Analisis elemen hingga untuk siklus berjalan pada model prostetik lentur pergelangan kaki
Zakki Fuadi Emzain * , Utsman Syah Amrullah, AM. Mufarrih Jurusan Teknik Mesin, Politeknik Negeri Malang Malang, 65141, Indonesia
* Email: zfemzain@polinema.ac.id

## Abstrak
Model prostetik lentur pergelangan kaki diusulkan sebagai salah satu alternatif alat bantu kaki palsu bagi para difabel untuk beraktivitas. Model didesain dan dianalisis untuk mengetahui kekuatan dan kelayakan sebelum difabrikasi. Dua tahapan utama dalam penelitian ini adalah desain model dan analisis model. Bentuk model didesain dengan beberapa rongga dan lengkungan elastis menggunakan konsep compliant mechanism . Analisis elemen hingga dilakukan pada model prostetik ketika fase stance sesuai mekanisme siklus berjalan manusia karena fase siklus tersebut area telapak kaki prostetik kontak dengan ground .  Tiga  posisi  utama  dalam  0-64%  dari gait  cycle adalah  posisi heel  strike , midstance ,  dan toe-off yang digunakan sebagai boundary condition . Besaran load yang diberikan menyesuaikan persentase body weight dari gait cycle dengan acuan sebesar 80 kg. Arah pemberian load sesuai dengan sudut derajat kaki ketika dorsiflexion sampai plantar flexion selama fase stance . Hasil deformasi terbesar terjadi pada posisi toe-off dengan dua kali puncak siklus sebesar 4,69 mm dan 4.45 mm pada 17% dan 51% dari gait cycle , sedangkan deformasi terkecil terjadi saat posisi midstance dengan rata-rata 0.08 mm karena menggunakan fix support dengan dua tumpuan pada telapak kaki. Maximum stress terjadi pada posisi toe-off sebesar 16,45 MPa pada 17% dari gait cycle . Dengan safety factor 1.63 maka nilai tersebut masih aman karena dibawah nilai yield strength dari material ABS, sedangkan strain energy terbesar terletak di area bagian bawah di tengah lengkungan antara ujung kaki dan telapak kaki prostetik pada posisi toe-off sebesar 3,55 mJ.
Kata kunci : Analisis elemen hingga, Mekanisme lentur, Prostetik pergelangan kaki, Siklus berjalan

## Finite Element Analysis for the Gait Cycle on the Compliant Ankle-Foot Prosthetic

## Abstract
The  model  of  compliant  prosthetic  ankle-foot  is  proposed  as  an  alternative  prosthetic  aid  for  people  with disabilities to do activities. The model is designed and analyzed to determine its strength and feasibility before being fabricated. The two main stages in  this research are model  design  and model  analysis.  The shape of  the model was designed with several elastic cavities and arches using the concept of a compliant mechanism. Finite element analysis (FEA) was performed on the prosthetic model when the stance phase on the mechanism of the human gait cycle. Because the prosthetic foot area is in contact with the ground on this cycle phase. Three main positions in 0-64% of the gait cycle are heel strike, midstance, and toe-off positions used as boundary conditions. The  amount  of  load  given  adjusts  the  bodyweight  percentage  of  the  gait  cycle  with  a  reference  of  80  kg.  The direction of loading was by following the angle of the foot when dorsiflexion to plantarflexion during the stance phase. The biggest deformation results occurred in the toe-off position with two peak cycles of 4.69 mm and 4.45 mm at 17% and 51% of the gait cycle. While the smallest deformation occurred in the midstance position with an average of  0.08 mm. Because it used fixed support  with two pedestals on the soles of  the prosthetic. Maximum stress occurred in the toe-off position of 16.45 MPa at 17% of the gait cycle. With a safety factor of 1.63, the value is still safe because it is below the yield strength value of ABS material. While the largest strain of energy was located in the lower area in the middle of the arch between the toe and sole foot in the toe-off position of 3.55 mJ.
