Fiabilidad de un protocolo de elastografía basada en vibraciones para evaluar la rigidez del tendón de Aquiles a lo largo de múltiples ángulos articulares en atletas de élite

Summary

Este protocolo describe un método estandarizado y portátil basado en ultrasonidos para cuantificar el espectro funcional de rigidez del tendón de Aquiles a lo largo de múltiples ángulos de la articulación del tobillo en atletas de élite, permitiendo una evaluación fiable y reproducible del comportamiento mecánico tendinoso bajo diferentes condiciones de carga.

Abstract

El comportamiento mecánico del tendón de Aquiles desempeña un papel fundamental en el rendimiento atlético y el riesgo de lesiones; Sin embargo, la evaluación in vivo de la rigidez tendinosa sigue siendo un reto. Los enfoques convencionales que combinan ecografía con dinamometría son costosos, de laboratorio y típicamente limitados a posiciones de una sola articulación, mientras que las técnicas basadas en elastema existentes suelen estar limitadas por suposiciones metodológicas o una relevancia funcional limitada.

El propósito de este estudio fue presentar y validar un protocolo estandarizado y portátil para cuantificar el espectro funcional de rigidez del tendón de Aquiles a lo largo de múltiples ángulos fijos de la articulación del tobillo. Este paradigma desplaza la evaluación de un único valor de rigidez estática a un perfil mecánico continuo, capturando la respuesta no lineal del tendón a la carga. Utilizando un sistema de fusión fuerza–ultrasonido, se aplicaron vibraciones de baja frecuencia inducidas mecánicamente al tendón, mientras que el seguimiento de movimiento basado en ultrasonidos se empleó para estimar el módulo elástico de corte del tejido tendinoso superficial. Las mediciones se realizaron bilateralmente en atletas masculinos élite en posiciones predefinidas de la articulación del tobillo que iban desde estados relajados y plantares hasta posiciones neutras y dorsiflexionadas.

El protocolo demostró buena repetibilidad intra-ensayo y excelente reproducibilidad intra-sesión en todos los ángulos articulares, manteniéndose coeficientes de variación dentro de los límites aceptables para la elastografía de tejidos blandos y coeficientes de correlación intraclase que indican alta fiabilidad. La rigidez del tendón de Aquiles aumentó de forma no lineal con la dorsiflexión progresiva, lo que indica un comportamiento mecánico dependiente del ángulo. No se observó un efecto principal significativo de la dominancia lateral en todo el rango funcional, mientras que diferencias específicas del deporte surgieron en ángulos articulares seleccionados.

Este protocolo proporciona un enfoque práctico y repetible para caracterizar el comportamiento mecánico del tendón de Aquiles bajo condiciones de carga funcionalmente relevantes. Su portabilidad y flujo de trabajo estandarizado lo hacen adecuado para aplicaciones de laboratorio, clínicas y de campo, ofreciendo una herramienta valiosa para el seguimiento de atletas, la evaluación del riesgo de lesiones y la evaluación longitudinal de la adaptación de tendones.

Introduction

El tendón de Aquiles desempeña un papel fundamental en el movimiento humano de alto rendimiento al transmitir fuerzas musculares y almacenar y liberar energía elástica durante las acciones del ciclo de estiramiento-acortamiento (^SSC). Su rigidez mecánica es un determinante clave de la eficiencia del movimiento, influyendo en la transmisión de fuerzas, la reutilización de energía elástica y la producción mecánica global durante tareas locomotoras y^{explosivas 2}. En atletas de élite —especialmente aquellos que practican sprint, salto y otros deportes dominados por el SSC— una mayor rigidez del tendón de Aquiles se ha asociado de forma constante con una mayor velocidad de sprint, aceleración, economía de carrera, rendimiento en salto y tasa de desarrollo de fuerza^{superiores 3}. Se ha demostrado que tanto la exposición a entrenamiento a largo plazo como la carga mecánica a corto plazo inducen alteraciones medibles en la rigidez tendinosa, reflejando la capacidad adaptativa del tejido^{tendinoso 4,5}. Por el contrario, condiciones patológicas como la tendinopatía de Aquiles suelen caracterizarse por una rigidez alterada, que puede dificultar la transmisión de la fuerza a pesar de la resistencia muscular^preservada. El impacto de la tendinopatía es considerable; En los deportes de élite, conlleva una pérdida significativa de tiempo, rendimiento deteriorado y potencialmente carreras acortadas, mientras que en poblaciones recreativas activas representa un problema muy prevalente y recalcitrante que disminuye la calidad de vida y genera considerables costes sanitarios. Por tanto, una evaluación precisa y fiable de la rigidez del tendón de Aquiles es esencial para el seguimiento del rendimiento, la gestión de la carga y la evaluación relacionada con lesiones en poblaciones deportivas.

