Analisa Kelelahan Material Condylar Prosthesis dari Groningen Temporomandibular Joint Prosthesis Menggunakan Metode Elemen Hingga

Analisa Kelelahan Material

Condylar Prosthesis dari Groningen

Temporomandibular Joint Prosthesis

Menggunakan Metode Elemen Hingga

Jandri Louhenapessy

1

, Yusuf Kaelani

2 1,2

Jurusan Teknik Mesin FTI Institut Teknologi Sepuluh November (ITS) Surabaya Email: jandri_louhenapessy@yahoo.com

Abstrak

Groningen temporomandibular joint prosthesis merupakan salah satu temporomandibular joint (TMJ)

aloplastik yang didesain untuk menjawab penanganan pembedahan melalui rekonstruksi ketika disfungsi temporomandibular joint atau persendian yang ada di kepala sudah semakin parah dan tidak dapat ditangani lagi melalui non pembedahan. Komponen-komponen hasil desain adalah Skull part (terdiri dari basic part dan fitting member), disc dan mandibular part/condylar. Penelitian ini bertujuan menganalisa umur material melalui analisa perilaku kelelahan.

Perangkat lunak ANSYS yang bebasis metode elemen hingga digunakan sebagai alat dalam analisa perilaku kelelahan material, karena metode ini sering digunakan dalam biomekanikal orthopedic. Metode

nominal stress-life (S-N), yang merupakan salah satu metode analisa kelelahan material, digunakan untuk mengkaji umur lelah material. Variabel yang dikaji adalah condylar prosthesis dengan bentuk lubang

fiksasi yang berupa counter boring dan counter hinking.

Dari hasil Analisa metode elemen hingga, diperoleh condylar prosthesis dari GroningenTMJ prosthesis

yang menggunakan tipe lubang baut counter boring tidak mengalami kerusakan dan aman sampai

mencapai umur desain, bahkan umurnya tak terhingga dengan besar umur minimunya 1x108 siklus. Sedangkan condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis dengan menggunakan tipe lubang baut counter hinking sudah mengalami kerusakan dan gagal sebelum mencapai umur desain, dimana umurnya terhingga dengan besar umur minimumnya 4,4785x106 siklus.

Kata kunci: temporomandibular joint, prosthesis, metode elemen hingga, statik, metode nominal stress-life

(S-N).

1. Pendahuluan

Temporomandibular joint (TMJ) adalah

persendiaan dari kondilus mandibula dengan

fossa gleinodalis dari tulang temporal,

merupakan satu-satunya sendi yang ada di kepala yang bertanggung jawab terhadap pergerakan membuka dan menutup rahang, mengunyah serta berbicara yang letaknya dibawah depan telinga (gambar 1). Apabila terjadi sesuatu kelainan/disfungsi pada salah satu sendi ini, maka seseorang akan mengalami nyeri saat membuka atau menutup mulut, makan, mengunyah, berbicara, bahkan dapat menyebabkan mulut terkunci.

Terdapat dua kategori umum untuk penanganan disfungsi Temporomandibular joint, yaitu: perawatan konservatif dan perawatan bedah. Perawatan konservatif meliputi cara terapi fisik, obat-obatan dan mekanis. Sedangkan penanganan secara bedah ditujukan untuk rekonstruksi, kasus trauma dan patologi tertentu dan untuk kelainan susunan bagian dalam. Penderita dewasa, rekonstruksi dapat dilakukan dengan graft tulang autologus/alogenik atau dengan prosthesis (Pedersen Gordon.W., 1988) .

Prosthesis dapat diartikan sebagai alat pengganti anggota gerak yang hilang baik dikarenakan oleh amputasi atau dikarenakan suatu penyakit (Toha Isa Setiasyah, 2007). Temporomadibular joint

prosthesis (TMJ prosthesis) adalah merupakan salah sutu dari joint aloplastik yang dimanfaatkan sebagai pengganti temporomandibular joint

akibat disfungsi atau penyakit yang dialaminya sudah sangat parah.

Gambar 1. Posisi Temporomandibularjoint pada

tengkorak manusia

.

Groningen temporomandibular joint prosthesis

(gambar 2) adalah merupakan alat yang dikembangkan oleh Jan Paul van Loon tahun 1995-2002. Sebelum desain, ia melakukan evaluasi artikel tentang TMJ prosthesis yang

sudah ada sebelumnya, dari tahun 1946 sampai 1994 kemudian merumuskan persyaratan utama

tentang TMJ prosthesis untuk mendapatkan suatu TMJ prosthesis yang aman, berfungsi

dengan baik dan mempunyai umur pakai yang panjang (van Loon Jan Paul, de Bont Lambert. G.M., Boering Geert, 1995).