Keywords: Finite element analysis, Compliant mechanism, Prosthetic ankle-foot, Gait cycle

## 1. Pendahuluan
Prostetik sebagai alat bantu pengganti organ tubuh yang hilang sangatlah penting bagi para difabel kaki baik karena  cacat  sejak  lahir  atau  amputasi  karena  penyakit karena bisa membantu untuk melakukan aktivitas sehari- hari seperti berdiri, berjalan, naik turun tangga dan lain-lain [1]. Berdasarkan Survei Penduduk Antar Sensus (SUPAS)
2015, sekitar 8,56 persen penduduk Indonesia mengalami disabilitas. Sekitar 3,76 persen nya merupakan tuna daksa dan  2,75  persen  tidak  memakai  alat  bantu  [2]  sehingga masih banyak para tuna daksa yang belum menggunakan alat prostetik, bisa jadi salah satu faktornya adalah karena ketidakmampuan finansial untuk membelinya.
Hadirnya  teknologi additive    manufacturing seperti  3D  printing  mempunyai  banyak  manfaat  dalam berbagai  bidang  termasuk  juga  dalam  aplikasi  medis. Beberapa  contoh  aplikasi  3D  printing  dalam  dunia Kesehatan yaitu dalam pembuatan peralatan implan gigi, pembuatan  dan  rekayasa  model  jaringan  dan  organ, perangkat medis, prostetik, model anatomi, dan formulasi obat  [3].  Dengan  keunggulan  yang  mudah  dalam modelling,  cepat  dalam  fabrikasi,  dan  hemat  biaya menjadikan  3D  printer  sangat  tepat  digunakan  sebagai alternatif pembuatan alat prostetik [4].
Berbagai  macam  model alat prostetik  yang telah diteliti sebelumnya seperti prostetik dengan bentuk surface yang mirip seperti kaki manusia [5], prostetik yang fokus pada pergelangan kaki dengan kemampuan fleksibel dan efisiensi energi balik [6]. Contoh model prostetik lain yang mempunyai  desain  kecil,  tipis,  dan  murah  [7],  model prostetik  yang  menggunakan  perangkat  control  dan sumber  penggerak  listrik  [8],  ada  juga  model  prostetik yang menggunakan pegas, kopling, dan motor [9], namun dari  beberapa penelitian  yang  semisal seperti tersebut di atas  masih  memiliki  kekurangan  yaitu  model  terlalu kompleks, sulit untuk penggunaan, berat, dan mahal.
Meskipun  sudah  banyak  berbagai  macam  model prostetik  yang  dijual  secara  komersil  dari  harga  yang sedang sampai yang mahal. Namun masih sulit dijangkau bagi  para  tuna  daksa  dari  kalangan  menengah  kebawah [10]. Sehingga perlu adanya  model  foot prosthetic  yang ringan, mudah penggunaan, dan murah. Proses pembuatan prosthetic  foot  degan  3D  printing  pun  lebih  mudah  dan cepat dari pada pembuatan secara konvensional [11].
Pendekatan  metode  elemen  hingga  bebasis komputasi dilakukan untuk mengurangi trial error dalam pembuatan  prostetik,  menghemat  biaya,  waktu  lebih efisien,  dan  minim  tenaga  yang  dikeluarkan  ketika dilakukan  uji  coba  kekuatan  model  prostetik.  Metode elemen  hingga  berbasis komputasi  mampu  menganalisis suatu  pemodelan  untuk  mengukur  nilai  deformasi, tegangan,  dan  regangan  yang  terjadi  secara  detail  [12]. Pemecahan  problem  numerik  dengan  komputasi  akan menjadikan  proses  kalkulasi  lebih  cepat  dibandingkan penghitungan teoritis matematik manual atau ekperimen di laboratorium dengan nilai yang mendekati riil [13].