Actualmente, la combinación de ecografía y dinamometría es ampliamente considerada como un enfoque de referencia para la evaluación in vivo de la rigidez ^{tendinosa 7,8,9}. Aunque este método aporta una valiosa información sobre las propiedades mecánicas de los tendones bajo condiciones altamente controladas, varias limitaciones prácticas limitan su aplicación^{más amplia 10}. La configuración es laboriosa, depende en gran medida de la experiencia del operador y suele estar limitada a entornos de laboratorio. Además, representa una barrera financiera considerable, que a menudo requiere una inversión de capital considerable tanto para el dinamómetro isocinético como para la maquinaria de ultrasonido premium. Además, las estimaciones de rigidez suelen derivarse bajo condiciones de carga aisladas o cuasi-estáticas en una sola configuración articular, lo que limita su aplicabilidad para el seguimiento rutinario de atletas, la evaluación en campo y la evaluación longitudinal a lo largo de los ciclos de entrenamiento. Estas limitaciones ponen de manifiesto la necesidad de enfoques alternativos de medición que sean tanto metodológicamente robustos como viables en entornos deportivos aplicados.

Las técnicas de elastografía basadas en ultrasonidos han surgido como herramientas valiosas para la evaluación in vivo de las propiedades mecánicas de los tendones. Entre ellas, la elastografía de onda cortante (SWE) se ha aplicado ampliamente a tejidos musculoesqueléticos; sin embargo, su uso ha puesto de manifiesto importantes desafíos^{metodológicos 11}. Estudios previos han demostrado que las mediciones de rigidez derivadas de la elastografía son altamente sensibles al ángulo articular, la orientación de la sonda, la precompresión del tejido, la selección de la región de interés (ROI) y las estrategias de procesamiento de datos, especialmente en estructuras altamente anisotrópicas como los tendones. Para mitigar la variabilidad inducida por el operador, algunos autores han defendido el uso de arneses externos personalizados para asegurar la sonda de ultrasonidos, aunque esto a menudo conlleva la eficiencia de las pruebas y la rápida adquisición de datos. Como resultado, se han defendido firmemente normas metodológicas y protocolos rigurosos de medición —ya sea utilizando técnicas a mano alzada o estabilización externa— para garantizar una evaluación válida y reproducible de la rigidez. Estas consideraciones metodológicas no se limitan a la SWE, sino que son ampliamente relevantes para técnicas basadas en elastografía que infieren rigidez tisular a partir de propagación de ondas inducida mecánicamente.

En los últimos años, la elastografía por ultrasonido basada en vibraciones ha ganado atención como una alternativa práctica y adaptable al campo para evaluar las propiedades mecánicas de tejidos musculoesqueléticos^{superficiales 12}. En este enfoque, las vibraciones mecánicas —con parámetros de frecuencia y amplitud específicamente optimizados para las propiedades acústicas y estructurales del tejido objetivo— se aplican externamente al tejido, y la propagación resultante de la onda se rastrea mediante imágenes ultrasónicas para derivar parámetros relacionados con la rigidez. Aunque estudios pioneros previos han utilizado con éxito la ultrasonografía junto con un actuador externo para evaluar la mecánica de los tendones—empleando un voluminoso agitador mecánico sujeto al miembro para generar ondas sinusoidales^continuas—el protocolo actual emplea un enfoque de vibración transitoria. Al emplear una configuración flexible y de mano en la que la punta de excitación mecánica se coloca manualmente justo al lado del transductor de ultrasonido para entregar impulsos transitorios extremadamente breves (300 ms), este sistema elimina la necesidad de montajes externos de correas complejos y que consumen mucho tiempo. Este avance reduce significativamente la carga de los sujetos y, en comparación con las combinaciones tradicionales de dinamometría y ultrasonido basadas en laboratorio, hace que los sistemas de elastografía basados en vibraciones sean más portátiles, no invasivos y viables para mediciones repetidas en entornos deportivos aplicados. Sin embargo, a pesar de estas ventajas, los estudios existentes han evaluado típicamente la rigidez del tendón de Aquiles en una sola configuración articular, proporcionando solo una instantánea limitada del comportamiento mecánico del tendón.

La rigidez del tendón depende inherentemente de la configuración de la unidad músculo-tendón, variando en función del ángulo de la articulación y la longitud del músculo. Por tanto, una medición de un solo ángulo no logra captar la variabilidad funcional en la rigidez tendinosa que ocurre a lo largo del rango de movimiento del tobillo y durante posturas específicas de cada deporte. Esta limitación reduce la relevancia práctica de las mediciones de rigidez para atletas expuestos a cargas multiángulo y transiciones rápidas de fuerzas. Hasta la fecha, pocos estudios han cuantificado sistemáticamente la rigidez del tendón de Aquiles a través de múltiples ángulos articulares estandarizados utilizando un protocolo^{reproducible basado en elastografía 15}.

