENYANDANG CACAT

0027: Nandang Suhendra dkk.

KO-126

PEMBUATAN PROTOTIPE ORGAN KAKI PROSTETIK BERBASIS REKAYASA BIOMEKANIK UNTUK PASIEN PENYANDANG CACAT Nandang Suhendra∗ , Masmui, Yelvia Deni, Nendar Herdianto, Seto Roseno, dan Tjutjuk Ismujanto Pusat Teknologi Material, TIEM BPP Teknologi Gedung BPPT II, Lantai 22, Jl. MH Thamrin No. 8 Jakarta Pusat 10340 Telepon: 021-3169895 ∗

e-Mail: n [email protected]

Disajikan 29-30 Nop 2012

ABSTRAK The increase in a number of patients with lower extremity amputees resulting from any kinds of (traffic) accidents and/or military skirmishes, has escalated the need for medical treatment (medical rehabilitation) by means of particular supporting devices, such as prosthetic (artificial) organs. Provision of locally made lower extremity prosthetic limbs, is commonly developed in conventional forms. A conventional product is associated to products working system and technology used (or technology embedded in the product) perspective. Anatomical and biomechanical aspects havent been taken into considerations during product designing and manufacturing processes. Current prosthetic foot and ankle systems (constructions) are generally aligned for operation as fixed mechanical structures, without considering anatomy and biomechanics aspects of lower extremity limb elements, such as toes, ankle, calve and knee, so that such a device is often uncomfortable for the user whilst standing and walking on ramps and stairs and walking in different speeds as that found in a normal limb. Until the present time, to obtain technologically adequate prosthetic limbs which are capable in mimicking normal limb operating systems subsequently could give comfortably mobilisation for users, are still relying on provision of imported products. The proposed assessment and development of prosthetic limb components, especially prosthetic lower extremity are expected could then encourage local prosthetic limb orthotists and prosthetists to enhance their capability in producing technologically adequate products. More importantly of this stage, results of the proposed research programme could be used to help in reducing the dependency on imported prosthetic limb products and saving national capital. It is also expected that the development of prosthetic foot prototype proposed could be employed as a starting point of the action and strongly recommended to be accomplished. It is believed that the proposed research could results in highly benefits for enhancing health services in the sector of medical rehabilitation, and more specifically in the area of prosthetic and orthotic provisions for lower limb amputees. As this prospective research outcomes being implemented to users, it is expected that the research products could provide safety and comfort when being utilized by users during performing mobilisation; it also offers economically benefit to safe national capital from health devices expenditures. Research methodology consists of: anatomy data collection, geometry design (and/ or through reverse engineering steps), material selection, material (sample) fabricating and testing, computer simulation, prototyping, biomechanical testing, confirmation (validation) between computer simulation and laboratory test results, optimising prosthetic component geometries. Kata Kunci: Prosthetic foot, orthotic, lower extremity limb, amputee, biomechanics

I.

PENDAHULUAN

Industri prostetik mulai mengalami kemajuan yang signifikan di saat menginjak Tahun 1980an. Di era itu, untuk pertama kali nya konsep desain prostetik organ kaki (lower limb prosthetic) diperkenalkan.[1] Blatchford mempelopori pemakaian karet olahan pada bagian struktur utama system endolite Multiplex ankle. Perangkat semacam ini masih merupakan perangkat ankle/kaki yang banyak digunakan hingga dua dasawarsa ini dalam memberikan ground compliance alami melalui 6 (enam) derajat kebebasan, menyediakan kestabilan yang cepat pada saat heel contact,

shock loads damping dan dapat melakukan planterflexion dan roll over alami pada awal gerakan dorsiflexion penuh, secara nyaman serta aman dalam melakukan langkah berjalan kaki (gait cycle).[2] Pada masa 1990an telah terjadi revolusi dibidang desain kaki palsu, yaitu dengan memanfaatkan sifat-sifat komposit berpenguat fiber carbon dan fiber glass dan dengan didukungnya oleh pemahaman pada amputees biomechanics dalam memperhitungkan aspek-aspek compliance dan flexibility pada struktur prostetik. Namun, dengan meningkatnya aktivitas pengguna prostetik modern (modern amputees), perangkat yang