Oleh karena  itu, tujuan dari penelitian  ini adalah merancang  suatu  model  prostetik  khusus  pada  bagian pergelangan kaki dengan analisis menggunakan komputasi elemen hingga untuk mengetahui kekuatan dan perubahan bentuk model. Dimana model prostetik mampu menahan  beban  rata-rata  berat  manusia  dengan mekanisme siklus berjalan serta mempunyai nilai faktor keamanan  yang  aman.  Sebelum  model  tersebut difabrikasi menggunakan 3D printing sebagai prototipe.

## 2. Material dan Metode
Tahap awal dalam proses penelitian ini adalah studi literatur untuk mencari referensi penelitian yang serupa dan bentuk-bentuk model kaki prostetik ( foot prosthetic )  yang  pernah  diteliti.  Kemudian  dua
tahapan  utama  selanjutnya  adalah  desain  model  dan analisis model. Desain model menggunakan software CAD  dan  analisis  model  menggunakan  software CAE.  Pada  tahap  desain  model  bertujuan  untuk merancang  desain foot  prosthetic yang  unik  dan memiliki  keunggulan  lain  dibandingkan  desain- desain sebelumnya. Tahap selanjutnya analisis model bertujuan  untuk  menganalisis  desain  tersebut seberapa  kuat  dan  layak  untuk  diproduksi  dan diterapkan  kepada  pasien  difabel.  Tahap  analisis  ini terdiri dari preprocessing , solution , dan postprocessing . Preprocessing meliputi setting material parameter , meshing , boundary and loading condition . Solution meliputi setting analysis parameter ,  sedangkan postprocessing meliputi analysis result display . Jika hasil analisis kurang kuat menahan beban maka kembali ke tahap desain model. Dan  jika  hasilnya reasonable dengan safety  factor lebih dari 1.5 maka lanjut pada laporan analisis.

## 2.1 Desain Model
Pada penelitian ini, prostetik compliant ankle- foot didesain menggunakan software CAD Autodesk Inventor  2018  dengan  bentuk  umum  struktur  yang menyerupai  pergelangan  kaki.  Pada  bagian  tumit berbentuk  setengah  lingkaran  baik  tampak  samping dan  atas  supaya  pergerakan  tumpuan  awal  posisi tumit  ( heel  strike )  kontak  dengan  tanah  berjalan secara lebih halus dan rongga lengkung bagian bawah dapat meredam tumbukan dengan ground.
Pada  bagian  mata  kaki  atau  persendian pergelangan  dirancang  dengan  bentuk  melingkar supaya  bisa  memberikan  gaya  elastis  kembali  jika diberikan beban dari atas dan digunakan dalam siklus berjalan.  Bentuk  rongga-rongga  lengkung  di  dalam lingkaran  pergelangan  kaki  dengan  ketebalan  sisi sekitarnya 10 mm dirancang untuk mengurangi berat prostetik  pergelangan  kaki,  meringankan  gerakan kaki ketika digunakan  berjalan,  menyerap tegangan, dan  efisiensi  ketika  fabrikasi,  di  samping  itu  dapat mengurangi  kekakuan  ( stiffness )  pada  model  serta bisa  memberikan  efek  elastis  pada  prostektik pergelangan kaki.
Bagian ujung jari kaki hingga punggung kaki didesain dengan bentuk melengkung untuk memperhalus gerakan melangkah dari posisi tengah- tengah ( midstance ) menuju posisi ujung jari ( toe-off ). Bentuk melengkung tersebut juga dapat memberikan tambahan  gaya  dorong  ketika  perpindahan  siklus berjalan  dari  fase  berdiri  ( stance )  menuju  fase  ke ayunan  ( swing ).  Pada  bagian  atas  pergelangan  kaki dibuatkan  sebuah  poros  pendek  sebagai  soket penghubung  dengan  prostetik  betis  menggunakan baut  sekrup  sebagai  penguncinya.  Pada  ujung  jari kaki  tampak  atas  diberikan  fillet  atau  bentuk lengkungan untuk mengurangi sisi tajam pada model. Bentuk yang simetris menjadikannya dapat digunakan  baik  untuk  pergelangan  kaki  kanan maupun  pergelangan  kaki  kiri.  Keterangan  bagian
prostetik pergelangan kaki dapat dilihat pada gambar 1.