Gambar 2. Posisi komponen-komponen Groningen temporomandibular joint prosthesis pada tengkorak manusia.

Menurut Kayabasi dkk. (2006) mengatakan, bahwa banyak literatur yang menyelidiki efek beban statik atau efek beban dinamik pada implan akan tetapi perilaku kelelahan tidak diselidiki secara formal. Senalp dkk. (2006) mengatakan, apabila gaya yang diterapkan pada implant terkait dengan aktivitas manusia, maka akan menghasilkan tegangan yang berulang pada fungsi waktu yang berubah-rubah dan menghasilkan kegagalan akibat kelelahan dari material implan. Dilihat dari fungsi gerakan

mandibula ternyata konstruksi TMJ prosthesis

juga mengalami tegangan yang berulang pada fungsi waktu tertentu, terutama diakibatkan oleh beban pada saat menggigit dan pengunyahan. Oleh sebab itu, sangatlah penting menganalisa perilaku kelelahan.

Terpenting dalam analisa kelelahan adalah dapat memprediksi umur, kerusakan, faktor keamanan dan tegangan alternating dari material yang dipakai. Condylar prosthesis merupakan

komponen pertama dari TMJ prosthesis yang

langsung menerima beban akibat mengigit dan mengunyah kemudian terdistribusi ke komponen-komponen yang lain. Oleh sebab itu, pada penulisan ini dilakukan analisa kelelahan material lebih difokuskan pada peralatan tersebut, terutama Groningencondylarprosthesis.

Rata-rata TMJ prosthesis pada daerah lubang baut dibuat diameternya bertangga yang berfungsi sebagai tempat dudukan kepala baut. Tujuannya adalah untuk meningkatkan kestabilan agar gerakan-gerakan yang mungkin terjadi antara baut dan prosthesis dapat dielminasi.

Secara teori daerah tersebut merupakan daerah konsentrasi tegangan cukup tinggi. Sangat riskan apabila daerah diameter bertangga tersebut tidak diperhitungkan secara matang, apalagi ketebalan palat yang digunakan maksimum 3 mm. Berdasarkan kenyataan inilah, maka penulis ingin mengkaji dua tipe lubang tempat dudukan kepala baut yang disesuaikan dengan bagian bawah dari kepala baut yaitu bentuk rata (counter boring)

dan bentuk kerucut (counter hinking) pada Groningen condylar prosthesis.

2.

Dasar Teori

2.1. Tipe Analisa Kelelahan Melalui

SOFTWARE ANSYS

Metode nominal stress-life (S-N) adalah merupakan salah satu metode yang tersedia dalam SOFTWARE ANSYS. Browel Raymond dan Hancq, Al., (2006), mengatakan imput dari Metode tersebut dapat dikatagorikan menjadi empat topik (lihat gambar 3): tipe pembebanan, efek tegangan rata-rata, koreksi tegangan multiaksial dan faktor modifikasi kelelahan.

 

Gambar 3. Diagram alir tipe analisa Metode nominal stress-life (S-N).

2.2. Tipe Pembebanan Lelah

Metode nominal stress-life (S-N) lebih sering

mengaplikasikan pembebanan amplitudo konstan. Penjelasan tipe pembebanan ini, dapat dilihat melalui kurva tegangan amplitudo konstan terhadap waktu (lihat gambar 4). Keterangan gambar tersebut dapat didefinisikan sebagai berikut: tegangan alternating (Sa), tegangan

rata-rata (Sm), tegangan maksimum (Smax), tegangan

minimum (Smin) dan perbedaan tegangan (∆S).

Hubungan antara suku-suku ini secara aljabar dapat dirumuskan sebagai beriku:

a S m S S a S m S S S S m S S S S a S − = + = + = − = ∆ = min max 2 min max 2 min max 2 (1)

Rasio tegangan (R) dan rasio tegangan alternating (A), dalam teori kelelahan diartikan sebagai: m S a S A S S R= ⇔ = min max ₍₂₎

R=-1 dan R=0 adalah dua referensi umum. R=-1 disebut kondisi pembalikan penuh (fullyreversed) karena Smin sama dengan -Smax; R=0 dimana