Prosiding InSINas 2012

0027: Nandang Suhendra dkk. ada disaat itu selanjutnya mulai dirasakan tidak memadai lagi bagi penguna dalam melakukan gerakan yang diperlukan untuk dapat meningkatkan mobilitas dan penyembuhan dari prostetik yang tersedia. Zahedi et al. (1994)[1] menggambarkan sebuah pilot study dengan membandingkan 19 kaki prostetik modern dari segi kinerja, fitting, berat dan sifat defleksi hingga biaya komersial dan kehandalan nya. Disimpulkan bahwa tidak ada satupun dari kaki prostetik komersial yang layak digunakan untuk pengguna modern saat itu. Data hasil analisis gait memperlihatkan adanya keperluan untuk meningkatkan respon dinamik pada kaki seperti yang diungkapkan oleh Rebbeca et al (1997)[3] dan lebih lanjut lagi adalah keseimbangan secara dinamik dalam aksi melindungi tumit, jemari kaki dari energi-energi strain yang dihasilkan oleh adanya momentum (tumbukan) dengan alas yang diinjak. Hal ini membawa pada pengembangan Mercury foot oleh Blatchford yang untuk pertama kalinya mencoba membuat dynamic balance action. Dikombinasikan dengan perangkat tele-torsion pylon, yang menyediakan axial spring deflection yang memiliki panjang 3 mm, kaki palsu ini dalam beberapa kasus telah membuktikan dapat meningkatkan kenyamanan pada kegiatan yang lebih aktif seperti kegiatankegiatan lompat-lompat kecil dan olahraga para penyandang lower amputees modern.[3] Di Abad ke-21, fungsi-fungsi kaki prostetik modern sudah semakin lengkap, yaitu dengan meningkatnya kemampuan menirukan gerakan organ normal, berkurangnya berat material, kemampuan untuk menyerap hentakan (shock absorption) dan menerima energi yang kembali akibat tumbukan (momentum). Informasi tambahan adalah: pemasangan yang lebih mudah; adanya sensasi atau rasa load transfer, sensasi selama berdiri, stationary position, penampilan dan kesan ada pada kaki palsu di era ini sudah sangat baik. Kegiatankegiatan pengembangan kaki prostetik yang dilakukan peneliti dari masa ke masa berkisar pada desain geometri, pemilihan material, pemasangan mekanik yang mampu menyerap, menyimpan dan mengeluarkan energi, memasang elektronik dan sensor ke dalam kaki prostetik dan yang terakhir pengemasannya (orthotic), sehingga memiliki tampilan organ buatan yang menarik dan berteknologi tinggi. Riset mengenai pengaruh geometri komponen kaki protetik, pada individu (pemakai) dengan upper- and lower knee amputees terhadap keamanan dan kenyamanan kinerja dan kesehatan fisik (fisiologi) pemakai telah banyak dilakukan. State of the art prosthetic knees dapat diklasifikasikan kedalam tiga kelas utama:[4] a) mechanically passive, b) variable-damping, dan c) powered. Walaupun perangkat yang terkandung dalam kelas-kelas ini memberikan keuntungan-keuntungan bagi above-knee amputees, namun secara keseluruhan

KO-127 masih terdapat kelemahan/ kekurangannya.[5]

II.

