Fiabilité d’un protocole d’élastographie basé sur les vibrations pour évaluer la raideur du tendon d’Achille sur plusieurs angles articulaires chez les athlètes d’élite

Summary

Ce protocole décrit une méthode standardisée et portable basée sur les ultrasons pour quantifier le spectre de raideur fonctionnelle du tendon d’Achille à travers plusieurs angles de l’articulation de la cheville chez des athlètes d’élite, permettant une évaluation fiable et reproductible du comportement mécanique du tendon sous différentes conditions de charge.

Abstract

Le comportement mécanique du tendon d’Achille joue un rôle crucial dans la performance sportive et le risque de blessures ; Cependant, l’évaluation in vivo de la raideur tendineuse reste un défi. Les approches conventionnelles combinant échographie et dynamométrie sont coûteuses, en laboratoire et généralement limitées à des positions articulaires uniques, tandis que les techniques existantes basées sur l’élastographie sont souvent contraintes par des hypothèses méthodologiques ou une pertinence fonctionnelle limitée.

Le but de cette étude était de présenter et de valider un protocole standardisé et portable pour quantifier le spectre fonctionnel de raideur du tendon d’Achille sur plusieurs angles fixes de l’articulation de la cheville. Ce paradigme fait passer l’évaluation d’une seule valeur de rigidité statique à un profil mécanique continu, capturant la réponse non linéaire du tendon à la charge. À l’aide d’un système de fusion force-ultrason, des vibrations de basse fréquence induites mécaniquement ont été appliquées au tendon tandis que le suivi du mouvement par ultrasons a été utilisé pour estimer le module élastique de cisaillement du tissu tendineux superficiel. Les mesures ont été effectuées bilatéralement chez des athlètes masculins d’élite à des positions prédéfinies de l’articulation de la cheville, allant des états détendu et plantaire à des positions neutres et dorsiflexées.

Le protocole a démontré une bonne répétabilité intra-essai et une excellente reproductibilité intra-séance sur tous les angles articulaires, les coefficients de variation restant dans des limites acceptables pour l’élastographie des tissus mous et les coefficients de corrélation intraclasse indiquant une grande fiabilité. La raideur du tendon d’Achille augmentait de manière non linéaire avec la dorsiflexion progressive, indiquant un comportement mécanique dépendant de l’angle. Aucun effet principal significatif de dominance latérale n’a été observé sur toute la plage fonctionnelle, tandis que des différences spécifiques au sport sont apparues à certains angles articulaires.

Ce protocole offre une approche pratique et reproductible pour caractériser le comportement mécanique du tendon d’Achille dans des conditions de charge fonctionnellement pertinentes. Sa portabilité et son flux de travail standardisé le rendent adapté aux applications en laboratoire, clinique et sur le terrain, offrant un outil précieux pour le suivi des athlètes, l’évaluation des risques de blessure et l’évaluation longitudinale de l’adaptation des tendons.

Introduction

Le tendon d’Achille joue un rôle crucial dans les mouvements humains performants en transmettant les forces musculaires et en stockant et libérant l’énergie élastique lors des actions du cycle étirement–raccourcissement (^{SSC) 1}. Sa rigidité mécanique est un déterminant clé de l’efficacité du mouvement, influençant la transmission de la force, la réutilisation de l’énergie élastique et la production mécanique globale lors des tâches locomotrices et^{explosives 2}. Dans les athlètes d’élite — en particulier ceux pratiquant le sprint, le saut et d’autres sports dominés par le SSC — une plus grande raideur du tendon d’Achille a été systématiquement associée à une vitesse de sprint supérieure, à une accélération, à une économie de course, à une performance de saut et à un taux de développement de force^{supérieurs 3}. L’exposition à long terme à l’entraînement et la charge mécanique à court terme ont montré qu’elles induisent des altérations mesurables de la raideur des tendons, reflétant la capacité adaptative du tissu^{tendineux 4,5}. Inversement, des pathologies telles que la tendinopathie d’Achille se caractérisent souvent par une raideur altérée, ce qui peut altrécir la transmission de la force malgré la préservation de la force^{musculaire 6}. L’impact de la tendinopathie est important ; Dans les sports d’élite, cela entraîne une perte de temps importante, une performance réduite et potentiellement des carrières raccourcies, tandis que dans les populations récréatives actives, il représente un problème très répandu et récalcitrant qui diminue la qualité de vie et engendre des coûts de santé considérables. Une évaluation précise et fiable de la raideur du tendon d’Achille est donc essentielle pour la surveillance des performances, la gestion de la charge et l’évaluation liée aux blessures dans les populations sportives.