Para abordar esta brecha metodológica, proponemos un Paradigma del Espectro de Rigidez Funcional. Este enfoque reconceptualiza la rigidez del tendón no como una propiedad escalar, sino como una función continua de la posición de la articulación, cuantificando la salida mecánica del tendón a lo largo de un rango fisiológico de estados de carga. Al aislar el módulo elástico de corte del tendón libre a través de múltiples ángulos, este método proporciona una evaluación específica del tejido que complementa la dinamometría tradicional de la unidad músculo-tendón. El propósito de este manuscrito es presentar un protocolo detallado y paso a paso para implementar este método, incluyendo posicionamiento de sujetos, estandarización de ángulos articulados, manejo de sondas, selección de ROI y procedimientos de adquisición de datos. Este protocolo está diseñado para facilitar la evaluación reproducible del espectro funcional de rigidez del tendón de Aquiles y para proporcionar a investigadores y profesionales una herramienta práctica para investigar adaptaciones específicas del tendón y biomecánica funcional en atletas de élite. Es importante destacar que, para proporcionar orientación práctica sobre la utilidad de este método, sus límites de aplicabilidad deben estar claramente definidos. Este enfoque es muy adecuado para el perfilado no invasivo, estático o cuasiestático de la mecánica tendinosa local, como el seguimiento de adaptaciones longitudinales, el cribado de asimetrías laterales o el seguimiento de la rehabilitación de tendinopatías. Sin embargo, no es adecuado para tareas de movimiento altamente dinámico y continuo donde mantener un acoplamiento acústico consistente es inviable, ni es aplicable durante la fase aguda de roturas completas de tendones, donde la tensión base está ausente. Además, los profesionales deben tener en cuenta que, debido al efecto de saturación de la propagación de ondas de corte bajo tensión tisular extrema, la precisión absoluta de la medición puede reducirse en rangos extremos de movimiento (por ejemplo, dorsiflexión máxima).

Protocol

Este estudio fue aprobado por el Comité de Ética en la Investigación de la Universidad del Deporte de Pekín (número de aprobación: 2025608H), y todos los procedimientos se llevaron a cabo de acuerdo con la Declaración de Helsinki. Todos los participantes proporcionaron consentimiento informado por escrito para la participación en el estudio y la publicación de imágenes anonimizadas.

Preparación de los participantes

Reclutamiento y elegibilidad

Los participantes fueron reclutados de equipos deportivos a nivel nacional e incluían atletas profesionales masculinos de entre 18 y 26 años en múltiples disciplinas deportivas (por ejemplo, sprint, tenis, baloncesto). Se sometió a un cribado para asegurar un índice de masa corporal (IMC) normal^. La pierna dominante se determinaba pidiendo a los participantes que patearan un balón.

Criterios de inclusión y exclusión

Los participantes cumplían los siguientes criterios de inclusión: sexo masculino, IMC normal y clasificación deportiva a nivel nacional. Los criterios de exclusión incluían antecedentes de lesión o cirugía de tobillo, enfermedad neurológica o sistémica, dolor musculoesquelético agudo o inflamación relacionada con el tendón de Aquiles o estructuras circundantes, y consumo autoinformado de fármacos anabólicos.

Entorno de pruebas e instrucciones previas a la prueba

Todas las mediciones se realizaron bajo condiciones de laboratorio estandarizadas, utilizando la misma sala de pruebas y examinadores para todos los participantes. Se indicó a los participantes que evitaran ejercicios de alta intensidad durante 48 horas antes de realizar^{la prueba 17}.

Componentes y conexiones del equipo

En este estudio se utilizó un sistema portátil de elastografía por ultrasonido basado en vibraciones. Los productos comerciales y software específicos utilizados se detallan en la Tabla de Materiales. El sistema constaba de cuatro componentes principales: (1) una unidad principal con software integrado del sistema (versión 1.0), (2) un transductor de ultrasonido de matriz lineal, (3) un módulo de excitación externo y (4) una cabeza vibratoria L15.

El transductor de matriz lineal era una sonda de 128 elementos con una frecuencia central nominal de 100 Hz y una amplitud de 1 mm, diseñada para la obtención de imágenes de alta resolución de tejidos musculoesqueléticos superficiales. El módulo de excitación, junto con la cabeza vibratoria L15, generaba vibraciones mecánicas de baja frecuencia (15 ± 2 mm), que se transmitían al tejido para inducir ondas que se propagaban mecánicamente. El movimiento de los tejidos resultante de la propagación de ondas fue seguido por el sistema de ultrasonidos, y los parámetros relacionados con la rigidez se derivaron utilizando el software de análisis integrado del sistema.

El transductor se conectaba a la unidad principal alineando el conector con la interfaz correspondiente en el panel trasero de la unidad principal, insertándolo firmemente hasta que se bloqueaba con los botones del conector completamente enganchados y a ras con la carcasa de la sonda, y tirando suavemente del cable del transductor para confirmar una conexión segura. El módulo de excitación se conectaba al conector designado situado en la parte inferior izquierda de la unidad principal alineando el conector de bloqueo, insertándolo completamente y apretando manualmente el mecanismo de bloqueo para asegurar una conexión mecánica y eléctrica estable. El sistema se encendía encendiendo la fuente principal de alimentación y confirmando que el indicador de estado del sistema se iluminaba, seguido de encender la interfaz de la tableta, iniciar el software del sistema de ultrasonido seleccionando el icono de aplicación designado y verificar que el sistema accedía a la interfaz principal de funcionamiento de ultrasonido mostrando imágenes en modo B en tiempo real.

Adquisición del módulo elástico de corte (G)

Preparación y colocación del transductor

Se aplicó una capa uniforme de gel de acoplamiento precalentado sobre la superficie del transductor y la sonda se colocó ligeramente contra el lugar de medición con el punto objetivo alineado bajo el lado anterior de la sonda. La calidad de las imágenes se confirmó antes de la adquisición, asegurando que el plano del transductor estuviera casi perpendicular a la superficie de la piel (>75°), que la distancia entre el transductor y la piel fuera de aproximadamente 5 mm, que no hubieran burbujas de aire visibles y que las fibras de la fascia y los tendones estuvieran claramente visualizadas.

