Torre e colaboradores avaliaram a força articular na base da coluna durante o movimento vertical de uma carga equivalente a 25% do peso do executante. Os resultados, apresentados no XI Congresso Brasileiro de Biomecânica, foram obtidos a partir de um modelo que admitia a coluna como uma haste rígida, onde a força muscular dos eretores da espinha foi considerada como uma única força que atua em um ponto a 2/3 do seu comprimento em relação ao sacro em um ângulo constante 12° com a haste rígida. Um único eixo de rotação desta haste rígida foi admitido na quinta vértebra lombar, sendo exatamente o local onde a força de compressão foi considerada aplicada, como mostra o modelo de segmento articulado (figura “a”) e seu respectivo diagrama de corpo livre (figura “b”).

Os parâmetros de entrada do modelo foram o ângulo de inclinação do tronco, a força-peso do tronco admitida atuando na metade do comprimento da haste rígida e a força-peso da carga somada ao peso da cabeça e dos braços admitida atuando no final da haste rígida. A força articular de compressão foi calculada a partir do modelo adotado, em duas posturas distintas: levantamento da carga com uma extensão de quadril, mantendo as articulações dos joelhos e cotovelos estendidas e levantamento da carga com uma extensão de quadril, mantendo as articulações dos joelhos e cotovelos flexionadas, na intenção de manter o objeto mais próximo ao corpo. A figura “c” ilustra os resultados da força articular calculada para a quinta vértebra lombar (eixo de rotação do modelo), obtida ao longo de todas as fases do levantamento. Os resultados estão expressos em valores absolutos (N) em função da inclinação do ângulo do tronco com a horizontal.

Acerca da força articular na coluna lombar, de acordo com as informações apresentadas, assinale a alternativa correta.

Torre e colaboradores avaliaram a força articular na base da coluna durante o movimento vertical de uma carga equivalente a 25% do peso do executante. Os resultados, apresentados no XI Congresso Brasileiro de Biomecânica, foram obtidos a partir de um modelo que admitia a coluna como uma haste rígida, onde a força muscular dos eretores da espinha foi considerada como uma única força que atua em um ponto a 2/3 do seu comprimento em relação ao sacro em um ângulo constante 12° com a haste rígida. Um único eixo de rotação desta haste rígida foi admitido na quinta vértebra lombar, sendo exatamente o local onde a força de compressão foi considerada aplicada, como mostra o modelo de segmento articulado (figura “a”) e seu respectivo diagrama de corpo livre (figura “b”).

Os parâmetros de entrada do modelo foram o ângulo de inclinação do tronco, a força-peso do tronco admitida atuando na metade do comprimento da haste rígida e a força-peso da carga somada ao peso da cabeça e dos braços admitida atuando no final da haste rígida. A força articular de compressão foi calculada a partir do modelo adotado, em duas posturas distintas: levantamento da carga com uma extensão de quadril, mantendo as articulações dos joelhos e cotovelos estendidas e levantamento da carga com uma extensão de quadril, mantendo as articulações dos joelhos e cotovelos flexionadas, na intenção de manter o objeto mais próximo ao corpo. A figura “c” ilustra os resultados da força articular calculada para a quinta vértebra lombar (eixo de rotação do modelo), obtida ao longo de todas as fases do levantamento. Os resultados estão expressos em valores absolutos (N) em função da inclinação do ângulo do tronco com a horizontal.

Com base nos resultados apresentados, é correto afirmar que a força articular na coluna lombar

A simulação humana em projetos de postos de trabalho tem conquistado espaço nas grandes empresas e instituições. Os principais benefícios advindos do uso dessa tecnologia são: ganho de tempo no processo de projeto; auxílio na comunicação entre os diferentes atores do projeto e entre projetistas e usuários; e, antecipação das considerações que envolvem a possível atividade futura de trabalho. O processo de modelagem humana é determinante para a eficiência da simulação, em que é aplicada como ferramenta de projeto (no sentido de antecipação das necessidades antropométricas) e como objeto intermediário para participação na construção e validação dos cenários evolutivos. Para que os resultados da simulação possam ser considerados válidos, é necessário que a modelagem seja apta e confiável. No contexto da simulação digital humana, para a confecção de modelos digitais adequados à realidade brasileira, é correto afirmar que

“A lombalgia está associada tanto ao sedentarismo, quanto à má postura, gerando desequilíbrios musculares, os quais remetem a um círculo vicioso. Uma atividade profissional inserida neste contexto é a das manicures e pedicures, pois, além de possuírem uma carga horária diária elevada e não praticarem atividades físicas regulares e orientadas, executam suas atividades em má postura. Nesta perspectiva, Candotti e colaboradores, para verificar a prevalência de dor lombar e desequilíbrios musculares da cintura pélvica de manicures, realizaram cinco procedimentos de avaliação: teste passivo de comprimento dos músculos isquiotibiais; teste de força dos músculos abdominais; teste de comprimento dos músculos flexores de quadril; teste de força dos músculos extensores lombares; e, questionário sobre a dor nas costas. Os resultados demonstram que a prevalência da dor lombar foi 96,7% e está associada aos encurtamentos musculares, aos isquiotibiais, aos flexores do quadril, e significativamente, à fraqueza dos músculos abdominais. Entretanto, não houve associação entre a dor lombar e a fraqueza dos músculos extensores lombares.” Diante do exposto, é correto afirmar que

Sant’anna e colaboradores avaliaram o pico de força das articulações do membro inferior durante o manuseio de carga, no movimento de colocar e retirar uma caixa que se encontrava no chão e acima do nível dos olhos. Os resultados, apresentados no X Congresso Brasileiro de Biomecânica, foram obtidos a partir de um modelo baseado em dinâmica inversa que, através da força mensurada junto ao solo com uma plataforma de força, estimava as forças internas ao corpo humano nas articulações do tornozelo, joelho e quadril.