Actuellement, la combinaison de l’échographie et de la dynamométrie est largement considérée comme une approche de référence pour l’évaluation in vivo de la raideur ^{tendineuse 7,8,9}. Bien que cette méthode offre des informations précieuses sur les propriétés mécaniques des tendons dans des conditions très contrôlées, plusieurs limitations pratiques restreignent son application^{plus large 10}. L’installation est chronophage, dépend fortement de l’expertise de l’opérateur, et se limite généralement aux environnements de laboratoire. De plus, cela représente une barrière financière importante, nécessitant souvent un investissement important en capital pour le dynamomètre isocinétique et les machines à ultrasons haut de gamme. De plus, les estimations de rigidité sont couramment obtenues sous des conditions de charge isolées ou quasi-statiques sur une seule configuration articulaire, ce qui limite leur applicabilité à la surveillance de routine des athlètes, à l’évaluation sur le terrain et à l’évaluation longitudinale sur les cycles d’entraînement. Ces contraintes soulignent la nécessité d’approches alternatives de mesure, à la fois méthodologiquement robustes et réalisables dans des contextes sportifs appliqués.

Les techniques d’élastographie basées sur l’échographie se sont révélées des outils précieux pour l’évaluation in vivo des propriétés mécaniques des tendons. Parmi celles-cis, l’élastographie par ondes de cisaillement (SUA) a été largement appliquée aux tissus musculosquelettiques ; Cependant, son utilisation a mis en lumière d’importants défis^{méthodologiques 11}. Des études antérieures ont démontré que les mesures de rigidité dérivées de l’élastographie sont très sensibles à l’angle articulaire, à l’orientation de la sonde, à la pré-compression tissulaire, à la sélection de la région d’intérêt (ROI) et aux stratégies de traitement des données, en particulier dans des structures très anisotropes telles que les tendons. Pour atténuer la variabilité induite par l’opérateur, certains auteurs ont préconisé l’utilisation de harnais externes personnalisés pour sécuriser la sonde à ultrasons, bien que cela se fasse souvent au détriment de l’efficacité des tests et de l’acquisition rapide des données. En conséquence, des normes méthodologiques et des protocoles de mesure rigoureux — qu’il s’agisse de techniques à main levée ou de stabilisation externe — ont été fortement recommandés afin d’assurer une évaluation de la rigidité valide et reproductible. Ces considérations méthodologiques ne se limitent pas à l’évasion logicielle mais sont largement pertinentes pour les techniques basées sur l’élastographie qui déduisent la raideur tissulaire à partir de la propagation d’ondes induite mécaniquement.

Ces dernières années, l’élastographie par échographie basée sur les vibrations a gagné l’attention en tant qu’alternative pratique et adaptable au terrain pour évaluer les propriétés mécaniques des tissus musculosquelettiques^{superficiels 12}. Dans cette approche, les vibrations mécaniques — avec des paramètres de fréquence et d’amplitude spécifiquement optimisés pour les propriétés acoustiques et structurelles du tissu cible — sont appliquées externement au tissu, et la propagation de l’onde résultante est suivie à l’aide d’images ultrasonores pour obtenir des paramètres liés à la rigidité. Alors que des études pionnières précédentes ont utilisé avec succès l’échographie couplée à un actionneur externe pour évaluer la mécanique des tendons — en employant un robuste vibrateur mécanique attaché au membre pour générer des ondes sinusoïdales continues^13,14 — le protocole actuel utilise une approche de vibration transitoire. En utilisant une configuration flexible et portative où la pointe d’excitation mécanique est co-positionnée manuellement juste à côté du transducteur d’échographie pour délivrer des impulsions transitoires extrêmement brèves (300 ms), ce système élimine le besoin de montages externes complexes et chronophages. Cette avancée réduit considérablement la charge des sujets et, comparée aux combinaisons traditionnelles de dynamétrie-ultrasons en laboratoire, rend les systèmes d’élastographie basés sur les vibrations plus portables, non invasifs et réalisables pour des mesures répétées dans des environnements sportifs appliqués. Cependant, malgré ces avantages, les études existantes ont généralement évalué la raideur du tendon d’Achille dans une configuration articulaire unique, ne fournissant qu’un aperçu limité du comportement mécanique du tendin.