Smin=0 tensio Gam amp 2.3. E Teori tegan untuk prope kekua bersa setiap Daera bentu diamb ultima Parab Eliahu 2S_f r S 2.4. K Data uniaks umum tegan tegan Mises karen patoka Tegan adala berda altern ekival dapat Torbil ' a S = ' m S = Diman adala Sa3 b princip tegan 2.5. F Tidak kelela harga 0 disebut on). mbar 4. Tatana plitudo konstan Ali, Stephe Efek Teganga Gerber me gan rata-rata material lia ertis material atan tarik da ma dengan p tegangan rat ah keamanan k parabola bil dari hasil p

ate/patah (Su bola dinyataka u, Torbilo Vlad 2 1

_⎟⎟

⎠

⎞

⎜⎜

⎝

⎛

− = u S m S Koreksi Tegan pengujian sial, sedangk mnya multiak gan harus gan multiaksia s adalah tega a tegangan an tegangan p ngan von-Mis h tegangan asarkan teori ating ekivale en. Kedua t dilihat melal o Vladimir, 19

(

)

[

2 2 1 2 1 a S a S −

(

)

[

2 2 1 2 1 m S m S − na, Sa’ adalah h tegangan r berhubungan pal dan Sm1, S gan rata-rata Faktor Modifik realistis u ahan dari suat a yang didapat

tarikan berg

ama untuk sikl n (Stephens R ens Robert. R an Rata-rata erupakan sa yang sangat at. Teori in statis (tegan an tegangan data S-N un ta-rata. dibatasi oleh melalui dua pengujian, yait ) dan batas an dengan pe dimir, 1996): 2 atau +

_⎜⎜

⎝

⎛

f S a S ngan Multiaks eksperime an hasil elem ksial. Pada dikonversi al ke uniaksia angan yang s von-Mises principal abso

ses yang dim ekivalen von-Mises, en dan teg tegangan e ui persamaan 996)sebagai b

(

)

2 3 2 Sa a S − + +

(

)

2 3 2 Sm m S − + + h tegangan alt rata-rata, seda dengan tega Sm2, Sm3 berh principal. kasi Batas Ke untuk mengh tu struktur yan t dari laborato getar (pulsa us pembeban Ralph. I., Fatem

., 2001). alah satu t

t baik diguna ni mengguna ngan yield/lu n ultimate/pat ntuk menghit garis limit da titik limit y tu tegangan t kelelahan ( rsamaan (Zah 1 2 =

⎟⎟

⎠

⎞

⎝

⎛

u S m S

sial n kebanya men hingga p beberapa dari kead al. Tegangan v sering diguna diambil seba lut terbesar. maksudkan di yang dipero yaitu tegan angan rata-r kivalen terse n (Zahavi Elia berikut:

(

)

2

]

1 3 Sa a S − +

(

)

2

]

1 3 Sm m S − + ternating dan angkan Sa1, angan alterna ubungan deng elelahan harapkan ba ng cocok deng rium. Oleh se ting an mi eori kan kan luh, tah) ung lam ang tarik (Sf). havi (3)

kan ada titik aan von-kan agai isini oleh gan rata ebut ahu, (4) (5) Sm’ Sa2, ting gan atas gan bab itu bat Lar f S Dim ada ada fak mo tem pem pem mo 2.6 Te SO pad pad yan han kel des um eki 2.7 Pe tetr 5. beb 9 9 9 9 9 G Sh tipe (pe Marin meru tas kelelahan rry. D., 1993) k R k D k S k f = mana, Sf ada alah batas alah faktor m ktor modifika odifikasi keand mperatur, k mbebanan, musatan teg odifikasi karen 6. Hasil Kel ANSYS dapat bebera OFTWAREAN da daerah ya da titik terten ng tesedia ter nya diperlih lelahan, kerus sain tertentu, mur desain te ivalen. 7. Pemilihan 10 Node nelitian ini, m rahedral 10-n Pemilihan ti berapa pertim Tipe eleme menganalisa permasalaha perangkakan (swelling), de Mampu men pada permu dengan sang Sangat ada pembebanan Memiliki tiga Lebih mem Elemen solid Gambar 5. Elem hapefunction e elemen ersamaan 7) : muskan suat n (Shigley Jo sebagai berik '_f k_oS k L k T k alah batas ke kelelahan uj modifikasi per asi ukuran, dalan, kT adal L adalah kf’ adalah gangan dan a pengaruh la elahan Mel pa hasil yang NSYS. Hasil d ang mengala ntu yang diam

rsebut, maka hatkan hasi sakan akibat k faktor keama ertentu dan te Elemen Soli menggunakan ode seperti te pe elemen i mbangan : en ini san a permasala an kekeny n, penggelem efleksi dan reg nganalisa beb kaan maupun gat baik. aptive denga n. derajat kebeb mpunyai ketel d tetrahedral 4 men tetrahedr nomor node (fungsi perub ini adalah tu faktor mod oseph. E., M kut: ' f elelehan struk ji laboratoriu mukaan, kD a kR adalah