Gambar  1. Bagian-bagian  utama  model  prostetik compliant ankle-foot
Dengan konsep desain  yang  melengkung dan rongga-rongga  lengkung  menggunakan  konsep mekanisme elastis ( compliant mechanism ) diharapkan  dapat  memberikan  fleksibilitas  model ketika dilakukan gerakan siklus berjalan ( gait cycle ).
Di  samping  itu  adanya  energi  regangan  ( strain energy ) yang tersimpan baik di bagian ujung kaki, di bagian  sendi,  dan  di  bagian  tumit  prostetik pergelangan  kaki  dapat  memberikan  gaya  lentur ketika  berjalan. Sehingga pegas pasif  yang  biasanya terdapat  pada  model  prostetik  konvensional  dan memaksa  penderita  yang  kakinya  teramputasi  untuk berjalan secara tidak wajar bisa teratasi.
Konsep strain  energy yang  didesain  adalah menyimpan energi tegangan ( stress ) dari beban ( load ) dan  akan  dikembalikan  energi  tersebut  saat load dilepas untuk memberikan gaya dorong balik ke kaki. Selain  itu,  model  ini  diharapkan  dapat  membantu orang  yang  diamputasi  kakinya  bisa  bergerak melangkah dan berjalan menyerupai gaya berjalannya manusia yang normal. Rancangan prostetik pergelangan kaki yang elastis ( compliant ankle-foot ) ini  didesain  meniru bio  mekanika, gerakan  biologis, dan  fase  atau  siklus  manusia  berjalan  ( human  gait cycle ). Desain prostetik compliant ankle-foot dengan struktur  statis  aktif  ini  juga  mampu  mendukung rehabilitasi berjalan awal bagi pasien yang diamputasi pada kakinya.

## 2.2 Analisis Model
Model  prostetik compliant  ankle-foot ini dilakukan analisis elemen hingga untuk menganalisis perilaku  struktur  pada  model  dan  mengetahui deformasi keseluruhan ( total deformation ), tegangan ekuivalen  ( ekuivalen  stress ),  dan  energi  regangan ( strain  energy )  dengan  menggunakan  software ANSYS  19.2 Workbench .  File  geometry  yang digunakan berformat IGES hasil export dari Autodesk Inventor.
Material  yang digunakan adalah acrylonitrile butadiene  styrene (ABS)  di  input  secara  manual kedalam  engineering  data  dengan  karakteristik mekanik  seperti  pada  Table  1  [14],  [15].  Material ABS  dipilih  karena  memiliki  filament  yang  lebih ringan ( lighter filament ), lebih tahan lama ( durability ),  dan  lebih  tahan  panas  ( heat  resistance ) dibandingkan PLA dan Nylon.
Pada tahap meshing digunakan ukuran elemen sebesar  5  mm  diinput  secara  manual  seperti  pada Gambar  2.  Kriteria  evaluasi  kualitas  elemen menggunakan Skala Skewness . Gambar 3
menampilkan  jumlah elemen terbanyak ada diantara metrik  elemen  0,25  –  0,5.  Berdasarkan  skala Skewness  itu  menujukkan  bahwa  kualitas  elemen terkategori  bagus.  Tahap meshing ini  menghasilkan 33980 nodes dan 19371 elements .
Tabel 1. Karakteristik mekanik material ABS Karakteristik Nilai Unit Density 1400 Kg/m 3 Young’s modulus 2400 MPa Poisson’s ratio 0,37 Yield strength 26,84 MPa
Gambar  2. Bentuk meshing model  prostetik compliant ankle-foot
Gambar  3. Hasil  kualitas meshing dari  jumlah elemen
Model prostetik compliant ankle-foot membatasi dengan tiga macam tumpuan ( fix support ) dalam gait  cycle .  Tiga  posisi  tersebut  adalah  yaitu posisi heel strike , posisi midstance , dan posisi toe-off . Pada posisi heel strike fix support terletak pada ujung tumit  kaki  dan  tumpuan  tumit  kaki,  kemudian  pada midstance fix support terletak di telapak kaki bagian depan dan belakang. Sedangkan pada posisi toe-off fix support ditempatkan di ujung kaki. Dari 0-100% gait cycle,  yang  digunakan  dalam  analisis  ini  adalah  0- 64% karena pada fase tersebut terjadinya kontak kaki dengan  ground.  Dengan  pembagian  0-9%  dari gait cycle adalah  posisi heel  strike ,  kemudian  10-16% posisi midstance dan 17-64% posisi toe-off . Gambar 4  menampilkan  ilustrasi  persentase  dari human  gait cycle .