La raideur du tendon dépend intrinsèquement de la configuration de l’unité muscle-tendon, variant en fonction de l’angle de l’articulation et de la longueur musculaire. Une mesure à angle unique ne permet donc pas de saisir la variabilité fonctionnelle de la raideur tendineuse qui se produit sur toute l’amplitude de mouvement de la cheville et lors des postures spécifiques au sport. Cette limitation réduit la pertinence pratique des mesures de raideur pour les athlètes exposés à des charges multi-angles et à des transitions de force rapides. À ce jour, peu d’études ont quantifié systématiquement la raideur du tendon d’Achille sur plusieurs angles articulaires standardisés en utilisant un protocole¹⁵ basé sur l’élastographie reproductible.

Pour combler cet écart méthodologique, nous proposons un paradigme du spectre de rigidité fonctionnelle. Cette approche reconceptualise la raideur du tendon non pas comme une propriété scalaire mais comme une fonction continue de la position articulaire, quantifiant la sortie mécanique du tendon à travers une gamme physiologique d’états de charge. En isolant le module élastique de cisaillement du tendon libre à travers plusieurs angles, cette méthode fournit une évaluation spécifique au tissu qui complète la dynamométrie traditionnelle de l’unité muscle-tendon. Le but de ce manuscrit est de présenter un protocole détaillé, étape par étape, pour la mise en œuvre de cette méthode, incluant le positionnement du sujet, la standardisation des angles articulaires, la gestion des sondes, la sélection du ROI et les procédures d’acquisition de données. Ce protocole est conçu pour faciliter l’évaluation reproductible du spectre de raideur fonctionnelle du tendon d’Achille et pour fournir aux chercheurs et praticiens un outil pratique pour étudier les adaptations spécifiques au sport et la biomécanique fonctionnelle chez les athlètes d’élite. Il est important de noter que, pour fournir des conseils pratiques sur l’utilité de cette méthode, ses limites d’applicabilité doivent être clairement définies. Cette approche est très appropriée pour le profilage non invasif, statique ou quasi-statique de la mécanique tendineuse locale — comme le suivi des adaptations longitudinales, le dépistage des asymétries latérales ou le suivi de la réhabilitation des tendinopathies. Cependant, il n’est pas adapté aux tâches très dynamiques et continues où le maintien d’un couplage acoustique constant n’est pas envisageable, ni lors de la phase aiguë de rupture totale du tendon où la tension de base est absente. De plus, les praticiens doivent noter qu’en raison de l’effet de saturation de la propagation des ondes de cisaillement sous une tension tissulaire extrême, la précision absolue des mesures peut être réduite à des amplitudes de mouvement extrêmes (par exemple, dorsiflexion maximale).

Protocol

Cette étude a été approuvée par le Comité d’éthique de la recherche de l’Université du sport de Pékin (numéro d’approbation : 2025608H), et toutes les procédures ont été menées conformément à la Déclaration d’Helsinki. Tous les participants ont donné un consentement éclairé écrit pour la participation à l’étude et la publication d’images anonymisées.

Préparation des participants

Recrutement et éligibilité

Les participants étaient recrutés parmi des équipes sportives nationales et comprenaient des athlètes professionnels masculins âgés de 18 à 26 ans dans plusieurs disciplines sportives (par exemple, sprint, tennis, basket-ball). Les participants ont été dépistés pour garantir un indice de masse corporelle (IMC) ^normal. La jambe dominante était déterminée en demandant aux participants de frapper un ballon.

Critères d’inclusion et d’exclusion

Les participants répondaient aux critères d’inclusion suivants : sexe masculin, IMC normal et qualification sportive au niveau national. Les critères d’exclusion comprenaient des antécédents de blessure ou de chirurgie de la cheville, une maladie neurologique ou systémique, une douleur musculosquelettique aiguë ou une inflammation impliquant le tendon d’Achille ou les structures environnantes, ainsi qu’une consommation autodéclarée de médicaments anabolisants.

Environnement de test et instructions préalables au test

Toutes les mesures ont été réalisées dans des conditions de laboratoire standardisées, utilisant la même salle d’examen et les mêmes examinateurs pour tous les participants. Les participants ont été invités à éviter l’exercice à haute intensité pendant 48 heures avant le test¹⁷.

Composants et connexions d’équipement

Un système d’élastographie à ultrasons portable basé sur des vibrations a été utilisé dans cette étude. Les produits commerciaux et logiciels spécifiques utilisés sont détaillés dans le Tableau des matériaux. Le système se composait de quatre composants principaux : (1) une unité principale avec logiciel système intégré (version 1.0), (2) un transducteur à ultrasons à réseau linéaire, (3) un module d’excitation externe, et (4) une tête de vibration L15.