lah faktor mod faktor mod faktor mod kO adalah ainnya. lalui SOFT disediakan m dapat berupa ami kegagalan mati. Dari has

dalam penelit l simulasi kelelahan pada anan kelelahan egangan alter id 3-D Tetra n tipe elemen erlihat pada g ni didasarkan gat cocok han teknik, yalan (plas mbungan m gangan yang b ban yang dike n bodi benda n berbagai basan (x,y,z). litian diband 4-node. ral 10-node de e. bahan bentuk) sebagai difikasi Mitchell (6) ktur,Sf’ m, kS adalah faktor difikasi difikasi difikasi faktor WARE melalui kontur n atau sil-hasil tian ini umur a umur n pada rnating hedral n solid gambar n atas untuk baik sticity), material besar. enakan a kerja model ingkan engan ) untuk berikut

) 4 3 10 4 2 9 4 1 8 3 1 7 3 2 6 2 1 5 ( 4 4 ) 1 4 2 ( 4 3 ) 1 3 2 ( 3 2 ) 1 2 2 ( 2 1 ) 1 1 2 ( 1 ) 4 3 10 4 2 9 4 1 8 3 1 7 3 2 6 2 1 5 ( 4 4 ) 1 4 2 ( 4 3 ) 1 3 2 ( 3 2 ) 1 2 2 ( 2 1 ) 1 1 2 ( 1 ) 4 3 10 4 2 9 4 1 8 3 1 7 3 2 6 2 1 5 ( 4 4 ) 1 4 2 ( 4 3 ) 1 3 2 ( 3 2 ) 1 2 2 ( 2 1 ) 1 1 2 ( 1 ) 4 3 10 4 2 9 4 1 8 3 1 7 3 2 6 2 1 5 ( 4 4 ) 1 4 2 ( 4 3 ) 1 3 2 ( 3 2 ) 1 2 2 ( 2 1 ) 1 1 2 ( 1 ) 4 3 10 4 2 9 4 1 8 3 1 7 3 2 6 2 1 5 ( 4 4 ) 1 4 2 ( 4 3 ) 1 3 2 ( 3 2 ) 1 2 2 ( 2 1 ) 1 1 2 ( 1 ) 4 3 10 4 2 9 4 1 8 3 1 7 3 2 6 2 1 5 ( 4 4 ) 1 4 2 ( 4 3 ) 1 3 2 ( 3 2 ) 1 2 2 ( 2 1 ) 1 1 2 ( 1 L L z L L z L L z L L z L L z L L v L L z L L z L L z L L z z L L y L L y L L y L L y L L y L L y L L y L L y L L y L L y y L L x L L x L L x L L x L L x L L x L L x L L x L L x L L x x L L w L L w L L w L L w L L w L L w L L w L L w L L w L L w w L L v L L v L L v L L v L L v L L v L L v L L v L L v L L v v L L u L L u L L u L L u L L u L L u L L u L L u L L u L L u u + + + + + + − + − + − + − = + + + + + + − + − + − + − = + + + + + + − + − + − + − = + + + + + + − + − + − + − = + + + + + + − + − + − + − = + + + + + + − + − + − + − =

3. Metodologi Penelitian

3.1. Komponen Analisis dan Data Teknik Condylarprosthesis merupakan komponen yang

pertama-tama menerima beban akibat menggigit dan mengunyah kemudian melaluinya beban tersebut didistribusi ke komponen yang lain. Perilaku mekanik TMJprosthesis di dalam tubuh manusia menyebakan beban terbesar terjadi pada permukaan kontak antara disc dan

spherical head dari condylar prosthesis, yang

besarnya 100 N dalam arah cranial, 30 N dalam arah ventral dan 25 N dalam arah mediolateral.

Apabila beban tersebut berlangsung secara berulang dalam jumlah siklus tertentu, maka dapat saja menyebabkan kelelahan material yang nantinya mempengaruhi umur material condylar prosthesis disekitar daerah kritis yaitu pada lubang baut. Data teknik condylarprosthesis dari Groningen TMJ prosthesis yang digunakan dapat dilihat pada gambar 6, tabel 1 dan tabel 2.

Gambar 6. Tampilan dimensi pada geometri

condylarprosthesis dari Groningen TMJ Prosthesis.