METODOLOGI

Konsep Biomekanika Prostetik Lower Extremities Penelitian yang memperlajari pengaruh panjang prostetik organ bagian bawah atau panjang kaki yang tidak sama terhadap kinematika tulang belakang, menunjukkan bahwa perubahan panjang prostetik menyebabkan terpelintirnya pinggul (pelvis) dan tulang belakang (spine) kearah menyamping di saat berdiri. Perubahan panjang kaki prostetik ini dapat mengubah lumbar spine[6]. Skematik gerakan berjalan dan pengkoordinatan anatomi tubuh yang selanjutnya dikhususkan pada pengkoordinatan bagian lower extremity (kaki) diperlihatkan dalam G AM BAR 1 ∼ G AMBAR 3 . Prinsip dasar perancangan/desain kaki prostetik mengacu pada konsep-konsep biomekanika (mekanisme kerja & gerakan) anatomi kaki dalam keadaan normal. Sumbu-x tegaklurus dengan kaki (leg) dan telapak kaki (foot) arah memanjang yang menembus bagian samping ankle (menembus mata kaki). Pada bagian kaki sekitar ankle dikenal beberapa gerakan umum yang biasa dilakukan oleh kaki normal, yaitu: dorsiflexion dan planiflexion (plantarflexion), yaitu gerakan tumit kaki berturut-turut ke atas dan ke bawah dengan garis-x sebagai sumbu putarnya. Sumbu-y tegaklurus terhadap kaki (vertikal) dan parallel dengan arah memanjang telapak kaki (foot). Sementara itu, inversion dan eversion adalah gerakan telapak kaki yang memutar/ memelintir mengitari sumbu longitudinal. Sumbu-z sejajar dengan kaki (leg). Gerakan tranverse rotation (rotasi telapak kaki terhadap sumbu longitudinal dari kaki, seperti diilustrasikan pada G AMBAR 3.[8] yang unik dan memiliki desain dan fungsi kerja yang memadai bahkan maximum bagi penggunanya serta mampu memberikan kenyamanan, keamanan juga penyembuhan bagi pasien yang memakainya. Mengurangi kebergantungan para prosthetist dan orthotist dalam pengadaan komponen-komponen utama produk prostetik import yang secara bersamaan dapat membantu dalam penghematan devisa Negara.

G AMBAR 1: Ilustrasi cycle gait pada prostetik lower extremity[7]

Prosiding InSINas 2012

KO-128

0027: Nandang Suhendra dkk. Element Method) atau dikenal pula dengan penamaan Finite Element Analysis (FEA).[9, 10] Nilai tertinggi total deformation dari kaki prostetik ditemukan pada saat terjadi gerakan toe off,[11, 12] seperti yang diperlihatkan pada G AMBAR 9, hasil penelitian yang dilakukan Milan Omasta,[10] yang mana penyangga datar bagian bawah terdeformasi dibagian yang tepat dibawah transtibial dan pada bagian ujung depan (lokasi ujung jari kaki depan) pada bagian kaki ujung bawah, yaitu di lokasi jempol kaki.[13]

G AMBAR 2: Sumbu-sumbu anatomi tubuh manusia[7]

G AMBAR 5: Hasil experiment dan perhitungan numeric dari strain yang bekerja pada komponen trans-tibial selama stance phase (melangkah dalam suatu gerakan berjalan)[14] G AMBAR 3: Gerakan pergelangan kaki (ankle) dengan penamaannya[7]

III.

HASIL DAN PEMBAHASAN

Hasil yang diperoleh adalah sebagai berikut: A. Desain Model Komputasi Desain model kaki prostetik dibuat untuk keperluan pengerjaan permesinan dengan menggunakan CNC disiapkan dalam pekerjaan ini. Desain kaki prostetik ini merupakan modifikasi dari bentuk geometri yang sebelumnya. Modifikasi ini bertujuan untuk memudahkan pengerjaan dipermesinannya. Model geometri dari perangkat kaki prostetik diperlihatkan dalam G AMBAR 4. B.