Gambar 4. Persentase human gait cycle [16]
Besaran load dan  arah load yang  diberikan berdasarkan  data gait  analysis dari  persentase  berat tubuh  ( body  weight )  atau vertical  force dan  sudut pergelangan kaki di setiap fase gait cycle [17]. Body weight yang digunakan sebagai acuan adalah 80 Kg. Maka dari 0 - 114% body weight didapati load mulai dari  0  –  913,81  N  sesuai  tiap  fase gait  cycle . Sedangkan arah pemberian load mulai dari 6,4 derajat ketika dorsiflexion sampai  19,9  derajat plantar flexion .  Gambar  5  menunjukkan  ilustrasi  simulasi yang  dilakukan  dengan boundary  condition tiga posisi fase stance dari human gait cycle .
.
Gambar 5. Boundary condition model (a) posisi heel strike ; (b) posisi midstance ; (c) posisi toe-off
3.   Hasil dan Pembahasan
3.1 Deformasi
Total deformation digunakan sebagai parameter  analisis  untuk  mengetahui  perubahan bentuk  model  yang  terjadi  ketika  diberi load .  Hasil dari total deformasi menunjukkan bahwa pada posisi toe-off mengalami displacement yang lebih besar dari pada  posisi midstance dan heel  strike pada mekanisme gait cycle . Khususnya dari tahap 17-56 % dari gait cycle karena pada tahap tersebut pula gaya yang diberikan lebih besar dari tahap yang lain. Dari posisi toe-off sendiri mengalami  dua  kali  deformasi terbesar  dalam  puncak  siklusnya  yaitu  terjadi  pada fase  17%  dari gait  cycle sebesar  4,69  mm  dan  pada fase 51% dari gait cycle sebesar 4.45 mm. Sedangkan deformasi  terkecil  terjadi  saat  posisi midstance dengan  rata-rata  0.08  mm.  Itu  dikarenakan  pada posisi midstance menggunakan fix  support dengan dua  tumpuan  pada  telapak  kaki  yaitu  pada  bagian tumit dan bagian dekat ujung kaki (area metatarsal). Bentuk  deformasi  yang  terjadi  pada  tiga  posisi tersebut dengan maksimum load pada masing-masing posisi dapat diilustrasikan pada Gambar 6. Sedangkan grafik gait  cycle 0-64  %  dengan  deformasi maksimalnya  ketika  diberi load dapat  dilihat  pada Gambar 7.
(b) (c)
Gambar  6. Hasil  total  deformation  pada  model  (a) posisi heel strike; (b) posisi midstance; (c) posisi toe- off
Gambar  7. Hasil maximum  deformation pada  tiga posisi utama dalam gait cycle
Untuk  mengetahui  nilai  kekakuan  material pada bentuk model dalam setiap fase gait cycle dapat menggunakan rumus stiffness ( 𝐾 = 𝐹/𝑑 ). Dengan 𝐾 adalah stiffness (N/mm), 𝐹 merupakan force (N), dan 𝑑 adalah displacement (mm). Dari persamaan diatas maka dapat ditemukan besaran stiffness yang terdapat pada posisi heel strike, midstance, dan toe-off dengan maximum  deformation adalah  sebesar  241,5  N/mm, 10563,6  N/mm,  dan  219,8  N/mm  secara  bertutur- turut. Posisi midstance dengan bentuk model tersebut mempunyai  stiffness  yang  paling  besar  karena memiliki displacement yang paling kecil.