3.2. Variabel Analisa

Setelah penetapan komponen yang akan dianalisa berserta data tekniknya, selanjutnya ditetapkam variabel analisa. Telah dikatakan sebelumnya bahwa, pada daerah diameter lubang tempat dudukan baut didesain bertingkat dengan kedalaman sebesar 1 mm dan merupakan daerah konsentrasi tegangan yang

cukup tinggi. Dengan demikian akan dilakukan variasi analisa seperti terlihat pada gambar 7.

Tabel 1. Propertis Material Condylar Prosthesis dari Groningen TMJ Prosthesis (cp Ti Grade 4).

Propertis Keterangan Modulus Elastisitas (GPa) 110

Tensile Yield Strength (MPa) 480

Tensile ultimate Strength (MPa) 550

Compressive Yield Strength

(MPa) 480 Thermal Expansion (1/0C) 8.6x10-6 Poisson Ratio 0,35 Density (g/cm3) 4,5 Thermal Conductivity (W/m0C) 60,5 Specific Head (J/kg0C) 434 Relative Permeability 10000 Resistivity (ohm m) 1,7x107

Aternating Stress 104cycles

(MPa) 670

Aternating Stress 107cycles

(MPa) 430

Alternating Stress >107cycles

(MPa) 430

Tabel 2. Dimensi Utama Condylar Prosthesis dari Groningen TMJ Prosthesis.

Uraian Utama Dimensi

Panjang seluruh 50 mm Lebar maksimum 15 mm Lebar minimum 4 mm Lebar bagian tengah 6 mm

Tebal 3 mm

Diameter condylarhead 8 mm Diameter baut (6 pcs) 2 mm

Gambar 7. Tipe dudukan baut pada plat: tipe A (counterboring) dan tipe B (counterhinking). 3.3. Diagram Alir Simulasi Melalui

SOFTWARE ANSYS

Alur analisa metode elemen hingga berkenang dengan kelelahan material condylar prosthesis

dari Groningen TMJ prosthesis dapat dilihat

melalui diagram alir pada gambar 8 serta tahap-tahapnya dapat dijelaskan pada sub-sub bab berikut ini.

3.3.1. Volume Condylar Prosthesis

Volume (pemodelan tiga dimensi) Condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

seperti terlihat pada gambar 6 dan tabel 2.Model dibuat dengan menggunakan SOFTWARE

CATIA versi 4 yang kemudian hasil

pemodelannya di-import ke SOFTWAREANSYS WORKBENCH. Untuk kedua tipe lubang tempat dudukan baut ditunjukkan pada gambar 10 dan 11.

Gambar 8. Diagram alir analisa condylar prosthesis.

3.3.2. Input Propertis Material Condylar

Prosthesis

Gambar 9. Grafik hubungan hubungan antara tegangan alternating dan cycles untuk material

titanium murni grade 4 (cpTigrade 4).

Propertis material yang di input disesuaikan untuk analisa kelelahan material dan dapat diambil sesuai data teknik pada tabel 1.

Kondisi yang mempengaruhi batas kekuatan lelah sebagaimana tergambar pada persamaan 6, perlu dihitung sebagai data untuk dimasukan pada grafik hubungan antara tegangan

alternating dan cycles. Faktor permukaan (ks)

merupakan fungsi dari tegangan tarik 80 ksi dan perlakuan pengerjaan akhir permukaan ( Fine-ground or commercially polished part) sebesar 0,9. Faktor ukuran (kD) untuk beban aksial

sebesar 1. Faktor keandalan (kR) dengan tingkat

kepercayaan 95% sebesar 0,868. Faktor

temperatur (kT) dengan asumsi temperature suhu

kamar 20o C sebesar 1. Faktor pembebanan (kL)

untuk beban aksial diambil 0.9. Faktor pengaruh lainnya (ko) diambil sebesar 0.9. Faktor pengaruh

kekuatan lelah (kf) diambil sebesar 1,59. Batas

kekuatan lelah hasil pengujian laboratorium 430 MPa. Dengan demikian faktor modifikasi yang mempengaruhi batas kekuatan lelah dapat dihitung sebagai berikut:

Pa x x x x x x x S_f 190141132 9 , 0 59 , 1 430000000 9 , 0 9 , 0 1 868 , 0 1 9 , 0 ₌ =

Hasli input tegangan alaternating versus cycles

dapat dilihat pada gambar 9.

3.3.3. Diskritisasi Elemen Hingga Untuk Volume Condylar Prosthesis

Diskritisasi bertujuan untuk mewujudkan kriteria utama metode elemen hingga dalam kaitan dengan analisa titik tertentu pada konstruksi dengan membagi volume geometri dari model menjadi elemen-elemen yang lebih kecil dan lebih sederhana.