Hasil simulasi komputasi Dalam melakukan analisis perilaku material transtibial dalam merespon terjadinya pembebanan luar (menggambarkan beban akibat berat tubuh pasien yang ditopang oleh kaki prostetik, khusus pada komponen trans-tibial prostetik melalui pengamatan perilaku stress untuk menemukan strain yang bekerja pada silinder (rod) trans-tibial. Hasilnya digunakan untuk mengkonfirmasi keselarasan antara hasil penelitian di laboratorium dengan hasil dari perhitungan numeric dengan menggunakan metode elemen hingga (Finite

Pembatasan atas asumsi yang diberikan dalam pemodelan komputasi dan analisis menggunakan finite element analysis mengakibatkan terabaikannya hal penting lainnya seperti dalam kasus dimana keadaan pasien memakai sepatu.[9] Sementara dalam pengujian dan modeling fakta ini tidak diperhitungkan dan dipertimbangkan dengan alasan kesulitan dalam melaksanakan proses model FE. Pertanyaan nya adalah seberapa besar pengaruh sepatu terhadap biomekanik dan distribusi stress-strain dalam komponen prostetik dan kapasitas redaman dari sistem, seperti halnya pada trans-tibial? Komponen adapter mengalami stress yang signifikan, seperti yang terlihat pada G AMBAR 7, yaitu pada bagian lehernya. Dan berdasarkan hasil penelitian yang dilakukan oleh Rehabtech.[15] Perancangan geometri komponen kaki prostetik menggunakan bantuan komputasi relative mudah dilakukan. Namun untuk menerapkan nya pada pembuatan model fisik, seringkali terkendala oleh keterbatasan peralatan. Perancangan menggunakan model komputasi atas geometri prostetik biasanya disiapkan untuk ditindaklanjuti dengan proses machining menggunakan CNC. Kemampuan mesin CNC bermacammacam. Dan untuk keperluan pembuatan kaki prostetik, dimana geometri komponennya, seperti untuk knee joint, cukup rumit, Prosiding InSINas 2012

0027: Nandang Suhendra dkk.

KO-129

G AMBAR 4: Model Geometri Kaki Prostetik Hasil Modifikasi

G AMBAR 6: Percobaan laboratorium trans-tibial prostetik dengan pembebanan berulang (cyclic loading)[14]

dikarenakan banyaknya lekukan yang terkadang sukar dijangkau oleh CNC dengan jumlah mata pisau tunggal. Untuk aplikasi kaki prostetik, selain peralatan permesinan yang handal, material yang digunakan merupakan hal tersendiri yang dapat menjadikan kendala bagi pembuatan prototype model kaki prostetik yang diinginkan. Penggunaan Titanium yang memiliki sifat mekanik keras dan ringan, tidak mudah dilakukan pembentukannya, oleh karenanya alternative material untuk kaki prostetik, manjadi perlu untuk dianalisis dan dipilih sebagai penggantinya.[16] Dikarenakan kompleksitas geometrinya, maka teknik pengecoran untuk pembuatan geometri kaki prostetik merupakan pilihan yang sangat memungkinkan, namun dari segi biaya akan sangat tinggi, dikarenakan volume material untuk proses pengecoran biasanya cukup besar, sehingga jumlah komponen yang harus dibuatpun harus banyak. Permasalahan

G AMBAR 7: Lokasi pada permukaan trans-tibial rod dan tibia connector di mana konsentrasi von Mises Stress terjadi.

lainnya dari teknik pengecoran ini, adalah peralatan yang tersedia belum dapat menghasilkan produk yang sesuai dengan yang diinginkan, yaitu permukaan halus, geometrinya yang sesuai desain. Perlu ditekankan bahwa terlepas dari perbedaan besar dalam beberapa hasil, eksperimen dan numerik, strain yang timbul menunjukkan kesamaan hasil yang diperoleh dari pengukuran/pengamatan laboratorium, Prosiding InSINas 2012

0027: Nandang Suhendra dkk.

KO-130

G AMBAR 9: Model Fisik Prostetik yang dihasilkan dengan menggunakan teknik pengecoran

G AMBAR 8: Proses pengujian trans-tibial disaat pembebanan dengan sudut 30◦ terhadap garis trans-tibial rod (garis normal)[14]

yaitu pada bagian tengah trans-tibial yang mengalami deformasi (G AMBAR 7). Dengan demikian pula sebaran dan konsentrasi dari stress dapat diperkirakan dengan baik sesuai dengan lokasi dan konsentrasi yang ditunjukan di dalam model komputasi hasiil simulasi numeric. C.