Configuración del módulo de excitación

Los parámetros del modo elastografía (modo E) se ajustaron a una frecuencia de 7,5 MHz, 4 líneas de adquisición, un rango de profundidad de 5 mm y un tiempo de adquisición de 300 ms. Se activó el módulo de excitación y la punta de excitación se posicionó a 3–6 mm delante del lado de protuberancia de la sonda, perpendicular al plano de imagen de la sonda.

Imagen en modo E y ajuste de profundidad

El sistema de ultrasonido se cambió a modo E, y la línea de referencia se posicionó de modo que el rango de profundidad de adquisición comenzara justo por debajo de la fascia tendinosa superficial. La región de interés (ROI) se ajustó para cubrir el grosor del tendón, evitando estrictamente la piel, el tejido subcutáneo y la almohadilla grasa de Kager.

Adquisición de datos y control de calidad

La medición continua se iniciaba haciendo clic en el botón Encendido , y el sistema calculaba automáticamente el módulo de corte (G), proporcionando la media ± valores SD de los datos válidos. La postura del participante y del operador se mantuvo constante durante la adquisición para obtener al menos 10 datos válidos y continuos. La adquisición de datos se detenía pulsando la función de congelación una vez que se recogían suficientes puntos de datos. El conjunto de datos fue revisado para detectar valores atípicos y se eliminaron puntos de datos anómalos usando la función de edición del sistema.

Las mediciones se repitieron al menos tres veces en cada ángulo del tobillo. Una medición se consideraba válida solo si la desviación estándar (DE) de los puntos de datos continuos era inferior al 10% de la media, de acuerdo con los requisitos internos de validez del dispositivo; de lo contrario, la medición se descartaba y repetía. Las imágenes en modo B y los mapas de imagen mecánica se guardaban para documentación (Figura 1).

Figura 1. Representación esquemática de la configuración experimental y del protocolo de adquisición del espectro de rigidez funcional. (A) Montaje experimental. (B) Zonas específicas de medición en el tendón de Aquiles. (C) Ángulos de la articulación del tobillo en la secuencia experimental. Abreviaturas: PF = flexión plantar, DF = dorsiflexión. Por favor, haz clic aquí para ver una versión ampliada de esta figura.

Procedimiento de adquisición de datos

Registro de sujetos y localización anatómica

Se registró la información demográfica y deportiva de los participantes a la llegada. Se indicó a los participantes que se quitaran los zapatos y calcetines y se tumbaran boca abajo en el sofá de examen con los tobillos completamente extendidos aproximadamente 5 cm sobre el borde. El ápice superior de la tuberosidad calcânea se localizó mediante palpación, y un punto 5 cm proximal a este punto de referencia fue marcado con un marcador cutáneo para definir el lugar inicial de la medición. El lugar marcado se verificó mediante imágenes por ultrasonido en la vista longitudinal.

Medición de línea base

La adquisición inicial de rigidez se realizó en el estado base (estado relajado sin arranque) siguiendo los procedimientos descritos anteriormente.

Medición multiángulo (espectro de rigidez funcional)

Las mediciones se realizaron secuencialmente en ambos tendones de Aquiles bajo las siguientes condiciones: relajado, 0° (neutro), 20° de flexión plantar (PF), 40° PF, 20° de dorsiflexión (DF) y 40° DF. Se evitó intencionadamente un orden de prueba aleatorizada, ya que comprobar una posición extrema de dorsiflexión antes de las posiciones de la plantarflexión induciría histéresis tisular y preacondicionamiento, alterando artificialmente la mecánica base y afectando las mediciones posteriores.

Figura 2. Interfaz representativa del sistema durante la adquisición de datos. El panel central muestra una imagen longitudinal de ultrasonido en modo B del tendón de Aquiles, mostrando una clara alineación paralela de las fibras. El panel amarillo de la derecha muestra la cuantificación en tiempo real del módulo elástico de corte (G). El sistema calcula automáticamente el valor medio (20,46 kPa en este ejemplo) y la desviación estándar (0,37 kPa) a partir de la lista de mediciones válidas que se muestra a continuación. Esta lectura demuestra una alta estabilidad en la medición con una desviación estándar baja (DE < 10% de la media), cumpliendo los criterios de control de calidad del protocolo. Por favor, haz clic aquí para ver una versión ampliada de esta figura.

Instalación del botín y ajuste de ángulos

El pie del participante se colocaba en la bota ajustable de prueba de tobillo, asegurando que el talón descansara completamente pegado a la copa posterior del talón de la base de la bota. La parte delantera del pie, la parte media y la pierna inferior se aseguraron usando las correas de gancho y lazo para evitar el levantamiento del talón o desplazamientos laterales durante las pruebas. Se aflojaron los mandos bilaterales de bloqueo del mecanismo de bisagra de la bota, y el tobillo se guió manualmente hacia el ángulo objetivo alineando los marcadores estructurales con la escala goniométrica. Los pomos de bloqueo se apretaban firmemente para asegurar la articulación del tobillo en el ángulo objetivo. La medición por ultrasonidos se realizó inmediatamente después de bloquear el ángulo para evitar la relajación viscoelástica del tendón.