Gambar 10 dan 11 merupakan hasil proses

meshing untuk kedua tipe lubang tempat dudukan baut. Kemudian pada tabel 3 adalah merupakan total node dan total elemen pada masing-masing variabel analisa.

Gambar 10. Meshing pada condylar prosthesis

dari Groningen TMJ prosthesis untuk tipe

lubang baut baut counter boring.

Gambar 11. Meshing pada Condylar prosthesis

dari Groningen TMJ prosthesis untuk tipe lubang baut counter hinking.

Tabel 3. Meshing pada masing-masing variabel analisa

Tebal Plat (mm) Tipe Lubang Baut Counter Boring Tipe Lubang Baut Counter Hinking Total Node Total Elemen Total Node Total Elemen 3 62262 40984 37977 23604

3.3.4. Input Kondisi Batas

Penerapan kondisi batas disesuaikan dengan kenyataan fiksasi stabil dari condylar prosthesis

pada ramus mandibula, dimana lubang

difungsikan untuk menjepit peralatan tersebut dengan baut. Atas dasar itulah, maka semua daerah lubang diberikan fixed support. Gambar

12 dan 13 merupakan hasil input kondisi batas untuk kedua tipe lubang baut

Gambar 12. Fixed support pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

untuk tipe lubang baut counter boring.

Gambar 13. Fixed support pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

untuk tipe lubang baut counter hinking.

3.3.5. Input Beban

Pada tahap ini diterapkan beban pada struktur.

Besar beban maupun arahnya yang telah dijelaskan pada sub bab 3.1 diterapkan pada

sphericalhead dari condylarprosthesis. Gambar

14 dan 15 merupakan hasil penerapan beban untuk kedua tipe lubang tempat dudukan baut.

Gambar 14. Beban pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis untuk tipe

lubang baut counter boring.

Gambar 15. Beban pada condylar prosthesis dari

Groningen TMJ prosthesis untuk tipe

lubang baut counter hinking.

4. Hasil Dan Analisa

Variabel yang ditampilkan dalam simulasi kelelahan adalah umur kelelahan, kerusakan akibat kelelahan, faktor keamanan dan tegangan

alternating ekivalen. Hasil analisa didasarkan

pada umur desain yang diharapakan untuk konstruksi tersebut yaitu 20 tahun yang kemudian disetarakan dengan siklus pengunyahan sebesar 1.1x107 _{siklus. Hal-hal yang perlu diperhatikan}

dalam simulasi: fatigue strength factor (Kf’)

sebesar 0,7, loading type adalah fully reversed, loading scala factor sebesar 1, analysis Type

adalah stress-life, mean Stress theory adalah

Gerber, stress component adalah equivalent

(von-Mises) dan lifeunits adalah cycles. 4.1. Hasil Simulasi Umur

Jika simulasi dilakukan dengan penerapan beban amplitudo konstan, maka hasil yang diperoleh adalah merupakan jumlah siklus sampai struktur tersbut gagal. Hasil umur minimum yang diperoleh untuk condylar prosthesis dari

Groningen TMJ prosthesis menggunakan tipe

lubang baut counter boring adalah 100000000 atau 1x108 _{siklus (gambar 16). Hasil umur}

minimum yang diperoleh untuk condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis menggunakan tipe lubang baut counter hinking

adalah 4478500 atau 4,4785x106 siklus (gambar 17).

Gambar 16. Umur pada condylarprosthesis dari

Groningen TMJ prosthesis untuk

tipe lubang baut counter boring.

Gambar 17. Umur pada condylarprosthesis dari Groningen TMJ prosthesis untuk tipe lubang baut counter hinking. 4.2. Hasil simulasi Kerusakan

Kerusakan akibat kelelahan didefinisikan sebagai umur desain dibagi dengan umur hasil simulasi atau umur yang diperoleh. Sejalan dengan definisi tersebut, maka simulasi kerusakan harus dilakukan berdasarkan umur desain. Rasio kerusakan maksimum pada Groningen TMJ prosthesis, menggunakan tipe lubang baut counter boring adalah 0,11 (gambar 18) dan menggunakan tipe lubang baut counter hinking adalah 2,4562 (gambar 19).

Gambar 18. Kerusakan pada condylarprosthesis

dari Groningen TMJ prosthesis untuk tipe lubang baut counter boring.