Model Fisik Hasil Pengecoran Pembuatan model fisik kaki prostetik dengan teknik pengecoran telah dilakukan dan hasilnya adalah sebagaimana G AMBAR 9 D. Model Fisik Hasil Machining Sementara itu pengerjaan pembuatan kaki prostetik dengan desain baru dengan menggunakan teknik permesinan (CNC) diperlihatkan dalam G AMBAR 10. Bahan Komposit untuk Socket Bahan cetakan untuk keperluan fabrikasi prostetik ankle berbahan dasar komposit atau polimer sudah dipersiapkan, penekanan kegiatan pada desain komputasinya. Sebetulnya prototype mold atau cetakan untuk bagian sisa teramputasi ini dapat dibuat langsung pada pasien yang bersangkutan, supaya pas dengan profile residu dari leg amputeenya. Berikut ini adalah pengerjaan pembuatan mold yang

G AMBAR 10: Model Fisik Prostetik yang dihasilkan dengan menggunakan teknik pemesinan

E.

dicetakan pada residu kaki pasien yang hilang. Komponen prosetik lainnya, yaitu yang terbuat dari bahan polimer komposit. Teknik pembuatan kaki prostetik pada bagian interface antara kaki prostetik dengan bagian kaki amputee nya biasanya menggunakan material komposit yang pembuatannya dicetakan langsung pada bagian kaki sisa dari pasien. KegiProsiding InSINas 2012

0027: Nandang Suhendra dkk.

KO-131

G AMBAR 11: Kegiatan pengerjaan catakan (mold) untuk socket kaki prostetik menggunakan material komposit bermatriks polimer.

atan pembuatan cetakan atau molding ini merupakan bagian yang dilakukan dalam penerapan kaki prostetik, baik untuk kaki prostetik konvensional maupun kaki prostetik yang dirancang dengan mempertimbangkan rekaya biomekanika. Sementara itu yang utama dalam pembuatan kaki prostetik dalam kegiatan ini adalah bukan pada perancangan mold/ cetakan, namun pada material pembentuk mold nya, atau material komposit yang digunakan untuk pembuatan mold. Desain kaki prostetik berbasis rekayasa biomekanik sudah dilakukan di kegiatan tahun sebelumnya, dimana hasil perancangan itu dibuatkan model fisiknya di tahun yang sedang berjalan ini. Bahkan di tahun ini akan dilakukan penyempurnaan disegi teknik manufaktur komponen utama prostetik. Pemilihan material untuk komponen penyangga utama kaki prostetik akan dilakukan di kegiatan ini.

IV.

KESIMPULAN

Desain cetakan untuk socket kaki prostetik dapat dibuat dengan menggunakan organ sisa kaki yang di-

G AMBAR 12: Kegiatan pemasangan kaki prostetik kepada pengguna.

amputasi. Perancangan untuk kaki bagian bawah (foot) dilakukan dengan cara berbeda dengan cetakan untuk socket. Untuk bagia ankle dan foot (kaki bagian bawah), pencetakan memerlukan model fisik yang terbuat dari bahan yang mudah dibentuk, seperti kayu). Diharapkan bahwa kegiatan ini dapat memberikan efek bagi industri: keuntungan yang dapat diperoleh dari keberhasilan program ini adalah dapat meningkatkan kualitas produk prostetik organ kaki lokal Prosiding InSINas 2012

0027: Nandang Suhendra dkk.

KO-132 yang telah ada dari pola manufaktur sederhana (konvensional) menjadi pola desain yang menggunakan desain berbasis rekayasa biomekanik pada lower extremity amputee. memecahkan salah satu permasalahan yang dihadapi industri hilir produk prostetik; selanjutnya efek bagi ekonomi: mengurangi pengeluaran devisa dibidang alat kesehatan, yaitu dalam pengadaan prostetik berbasis biomekanik, khususnya prostetik organ kaki produk import; dan efek bagi pasien (masyarakat Indonesia): memberikan pelayanan rehabmedis yang lebih baik. Terakhir efek bagi praktisi medis: memberikan alternatif penggunaan prostetik organ kaki pada pasien yang memerlukan penanganan rehabmedis.