Tras el procedimiento

Se indicó a los participantes que se quitaran la bota de tobillo, y todos los instrumentos y las sondas de ultrasonido fueron limpiados y desinfectados.

Procesamiento de datos y análisis estadístico

Agregación de datos

Para cada ensayo de medición, se verificó que el SD interno de los puntos de datos era <10% de la media. El coeficiente de variación (CV) entre ensayos entre los tres ensayos válidos se calculó para cada ángulo de medición y se requirió que fuera <30%; de lo contrario, el conjunto de datos se descartaba y se volvía a medir. Se calculó la media global de los tres ensayos exitosos y se utilizó para análisis posteriores.

Modelado estadístico

El coeficiente de correlación intraclase (ICC) se calculó para evaluar la reproducibilidad de la medición. Los efectos de las variables sobre la rigidez del tendón de Aquiles se analizaron utilizando Modelos Mixtos Generalizados (GLMM). La rigidez del tendón de Aquiles (G) se especificó como la variable dependiente, con el ángulo de la articulación del tobillo, el tipo deportivo y la pierna dominante como factores fijos. El ID del sujeto se incluyó como un efecto aleatorio para tener en cuenta las medidas repetidas. Se realizaron análisis post-hoc con corrección de Bonferroni.

Visualización de datos

Los datos procesados se exportaron y visualizaron utilizando gráficos lineales para el análisis espectral de rigidez y gráficos de barras para comparaciones de grupos.

Results

Antes de interpretar los resultados estadísticos, era fundamental definir los criterios para una implementación exitosa frente a una fallida de este protocolo. Las características demográficas de los participantes se presentan en la Tabla 1. Una medición exitosa se caracterizó visualmente por una imagen de alta calidad en modo B que mostraba una estructura fibrilar tendinosa clara y continua paralela a la superficie de la piel, junto con un mapa de color elastográfico estable y homogéneo dentro de la Región de Interés (ROI) predefinida (como se muestra en la Figura 2). Cuantitativamente, el éxito se logró cuando los puntos de datos continuos dentro de una sola captura dieron un coeficiente de variación (CV) del <30%. Por el contrario, una implementación fallida se indicaba típicamente por un mal acoplamiento acústico (que resultaba en vacíos oscuros o cortes de señal en el mapa elastográfico), artefactos de movimiento o una presión excesiva inducida por el operador en la sonda, que endurecía artificialmente el tejido superficial. Cualquier ensayo que mostrara un CV ≥ 30%, o que mostrara empaste elastográfico discontinuo, constituía un fallo técnico y requería el reposicionamiento y reevaluación inmediata de la sonda.

	Baloncesto	Voleibol	Fútbol americano	Tenis	Sprint	Carrera de larga distancia	Kruskal-Wallis p
Edad (año)	22,2±2,29	20,6±1,59	21.1±2.42	20,9±2,63	21,7±3	21.1±2.2	0.639
Altura (m)	1,87±0,09	1,87±0,05	1,77±0,05	1,81±0,05	1,76±0,05	1,75±0,05	<0,001
Peso (kg)	81,8±9,91	76±8,71	69,1±6,45	70,6±4,39	70,6±5	65,9±5,86	<0,001
IMC	23,4±1,48	21,7±1,84	22.1±1.69	21,5±1,34	22,8±1,34	21,5±1,67	0.033
Frecuencia de entrenamiento (veces por semana)	4,75±2,67	4,89±1,54	5.1±1.10	4,82±1,40	5,89±1,83	6±0,87	0.125
Edad del deporte (año)	9,75±4,25	6.22±2.91	10,8±2,62	9.73±4.13	3.44±1.74	5,5±3,89	<0,001

Tabla 1: Características demográficas de los atletas.

Fiabilidad y precisión intraensayo

La precisión interna del protocolo se evaluó calculando el coeficiente de variación (CV) para el módulo elástico de cizalladura del tendón de Aquiles (G) en todas las condiciones de medición (6 ángulos articulares × 2 extremidades × N participantes). Los valores medios de CV oscilaron entre el 14,0% y el 25,2% en diferentes ángulos articulares (Tabla 2). Cabe destacar que la variabilidad de la medición mostró un patrón dependiente del ángulo: los valores CV se mantuvieron más bajos y muy estables durante los estados de reposo y de flexión plantar (PF), pero aumentaron sistemáticamente a medida que el tobillo se posicionaba en una dorsiflexión extrema (DF).

Además, la reproducibilidad intra-sesión entre ensayos de medición consecutivos se evaluó utilizando el coeficiente de correlación intraclase (ICC). Los resultados demostraron una fiabilidad relativa de buena a excelente en todos los ángulos articulares evaluados. Específicamente, los valores de ICC (2,1) oscilaron entre 0,871 y 0,974 (Tabla 2), con la mayor fiabilidad observada en el estado relajado (ICC = 0,974, IC 95%: 0,943–0,990) y la fiabilidad más baja, aunque aún robusta, en la posición neutral 0° (ICC = 0,871, IC 95%: 0,751–0,939). Junto con los datos de CV, estos hallazgos confirmaron la robustez y estabilidad biomecánica general del protocolo de medición multiángulo.