Gambar 19. Kerusakan pada condylarprosthesis

dari Groningen TMJ prosthesis untuk tipe lubang baut counter hinking. 4.3. Hasil Simulasi Faktor Keamanan

Faktor keamanan didefinisikan sebagai perbandingan antara batas kekuatan lelah dengan tegangan alternating. Simulasi faktor keamanan harus didasarkan juga pada umur desain yang diberikan. Hasil faktor keamanan minimum pada condylar prosthesis dari

Groningen TMJ prosthesis menggunakan tipe

lubang baut counter boring adalah 1,1232 (gambar 19). Hasil faktor keamanan minimum pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis menggunakan tipe lubang baut counterhinking 0,86375 (gambar 20).

Gambar 20. Faktor keamanan pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

untuk tipe lubang baut counter boring.

Gambar 21. Faktor Keamanan pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

untuk tipe lubang baut counter hinking. 4.4. Hasil Simulasi Tegangan Alternating

Tegangan alternating ekivalen yang didapat melalui analisa kelelahan berdasarkan metode

stress-life adalah tegangan yang dibutuhkan

untuk menghubungkan keadaan tegangan dan umur pada kurva S-N. Hasil distribusi tegangan

alternating ekivalen maksimum pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

menggunakan tipe lubang baut counter boring

adalah 169,29 MPa (gambar 22). Hasil distribusi tegangan alternating ekivalen maksimum pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis menggunakan tipe lubang baut counterhinkin adalah 220,13 MPa (Gambar 23).

Gambar 22. Tegangan Alternating pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

untuk tipe lubang baut counter boring.

Gambar 23. Tegangan Alternating pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis

untuk tipe lubang baut counter hinking .

4.5. Analisa Hasil Simulasi Kelelahan

Analisa hasil kelelahan condylar prosthesis dari

GroningenTMJprosthesis untuk tipe lubang baut counter boring dan tipe lubang baut counter hinking didasarkan pada kriteria-kriteria sebagai

berikut:

1. Umur dinilai berdasarkan posisinya pada kurva S-N, dimana lebih kecil dari 1,1x107 umurnya terhingga sedangkan lebih besar atau sama dengan 1,1x107 umurnya tak terhingga.

2. Kerusakan akibat kelelahan dinilai berdasarkan rasio kerusakan, dimana rasio kerusakan lebih besar dari 1 menyebabkan struktur akan rusak sebelum umur desain tercapai sedangkan lebih kecil dari 1 umur desain tercapai (Browel Raymond dan Hancq,, Al. 2006) .

3. Aman sampai mencapai umur desain apabila faktor keamanan lebih besar dari 1 sedangkan lebih kecil dari 1 gagal sebelum mencapai umur desain (Browel Raymond dan Hancq, Al., 2006).

4. Tegangan alternating ekivalen adalah

merupakan beban yang menyebakan struktur mengalami kegagalan akibat lelah atau tidak mengalami kegagalan akibat lelah.

Melelui kriteria di atas, maka analisa untuk kedua tipe lubang baut secara rinci dapat dilihat pada tabel 5.

Akibat pembebanan maksimum, terjadi tegangan

alternating ekivalen maksimum sebesar 169,29

MPa pada condylar prosthesis dari Groningen TMJ prosthesis yang menggunakan tipe lubang

baut counter boring. Namun besar tegangan tersebut tidak menyebabkan kegagalan lelah pada struktur. Hal ini dapat dibuktikan dengan hasil analisa kerusakan dan faktor keamanan, yang mana memberi jaminan bahwa konstruksi tersebut tidak mengalami kerusakan dan aman sampai mencapai umur desain. Bahkan berdasarkan analisa umur, hasilnya dapat mencapai umur tak terhingga.

Sementara untuk condylar prosthesis dari

Groningen TMJ prosthesis yang menggunakan

tipe lubang baut counter hinking, tegangan

alternating ekivalen maksimum adalah 220,15

MPa. Besar tegangan tersebut sudah menyebabkan kegagalan lelah pada struktur, dimana untuk analisa kerusakan dan faktor keamanan menyatakan bahwa telah mengalami kerusakan dan gagal sebelum mencapai umur desain. Hasil pengujian umur juga menyatakan umurnya terhingga.

Tabel 5. Analisa kelelahan Tipe Analisa Kelelahan Tipe Lubang Baut Counter Boring Tipe Lubang Baut Counter Hinking Umur Minimum Umur tak terhingga Umur terhingga Kerusakan Maksimum Umur desain tercapai Sudah rusak sebelum mencapai umur desain Faktor Keamanan Minimum Aman sampai mencapai umur desain Gagal sebelum mencapai umur desain Tegangan Alternating Ekivalen Maksismum 169,29 MPa 220,15 MPa

5.