3.2 Stress
Untuk  mengetahui  hasil stress yang  terjadi pada prostetik compliant ankle-foot selama mekanisme gait cycle digunakanlah von mises stress sebagai parameter analisis. Load yang diberikan pada setiap  fase gait  cycle sesuai  dengan  persentase  dari body  weight seperti  data  Gambar  3  diatas  dengan acuan berat badan 80 kg. Hasil analisis menunjukkan bahwa maximum stress terjadi pada posisi toe-off sebesar 16,45  MPa  pada  fase  17%  dari gait  cycle .  Kemudian diikuti pada fase 50% dari gait cycle sebesar 16,05 MPa sebagai puncak kedua dari maximum stress . Hal tersebut terjadi karena pada fase tersebut menerima load yang besar pula  meskipun tidak  yang paling  besar  yaitu 822 N dan 897  N  berturut-turut.  Kedua  puncak maximum  stress tersebut  berada  di  area  lengkung  ujung  kaki  prostetik seperti  yang  ditampilkan  pada  Gambar  8.    Grafik maximum stress yang terjadi selama gait cycle ditunjukkan pada Gambar 9.
(a)
(b) (c)
Gambar  8. Area maximum  stress yang  terjadi  pada model (a) posisi heel strike; (b) posisi midstance; (c) posisi toe-off
Gambar  9. Hasil maximum  stress pada  tiga  posisi utama dalam gait cycle
Pada  posisi midstance , stress yang  terjadi tergolong  sedang  dengan  nilai  yang  berkisar  3-3,7 MPa. Itu dikarenakan posisi midstance ditumpu oleh dua  tumpuan  pada  depan  dan  belakang,  sehingga distribusi stress lebih  merata,  meskipun  pada  posisi midstance juga  menerima load yang  relatif  besar berkisar  94%  sampai  104%  dari  berat  tubuh. Sedangkan posisi heel strike mempunyai stress yang paling  rendah  rata-rata  dibawah  0.13  MPa.  Sebab desain yang berongga cukup efektif untuk menyerap stress di  samping  fase  tersebut  adalah  fase  yang pertama  kontak  dengan  ground  dan load yang diberikan  juga  tidak  terlalu  besar.  Area maximum stress pada posisi heel strike dan midstance terletak di sekitar  keliling  soket  betis  seperti  yang  ditampilkan pada Gambar 9.
Untuk  mengevaluasi  keamanan  pada  model prostetik  ini  dapat  dihitung  menggunakan  rumus safety  factor ( 𝑛 = 𝜎 𝑦𝑖𝑒𝑙𝑑 𝜎 𝑎𝑐𝑡𝑢𝑎𝑙 ).  Dimana 𝑛 adalah safety factor , 𝜎 𝑦𝑖𝑒𝑙𝑑 adalah yield strength pada material, dan 𝜎 𝑎𝑐𝑡𝑢𝑎𝑙 merupakan maksimal stress yang terjadi. Dari persamaan diatas diperoleh hasil safety factor sebesar 1,63.  Dari  hasil  tersebut  menunjukkan  bahwa  stress tersebut  masih  dibawah  batas yield  strength dari material  ABS  dengan safety  factor diatas  1,5  yang tergolong  cukup  aman.  Sehingga  desain  model prostetik compliant  ankle-foot tersebut  masih berkategori  aman  karena  masih  di  area  elastis material.