[10]

[11]

[12]

UCAPAN TERIMA KASIH Para penullis mengucapkan terima kasih kepada semua pihak yang berkontribusi dalam pelaksanaan kegiatan hingga penulisan makalah ini terselesaikan, yaitu kepada Kementerian Riset dan Teknologi atas program berikut pembiayaannya, kepada Pusat Teknologi Material tempat kami berkarya.

[13]

[14]

DAFTAR PUSTAKA [1] S. Zahedi, G.H., C. Smart, A. Evans. Holly Grail of Prosthtetic Foot Design- Elite Foot. Innovation Centre 2006 1 July 2009. [2] S Zahedi, G.H., C Smart, A Evans. Holly Grail of Prosthtetic Foot Design- Elite Foot. Innovation Centre 2006 1 July 2009. [3] Rebecca A. Bachschmidt, G.F.H., Guy G. Simoneau, Jacqueline J. Wertsch, A system for the analysis of upper body loads during walkerassisted gait. Gait & Posture, 1997. 5, Pages (2): p. 161- 162. [4] Thomas Schmalz, S.B., Rolf Jarasch, Energy expenditure and biomechanical characteristics of lower limb amputee gait: The influence of prosthetic alignment and different prosthetic components. Gait & Posture, 2002. 16(3): p. 255-263. [5] Hugh Herr, P.D., Active Knee Prosthesis Study for Improvement of Locomotion for Above Knee Amputees. Massachusetts Institute of Technology. [6] Raymond Y. Lee, A.T.-S., The influence of the length of lower-limb prosthesis on spinal kinematics. Archives of Physical Medicine and 12 Rehabilitation, 2003. 84(9): p. 1357- 1362. [7] Friberg, O., Biomechanical significance of the correct length of lower-limb prostheses-a clinical and radiological study. Prosthetics and Orthotics International, 1984. 8(3): p. 124-129. [8] Andres, R.O. and S.K.Stimel., Prosthetic alignment effects on gait symmetry: a case study. Clinical Biomechanics, 1990. 5(2): p. 88 - 96. [9] N.Z. Chen, W.C.C.L., M. Zhang, A numerical ap-

[15]

[16]

proach to evaluate the fatigue life of monolimb. Medical Engineering and Physics, 2006. 28(3): p. 290-296. Milan Omasta, D.P., Finite element analysis for the evaluation of the structural behaviour of a prosthesis for trans-tibial amputees. Medical Engineering and Physics, 2012. 34: p. 38-45. Li XB, J.X., Dou P, Fang L., Influence of shoe-heel height of the trans-tibial prosthesis on static standing biomechanics. Proceedings of the 27th annual international conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, 2005. 1-7: p. 5227-9. Geil MD, L.A., Plantar foot pressure responses to changes during dynamic trans-tibial prosthetic alignment in a clinical setting. Prosthetics and Orthotics International 2004. 28(2): p. 105 - 114. P. Kang, J.K., J. Roh, Pressure distribution in stump/socket interface in response to socket flexion angle changes in trans-tibial prostheses with silicone liner. 2006. 13(4): p. 71-78. D. Palousek, T.N., J. Rosicky, P. Krejci, M. Houfek, Experimental recognition of loading character of transtibial prosthesis. Engineering Mechanics (Association for Engineering Mechanics), 2008. 15(5): p. 355-364. Rehabtech, Overview of failed components. Monash Rehabilitation Technology Research Unit, Monash University Australia, 2000. X. Jia, M.Z., W.C.C. Lee, Load transfer mechanics between trans-tibial prosthetic socket and residual limb dynamic effects. Journal of Biomechanics, 2004. 37(9): p. 1371- 1377.

Prosiding InSINas 2012