	Relájate	PF 40	PF 20	0	DF 20	DF 40
Currículum medio	0.16	0.14	0.16	0.25	0.24	0.25
ICC(2,1)	0.974	0.962	0.925	0.871	0.957	0.965
IC 95% para ICC	[0.943, 0.990]	[0.930, 0.980]	[0.847, 0.967]	[0.751, 0.939]	[0.927, 0.976]	[0.933, 0.983]

Tabla 2: Fiabilidad en la medición (coeficiente de correlación intraclase) y precisión interna (coeficiente de variación) del módulo elástico de cizalladura del tendón de Aquiles a lo largo de ángulos articulares distintos.

Rigidez funcional del tendón de Aquiles

La rigidez del tendón de Aquiles (G) se cuantificó en seis ángulos de la articulación del tobillo tanto para extremidades dominantes como no dominantes. Los resultados de los Modelos Mixtos Generalizados (GLMM) para efectos fijos se resumen en la Tabla 3. La rigidez del tendón de Aquiles en todo el rango funcional de movimiento fue cuantificada con éxito. Como era de esperar, la rigidez tendinosa aumentó de forma no lineal desde la flexión plantar (flojidad) hasta la dorsiflexión (tensión) en todos los participantes (véase la Figura 3).

El GLMM reveló un efecto principal significativo del ángulo articular (p < 0,001), mientras que el tipo lateral (dominante vs. no dominante) y el tipo deportivo no mostraron efectos principales. La interacción entre el ángulo × el deporte fue significativa (p = 0,049), lo que indica diferencias de rigidez específicas de cada deporte en ciertos ángulos de tobillo. Para fundamentar estas diferencias, se realizaron análisis de efectos simples a posteriori. Las diferencias fueron más pronunciadas en la flexión plantar de 20° (PF20), donde tanto los atletas de baloncesto (203 ± 187 kPa; p = 0,046, D de Cohen = 0,58) como los atletas de larga distancia (188 ± 138 kPa; p = 0,048, d de Cohen = 0,62) mostraron una rigidez tendinosa significativamente mayor en comparación con los atletas de tenis (122 ± 62 kPa). Además, en posición neutral (0°), los atletas de baloncesto (1033 ± 912 kPa) mantuvieron una rigidez significativamente mayor que los tenistas (574 ± 382 kPa; p = 0,008, d de Cohen = 0,66). Por el contrario, a 40° de dorsiflexión (DF40), no se observaron diferencias significativas entre los deportes, lo que sugiere convergencia de propiedades mecánicas bajo carga tendinosa máxima.

Factor	X²	df	p
Ángulo	8964.919	5	< .001
Lado (Dominante/No dominante)	0.47	1	0.493
Deporte	4.423	5	0.49
Ángulo × Lateral	1.715	5	0.887
Deporte × paralelo	10.182	5	0.07
Ángulo × Deporte	37.788	25	0.049
Ángulo × Lateral × Deporte	26.065	25	0.404

Tabla 3: Resultados de pruebas de efectos fijos de los Modelos Mixtos Generalizados (GLMM). 

Figura 3. Espectro funcional de rigidez del tendón de Aquiles a lo largo de diferentes ángulos de la articulación del tobillo. Los datos se presentan como media ± SD. El eje X representa la posición de la articulación del tobillo, que va desde los estados de flojera (relajado, flexión plantar [PF]) hasta los estados tensados (neutral 0°, dorsiflexión [DF]). El eje Y representa el módulo elástico de corte (rigidez) representado en una escala log10. El módulo de cizallamiento aumentó de forma no lineal con el aumento de la dorsiflexión. No se encontró ningún efecto principal significativo de dominancia lateral ni de interacción ángulo × lateral (p > 0,05), lo que indica una simetría funcional global entre tendones dominantes y no dominantes en todo el rango probado. Los asteriscos (*) indican una diferencia significativa (p < 0,05) respecto al grupo de referencia (tenis) según las estimaciones de los parámetros GLMM. Por favor, haz clic aquí para ver una versión ampliada de esta figura.

Figura suplementaria S1. Módulo de corte del tendón de Aquiles a través de ángulos articulares comparando los lados izquierdo y derecho. Los datos se presentan como media ± SD. El eje X representa el ángulo de la articulación del tobillo, que va desde posiciones flojas (Relajación, Plantarflexión) hasta posiciones tensadas (Neutral 0°, Dorsiflexion/Extensión). El eje Y representa el módulo de corte (rigidez) representado en una escala log10. El módulo de cizallamiento aumentó de forma no lineal con el aumento de la dorsiflexión. Se observó un efecto principal significativo solo en ángulo articular, mientras que no se encontraron efectos principales significativos en el ángulo lateral o deportivo. Además, se detectó una interacción significativa entre ángulo × lado lateral, mientras que todos los demás efectos de interacción permanecieron sin ser significativos. * indica una diferencia significativa (p < 0,05) entre los lados izquierdo y derecho en neutral 0° según estimaciones de parámetros GLMM. Abreviaturas: PF = flexión plantar; DF = dorsiflexión. Por favor, haga clic aquí para descargar este archivo.