## 3.3 Strain Energy
Parameter analisis selanjutnya untuk mengukur  energi  regangan  yang  tersimpan  adalah strain  energy .  Dari load yang  diberikan  sesuai besaran  pada  mekanisme  gait  cycle,  hasilnya menunjukkan  bahwa  pada  awal  posisi toe-off menyimpan  energi  regangan  paling  besar  yaitu sebesar  3,55  mJ  pada  fase 17% dari gait cycle . Energi regangan terbesar selanjutnya sebesar 3,34 mJ dan 3,33 mJ pada fase 18% dan 50% dari gait cycle . Sedikit berbeda dengan  hasil  maximum  stress dari persentase gait cycle . Area maximum  strain  energy terletak  pada lengkungan  antara  ujung  kaki  dengan  telapak  kaki persis dengan titik maximum stress sebagaimana yang terlihat pada Gambar 10. Sedangkan grafik dari hasil analisis  strain  energi  dengan load yang  diberikan selama  0-64% gait  cycle ditampilkan  pada  Gambar 11.  Selain  itu,  hasil  dari  strain  energi  yang  sangat kecil  dibawah  1  mJ  adalah  saat  posisi heel  strike, midstance dan di fase akhir posisi toe-off .
Gambar 10. Area maximum strain energy saat posisi toe-off pada 17% dari gait cycle
Gambar 11. Hasil maximum strain energy pada tiga posisi utama dalam gait cycle

## 4.   Kesimpulan
Prostetik  merupakan  alat  bantu  kaki  palsu yang penting bagi para difabel kaki untuk beraktivitas seperti  manusia normal semisal berdiri dan berjalan, serta bisa membantu pasien yang teramputasi kakinya untuk  melakukan  rehabilitasi  berjalan.  Tujuan  dari desain dan analisis model prostetik compliant ankle- foot adalah  untuk  mengetahui  kekuatan  dan kelayakan sebelum model ini di fabrikasi. Berdasarkan hasil analisis dari tiga posisi heel strike , midstance , dan toe-off selama gait cycle menunjukkan  bahwa  model  prostetik compliant ankle-foot ini  mampu  menahan load sebesar  114% dari body weight 80 kg atau sekitar 913,81 N. Dengan arah  pemberian load dari  6,4  derajat  ketika dorsiflexion sampai 19,9 derajat plantar flexion . Hasil  deformasi  terbesar  terjadi  pada  posisi toe-off yaitu sebesar 4,69 mm pada fase 17% dari gait cycle .  Deformasi  terbesar  selanjutnya  terjadi  pada fase  51%  dari  gait  cycle  sebesar  4.45  mm  yang merupakan puncak kedua dari gait cycle . Sedangkan
untuk stiffness paling  besar  adalah  saat  posisi midstance sebesar  10563,6  N/mm  karena  memiliki displacement yang paling kecil dengan dua tumpuan yaitu  bagian  ujung  kaki  dan  tumit  kaki. Maximum stress juga  terjadi  pada  posisi toe-off sebesar  16,45 MPa  pada  fase  17%  dari  gait  cycle.  Dengan safety factor sebesar  1,63  sehingga  nilai  tersebut  masih tergolong  aman  karena  dibawah yield  strength dari material ABS. Strain energy terbesar terletak di area melengkung  bawah  antara  ujung  kaki  dan  telapak kaki  pada  posisi toe-off sebesar  3,55  mJ  pada  fase 17%  dari gait  cycle .  Tabel  3  merangkum  hasil  dari data analisis model prostetik lentur pergelangan kaki.
Tabel  3. Hasil  analisis  model  prostetik  lentur pergelangan kaki Parameter Nilai Unit Deformation 4,69 Mm Stiffness 10563,6  N/mm Stress 16,45 MPa Safety factor 1,63 Strain energy 3,55 mJ
Dari  pembahasan  diatas  dapat  disimpulkan bahwa  rancangan  desain  prostetik compliant  ankle- foot ini mampu melakukan gerak dengan mekanisme gait cycle dengan pemberian load dan sudut arah load pada  masing-masing  fase.  Model  ini  mempunyai keunggulan  yang  fleksibel  karena  bentuk  lengkung yang elastis mengadopsi konsep compliant mechanism dan  pemanfaatan strain  energy .  Untuk penelitian  ke  depan  akan  dicoba  fabrikasi  sebuah prototype  dengan  3D  printer  dan  dilakukan experiment dari prototype tersebut.
R eferensi
[1] A. K. Agarwal, Essentials of Prosthetics and Orthotics . Jaypee Brothers Publishers, 2013.