Foram analisadas duas alturas (baixa e alta), duas cargas (leve e pesada) e dois movimentos (retirar e colocar a carga). Enquanto que nos protocolos de altura alta, o comportamento dos picos de força articular apresentaram resultados aleatórios, nos protocolos de altura baixa foi possível identificar um padrão. O gráfico representa os resultados para as situações BLC (altura baixa, carga leve, colocando a carga), BPC (altura baixa, carga pesada, colocando a carga), BLR (altura baixa, carga leve, retirando a carga) e BPR (altura baixa, carga pesada, retirando a carga), para as seguintes articulações: tornozelo (T), joelho (J) e quadril (Q) ao longo do tempo normalizado de execução da tarefa. No protocolo de colocar a carga, o tempo 0% representa a carga no chão, enquanto o tempo de 100% representa a carga colocada na posição especificada. No protocolo de retirar a carga, o tempo 0% representa a carga na posição especificada, enquanto o tempo de 100% representa a carga no chão.

Com base nos resultados apresentados nos gráficos, é correto afirmar que os picos de força articular

Sant’anna e colaboradores avaliaram o pico de força das articulações do membro inferior durante o manuseio de carga, no movimento de colocar e retirar uma caixa que se encontrava no chão e acima do nível dos olhos. Os resultados, apresentados no X Congresso Brasileiro de Biomecânica, foram obtidos a partir de um modelo baseado em dinâmica inversa que, através da força mensurada junto ao solo com uma plataforma de força, estimava as forças internas ao corpo humano nas articulações do tornozelo, joelho e quadril.

Foram analisadas duas alturas (baixa e alta), duas cargas (leve e pesada) e dois movimentos (retirar e colocar a carga). Enquanto que nos protocolos de altura alta, o comportamento dos picos de força articular apresentaram resultados aleatórios, nos protocolos de altura baixa foi possível identificar um padrão. O gráfico representa os resultados para as situações BLC (altura baixa, carga leve, colocando a carga), BPC (altura baixa, carga pesada, colocando a carga), BLR (altura baixa, carga leve, retirando a carga) e BPR (altura baixa, carga pesada, retirando a carga), para as seguintes articulações: tornozelo (T), joelho (J) e quadril (Q) ao longo do tempo normalizado de execução da tarefa. No protocolo de colocar a carga, o tempo 0% representa a carga no chão, enquanto o tempo de 100% representa a carga colocada na posição especificada. No protocolo de retirar a carga, o tempo 0% representa a carga na posição especificada, enquanto o tempo de 100% representa a carga no chão.

Analisando os resultados apresentados nos gráficos, é correto afirmar que os picos de força articular

Medidas de captura de movimentos com seis graus de liberdade para aplicações em biomecânica foram descritas inicialmente por An, Jacobsen e Chao (1988). O dispositivo dispõe de duas unidades – sensor-transmissor e base de recepção – e ambas continham três conjuntos de bobinas ortogonais que, quando excitadas com o mesmo sinal magnético de baixa frequência, geravam um padrão de três estados na base, permitindo discernir posições e orientações do sensor-transmissor em relação à base. An e colaboradores avaliaram, naquela época, o dispositivo como adequado para monitorar o movimento de segmentos em torno de uma única articulação. Quando utilizado para monitorar o movimento de diversos segmentos, o dispositivo descrito

O método OWAS (Ovako Working Posture Analysing System), desenvolvido na Finlândia para analisar as posturas de trabalho, foi proposto por três pesquisadores finlandeses (Karku, Kansi e Kuorinka – 1977) para a Ovaco Oy Company. Como todo método de análise de posturas, é necessária uma observação da tarefa que se está realizando e que se quer avaliar. De forma a atingir resultados confiáveis, os autores do método sugerem

O método RULA, originalmente proposto por Lynn McAtamney and/Nigel Corlett (1993), é um método de pesquisa desenvolvido para investigações ergonômicas em locais de trabalho que não requerem nenhum equipamento especial e fornece uma rápida avaliação das posturas, além da função muscular e das cargas externas experimentadas pelo corpo. Um sistema de codificação é utilizado para gerar uma lista de ações que indica o nível de intervenção necessária para reduzir os riscos de lesões devido a uma carga física do operador. Uma das principais limitações desse método está associada à possibilidade de avaliação, apenas, de

Um indivíduo segura uma carga em situação estática com o membro superior na horizontal, ombro flexionado a 90°, cotovelo estendido e punho na posição neutra. Considere:

• massa de segmento do braço igual a 2,1 kg;

• centro de massa (CM) do segmento do braço a 13,2 cm da articulação do ombro;

• massa de segmento antebraço-mão igual a 1,6 kg;

• CM do segmento antebraço-mão a 17,2 cm da articulação do cotovelo;

• massa da carga igual a 5,0 kg, com seu CM a 35,0 cm da articulação do cotovelo;

• aceleração da gravidade igual a 9,81 m.s^–2.

A força de reação e o momento rotacional na articulação do cotovelo podem ser estimados, respectivamente, em