Discussion

Este estudio presentó un protocolo estandarizado para cuantificar el espectro funcional de rigidez del tendón de Aquiles en atletas masculinos de élite utilizando un dispositivo portátil de fusión de fuerza-ultrasonido. A diferencia de la imagen anatómica convencional, que ofrece una visión funcional limitada, este método utilizó la elastografía por ultrasonido basada en vibraciones para mapear de forma no invasiva las propiedades mecánicas del tendón a lo largo de un rango fisiológico de ángulos de la articulación del tobillo. La duración total de las pruebas fue de aproximadamente 10–20 minutos por sujeto, y la extracción automática de los valores del módulo elástico convirtió este protocolo en una solución práctica para la monitorización longitudinal tanto en entornos deportivos de laboratorio como de campo. Sin embargo, como en cualquier evaluación de múltiples ángulos, las propiedades viscoelásticas inherentes del tendón de Aquiles—específicamente la susceptibilidad a la fluencia, la histéresis y la relajación de esfuerzo—deben gestionarse cuidadosamente. Aunque toda la sesión duró entre 10 y 20 minutos, esto incluyó la instalación, la designación anatómica y la instalación de las botas. El tiempo real dedicado a cada ángulo de la articulación fue breve (normalmente menos de 1 minuto). Además, la vibración mecánica aplicada era transitoria (300 ms por ventana de adquisición) en lugar de continua, minimizando el riesgo de fatiga mecánica acumulada. Para mitigar la relajación del estrés, el protocolo exigía que la adquisición de datos se realizara inmediatamente al bloquear la articulación del tobillo para capturar la rigidez instantánea antes de que el fluimiento viscoelástico pudiera alterar la mecánica del tejido. No obstante, futuras implementaciones que impliquen cargas repetidas más extensas deberían seguir siendo conscientes de estas propiedades dependientes del tiempo.

Para garantizar la reproducibilidad del espectro de rigidez, se requería una estricta adhesión a detalles específicos de adquisición. Primero, la aplicación de una capa suficiente de gel acústico era fundamental para evitar artefactos de reverberación en la interfaz del aire, que pueden degradar la calidad de la señal de onda cortante. En segundo lugar, el momento de la medición fue un factor decisivo. Debido a la naturaleza viscoelástica del^{tendón 18}, la relajación de esfuerzos ocurría inmediatamente después de que el tobillo se bloqueaba en una nueva posición. Por lo tanto, el protocolo requería que la adquisición comenzara inmediatamente tras la fijación del ángulo para capturar la respuesta instantánea de rigidez en lugar del estado relajado.

Un análisis detallado de la repetibilidad intra-ensayo reveló un patrón de variabilidad dependiente del ángulo articular. Se observaron coeficientes de variación más bajos (CV, ~14–16%) en posiciones plantares flexionadas (estado flojo), mientras que CV más altas (~24–25%) se observaron en posiciones dorsiflexionadas (estado tensado). Esta tendencia probablemente reflejaba los desafíos técnicos asociados a cuantificar la mecánica tisular en los límites superiores de rigidez. En el estado de tensión (dorsiflexión), la rigidez tendinosa aumentó de forma no lineal, provocando que las ondas de corte se propaguen a altas^{velocidades 19}. Esto puede acercarse a los límites de detección del dispositivo portátil. En consecuencia, valores CV más altos en posiciones dorsiflexionadas reflejaban las complejas propiedades acústicas de un tejido anisotrópico altamente tenso, más que la falta de fiabilidad metodológica o un error del operador. Reconocer esta variabilidad inherente fue importante para establecer umbrales de control de calidad ecológicamente válidos. Imponer un umbral más estricto (por ejemplo, CV < 20%) en todos los ángulos requeriría una repetición excesiva de pruebas en posiciones extremas de estiramiento, lo que podría introducir artefactos fisiológicos como fluencia viscoelástica y relajación de tensiones. Por lo tanto, un umbral de CV de < 30% se consideró un compromiso pragmático para las pruebas in vivo con múltiples ángulos. No obstante, los operadores debían mantener la estabilidad de la sonda al evaluar el tendón en posiciones de alta tensión para minimizar la variabilidad adicional.

Para investigadores y clínicos, los valores elevados de la CV (>20%) en dorsiflexión extrema indican que los valores de rigidez absoluta en estos ángulos deben interpretarse con precaución. Esto sugiere que el método es más adecuado para seguir cambios longitudinales intraindividuales en lugar de depender únicamente de comparaciones transversales interindividuales a máxima tensión. Para reducir aún más la variabilidad, futuras mejoras del protocolo pueden incluir el uso de enfoques externos de estabilización (por ejemplo, soportes personalizados) para estandarizar la presión y orientación de la sonda. Sin embargo, cualquier estrategia de estabilización debe permitir un ajuste rápido del ángulo para mantener el equilibrio entre la estabilidad mecánica y la minimización de la fluencia viscoelástica.