Kesimpulan

Berdasarkan analisa hasil yang telah dikaji sebelumnya, didapatkan condylarprosthesis dari

Groningen TMJ prosthesis yang menggunakan

tipe lubang baut counter boring memeliki

ketahanan terhadap perilaku kelelahan lebih baik dari tipe lubang baut counter hinking. Hal ini

dapat dibuktikan dengan penerapan beban yang sama, tipe lubang baut counter boring tidak

mengalami kerusakan dan aman sampai mencapai umur desain, bahkan umurnya tak terhingga dengan umur minimumnya 1x108 siklus. Sementara tipe lubang baut counter hinking sudah mengalami kerusakan dan gagal sebelum mencapai umur desain, dimana umurnya terhingga dengan umur minimumnya 4,4785x106 _siklus.

6.

Pustaka

Browel Raymond dan Hancq, Al. (2006b), “Calculating and Displaying Fatigue Result: The ANSYS Fatigue Module Has a Wide Range of Features for Performing Calculation and Presenting Analysis Results”, ANSYS Solution Vol. 7, No. 2, ANSYS, Inc. hal. 16-19.

Juvinall Robert. C. (1967) “Engineering Considerations of Stress, Strain, and Strength”, McGraw-Hill Book Company, New York / St. Louis / San Francisco / Toronto / London / Sydney.

Kayabasi Oguz, Yuzbasioglu Emir, Erzincanh Fehmi (2006), “Static, Dynamic and Fatigue Behaviors of Dental Implant Using Finite Element Method”, Advances in Engineering Software, 37, hal. 649-658.

Pedersen Gordon. W. (1988), “Oral Surgery”, dalam Buku Ajar Praktis Bedah Mulut, Alih bahasa: Purwanto, Basoeseno, cetakan pertama, Penerbit Buku Kedokteran-EGC, Jakarta, 1996.

Senalp, A. Zafer, Kayabasi Oguz, Kurtaran Hasan (2007), “Static, Dynamic and Fatigue Behavior of Newly Designed Stem Shapes for Hip Prosthesis Using Finite Element Analysis”, Marials and Design, 28, hal. 1577-1583.

Stephens Ralph. I., Fatemi Ali, Stephens Robert. R. (2001), “Metal Fatigue in Engeneering”, Second edition, John Wiley & Sons, Inc., New York / Chichester / Weinheim / Brisbane / Singapore / Toronto.

Shigley Joseph. E., Mitchell Larry. D. (1993), “Mechanical Engineering Design”, dalam

Perencanaan Teknik Mesin, Alih bahasa: Harahap Gandhi, Jilid 1, Edisi Keempat, Penerbit Erlangga, Jakarta, 1999.

Toha Isa Setiasyah. (2007), “Pengembangan Produk dan Proses Pembuatan Prostesa Tangan dan Prostesa Kaki”, Laporan Akhir

Program Insentif Peningkatan Kapasitas IPTEK Sistem Produksi Tahun Anggaran 2007, Institut Teknologi-Bandung.

van Loon Jan Paul, de Bont Lambert. G.M., Stegenga. B., Spijkervet, F.K.L., Verkerke, G.J.(2002), “Groningen Temporomandibular Joint Prosthesis. Development and First Clinical Application”, International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery: Clinical Paper TMJ, 31, hal. 44-52.

van Loon Jan Paul, Falkenstrom, C.H., de Bont Lambert. G.M., Verkerke, G.J., Stegenga. B. (1999), “The Theoretical Optimal Center of Rotation for a Temporomandibular Joint Prosthesis: A Three-Dimensional Kinematic Study”, Journal of Dental Research, 78, hal. 43-48.

van Loon Jan Paul, Otten, E., Falkenstrom, C.H., de Bont Lambert. G.M., Verkerke, G.J. (1998), “Loading of a Unilateral Temporomandibular Joint Prosthesis: A Three-Dimensional Mathematical Study”,

Journal of Dental Research, 77, hal.

1939-1947.

Van Loon Jan Paul, de Bont Lambert. G.M., Boering Geert (1995), “Evaluation of Temporomandibular Joint Prosthesis: Review of the Literature From 1946 to 1994 and Implications for Future Prosthesis Designs”, International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery: Clinical Article, 53, hal. 984-995.

Zahavi Eliahu, Torbilo Vladimir (1996), “Fatigue Design: Life Expectancy of Machine Parts”,

CRC Press, Boca Roton / New York / London / Tokyo.