[2] S.  Indonesia,  “Profile  of  the  People  of Indonesia,  Supas  Result  2015,”  Statistics Indonesia, 2016.
[3] C.-Y. Liaw and M. Guvendiren, “Current and emerging  applications  of  3D  printing  in medicine,” Biofabrication ,  vol.  9,  no.  2,  p. 24102, 2017.
[4] C. L. Ventola, “Medical applications for 3D printing: current and projected uses,” Pharm. Ther. , vol. 39, no. 10, p. 704, 2014.
[5] R.  Versluys,  P.  Beyl,  M.  Van  Damme,  A. Desomer,  R.  Van  Ham,  and  D.  Lefeber, “Prosthetic  feet:  State-of-the-art  review  and the  importance  of  mimicking  human  ankle– foot biomechanics,” Disabil. Rehabil. Assist.
Technol. , vol. 4, no. 2, pp. 65–75, 2009.
[6] T. T. Nguyen, H. G. Le, T.-P. Dao, and S.-C. Huang, “Evaluation of structural behaviour of
a  novel  compliant  prosthetic  ankle-foot,”  in 2017 International Conference
on
Mechanical, System and Control Engineering
(ICMSC) , 2017, pp. 58–62.
[7] S. Ertis, J. Kearns, and S. Maniskas, “Design and  testing  of  a  low  cost  prosthetic  foot,” 2012.
[8] K. Fite, J. Mitchell, F. Sup, and M. Goldfarb, “Design  and  control  of  an  electrically powered knee prosthesis,” in 2007 IEEE 10th
International  conference  on  rehabilitation robotics , 2007, pp. 902–905.
[9] M.  Liu,  P.  Datseris,  and  H.  H.  Huang,  “A prototype  for  smart  prosthetic  legs-analysis and  mechanical  design,”  in Advanced Materials  Research ,  2012,  vol.  403,  pp.
1999–2006.
[10] M.  Dzulfikar,  J.  Jamari,  R.  Ismail,  S. Sugiyanto,  and  D.  Setyawan,  “Analisa  Gait
Cycledan Beban Statis Produk Kaki Tiruanatas  Lutut  (Above  Knee  Prosthesis) Menggunakan Metode Elemen Hingga,” Maj.
Ilm. MOMENTUM , vol. 11, no. 2, 2015.
[11] A.  D.  Junianto  and  D.  Kuswanto,  “Desain Kaki  Palsu  untuk  Membantu  Aktivitas
Berjalan pada Tuna Daksa Transtibial dengan Menggunakan Rapid Prototyping dan Reverse Engineering,” J. Sains dan Seni ITS , vol. 7, no. 1, pp. 15–18, 2018.
[12] S.  Moaveni, Finite  element  analysis  theory and  application  with  ANSYS,  3/e .  Pearson Education India, 2011.
[13] D.  L.  Logan, A  first  course  in  the  finite element method . Cengage Learning, 2011.
[14] R.  Zou et  al. ,  “Isotropic  and  anisotropic elasticity  and  yielding  of  3D  printed material,” Compos. Part B Eng. , vol. 99, pp. 506–513, 2016.
[15] V. V Volkov-Muzylev, L. E. Vendland, Y. A. Borisov, and A. N. Demidov, “Possibility of ABS  polymers  application  for  centrifugal wheel  model  manufacture  by  additive printing,”  in AIP  Conference  Proceedings , 2019, vol. 2141, no. 1, p. 40001.
[16] D.  A.  Neumann, Kinesiology  of  the musculoskeletal  system-e-book:  foundations for  rehabilitation .  Elsevier  Health  Sciences,
2013.
[17] G. Bovi, M. Rabuffetti, P. Mazzoleni, and M. Ferrarin,  “A  multiple-task  gait  analysis approach:  kinematic,  kinetic  and  EMG
reference  data  for  healthy  young  and  adult subjects,” Gait Posture , vol. 33, no. 1, pp. 6– 13, 2011.