El Espectro de Rigidez Funcional propuesto ofrece un avance metodológico respecto a la dinamometría isocinética tradicional. Aunque la dinamometría se considera un método de referencia para evaluar las propiedades mecánicas globales de la unidad músculo-tendón, no puede aislar la rigidez local del tendón libre de las contribuciones musculares. Al evaluar directamente el tendón de Aquiles libre, este protocolo proporciona una medición localizada y específica del tejido. Esta capacidad puede ser útil para detectar cambios localizados en la rigidez tendinosa en individuos asintomáticos sometidos a programas de carga^{dirigida 4}. Además, en poblaciones patológicas o tendinopáticas, los cambios estructurales localizados pueden alterar la rigidez antes de que los déficits globales de unidad músculo-tendón se hagan^{evidentes 20}. Por tanto, este método permite la detección de alteraciones mecánicas localizadas que pueden no ser captadas por enfoques de prueba globales.

Al cuantificar el aumento no lineal de rigidez desde la flexión plantar hasta la dorsiflexion, este método capturó el comportamiento mecánico tendinero bajo condiciones de carga funcionalmente relevantes. La relación ángulo-rigidez observada en la Figura 3 no se ajustaba a un modelo cuadrático simple, reflejando el comportamiento fisiológico no lineal del tejido tendinoso a lo largo de un amplio rango de movimiento. El notable aumento exponencial de la rigidez entre PF20° y 0° corresponde a la clásica 'región de los dedos', donde las fibras de colágeno enrugadas se enderezan rápidamente. Es importante señalar que la apariencia visualmente aplanada de la curva a ángulos de dorsiflexión más altos está influida por la escala log10 utilizada para la visualización de datos. En términos absolutos, la rigidez sigue aumentando sustancialmente, reflejando un endurecimiento progresivo por deformación bajo alta tensión mecánica. Estas características destacan el comportamiento mecánico complejo y no lineal del tejido tendinoso en un amplio rango fisiológico. El aumento de rigidez entre PF20° y 0° correspondió al enderezamiento inicial de las fibras de colágeno, mientras que los aumentos continuos a ángulos de dorsiflexión más altos reflejaron un endurecimiento progresivo por tensión bajo tensión. Estos hallazgos apoyan el uso de una evaluación multiángulo en lugar de una estimación puntual.

En cuanto a los resultados estadísticos, el GLMM confirmó un efecto principal significativo del ángulo de la articulación, apoyando la sensibilidad del protocolo a cambios en la carga mecánica. No se observaron efectos ni interacciones principales para la dominancia de la extremidad, lo que sugiere simetría funcional en la rigidez del tendón de Aquiles a lo largo de los ángulos^{articulares 21}. Esto es coherente con los requisitos biomecánicos para la transmisión equilibrada de fuerzas y el almacenamiento de energía durante la^{locomoción 22}. Sin embargo, análisis complementarios basados en la lateralidad anatómica (izquierda vs. derecha) indicaron diferencias específicas de los lados en ciertas condiciones, lo que sugiere que la simetría funcional puede mantenerse a pesar de las asimetrías estructurales^{subyacentes 23}.

Deben considerarse varias limitaciones. En primer lugar, el estudio se limitó a jóvenes atletas masculinos de élite, y las investigaciones futuras deberían evaluar poblaciones más amplias, incluyendo mujeres, adultos mayores e individuos sintomáticos. En segundo lugar, la precisión de la medición disminuyó en posiciones de máxima tensión debido a los límites físicos de la propagación de la onda de corte. Sin embargo, esto no redujo la fiabilidad a un nivel inaceptable, ya que promediar tres ensayos produjo alta reproducibilidad (ICC > 0,87). En tercer lugar, el protocolo empleaba un enfoque estático de múltiples ángulos en lugar de una medición dinámica continua, por lo que no replica las condiciones de carga de alta velocidad. Además, las mediciones se realizaron en condiciones pasivas y no tuvieron en cuenta los efectos de la contracción muscular activa. Finalmente, este método caracteriza el comportamiento local de cizalladura-elasticidad bajo vibración transversal y no debe interpretarse como una medida directa de la rigidez longitudinal a la tracción.

En conclusión, cuando se aplicaron el promediado de múltiples ensayos (mínimo tres repeticiones) y el control de calidad en tiempo real (CV < 30%), este protocolo estandarizado de múltiples ángulos proporcionó una herramienta fiable y práctica para evaluar la mecánica del tendón de Aquiles. Al capturar las respuestas tendinosas a lo largo de una variedad de estados de carga, permitió el monitoreo de la simetría bilateral y las adaptaciones al entrenamiento. Este método puede apoyar el seguimiento del atleta y la identificación temprana de cambios mecánicos asociados a la tendinopatía cuando se utiliza para la evaluación longitudinal.

Materials

List of materials used in this article

Name	Company	Catalog Number	Comments
Botas	Ober	AO-36	Uso según lo sugerido en el protocolo
Gel de acoplamiento	Tecnología Jinya	TM-100	Uso según lo sugerido en el protocolo
Excel	Microsoft	https://www.microsoft.com/microsoft-365/excel	Utilizado por autores para la organización de datos
Jamovi	El proyecto Jamovi	https://www.jamovi.org/	Utilizado por autores para el análisis estadístico
Ecografía portátil y bsp; Dispositivo	Tecnología XiJian	T5C1B101WT	Uso según lo sugerido en el protocolo
Prisma	Graphpad	N/D; https://www.graphpad.com	Utilizado por autores para la visualización
SPSS	IBM	https://www.ibm.com/products/spss-statistics	Utilizado por autores para el análisis estadístico