Le transducteur à réseau linéaire était une sonde à 128 éléments avec une fréquence centrale nominale de 100 Hz et une amplitude de 1 mm, conçue pour l’imagerie haute résolution des tissus musculosquelettiques superficiels. Le module d’excitation, avec la tête de vibration L15, générait des vibrations mécaniques de basse fréquence (15 ± 2 mm), transmises au tissu pour induire des ondes se propageant mécaniquement. Le mouvement des tissus résultant de la propagation des ondes était suivi par le système d’échographie, et les paramètres liés à la raideur étaient dérivés à l’aide du logiciel d’analyse intégré au système.

Le transducteur était connecté à l’unité principale en alignant le connecteur avec l’interface correspondante sur le panneau arrière de l’unité principale, en l’insérant fermement jusqu’à ce qu’il soit verrouillé en place, avec les boutons du connecteur entièrement engagés et à fleur du boîtier de la sonde, puis en tirant doucement sur le câble du transducteur pour confirmer une connexion sécurisée. Le module d’excitation était connecté à la prise désignée située sur le côté inférieur gauche de l’unité principale en alignant le connecteur de verrouillage, en l’insérant complètement, puis en resserrant manuellement le mécanisme de verrouillage pour assurer une connexion mécanique et électrique stable. Le système était allumé en allumant l’alimentation principale et en confirmant que l’indicateur d’état du système était allumé, puis en allumant l’interface de la tablette, en lançant le logiciel du système d’échographie en sélectionnant l’icône d’application désignée, et en vérifiant que le système était entré dans l’interface principale d’exploitation par ultrasons avec l’affichage en temps réel en mode B.

Acquisition du module élastique de cisaillement (G)

Préparation et placement du transducteur

Une couche uniforme de gel de couplage préchauffé a été appliquée à la surface du transducteur, et la sonde a été légèrement placée contre le site de mesure avec le point cible aligné sous le côté antérieur de la sonde. La qualité de l’imagerie a été confirmée avant l’acquisition, garantissant que le plan du transducteur était presque perpendiculaire à la surface de la peau (>75°), que la distance entre le transducteur et la peau était d’environ 5 mm, qu’aucune bulle d’air visible n’était présente, et que les fibres du fascia et du tendon étaient clairement visibles.

Configuration du module d’excitation

Les paramètres du mode élastographie (mode E) étaient réglés à une fréquence de 7,5 MHz, 4 lignes d’acquisition, une plage de profondeur de 5 mm et un temps d’acquisition de 300 ms. Le module d’excitation était activé, et la pointe d’excitation était positionnée à 3–6 mm devant le côté protubérant de la sonde, perpendiculairement au plan d’imagerie de la sonde.

Imagerie en mode E et réglage de la profondeur

Le système d’échographie a été mis en mode E, et la ligne de référence a été positionnée de façon à ce que la plage de profondeur d’acquisition commence juste sous le fascia tendineux superficiel. La région d’intérêt (ROI) a été ajustée pour couvrir l’épaisseur du tendon tout en évitant strictement la peau, le tissu sous-cutané et le coussin adipeux de Kager.

Acquisition de données et contrôle qualité

La mesure continue était initiée en cliquant sur le bouton On , et le système calculait automatiquement le module de cisaillement (G), fournissant la moyenne ± les valeurs SD des données valides. La posture des participants et des opérateurs a été maintenue constante lors de l’acquisition afin d’obtenir au moins 10 points de données continus valides. L’acquisition de données était arrêtée en appuyant sur la fonction de gel une fois qu’un nombre suffisant de points de données étaient collectés. Le jeu de données a été examiné pour détecter des valeurs aberrantes, et les points de données anormaux ont été supprimés à l’aide de la fonction d’édition du système.

Les mesures ont été répétées au moins trois fois à chaque angle de cheville. Une mesure était considérée comme valide uniquement si l’écart-type (DE) des points de données continus était inférieure à 10 % de la moyenne, conformément aux exigences internes de validité de l’appareil ; sinon, la mesure était écartée et répétée. Les images en mode B et les cartes d’imagerie mécanique ont été sauvegardées pour la documentation (Figure 1).

Figure 1. Représentation schématique de la configuration expérimentale et du protocole d’acquisition du spectre de rigidité fonctionnelle. (A) Installation expérimentale. (B) Zones de mesure spécifiques sur le tendon d’Achille. (C) Angles de l’articulation de la cheville dans la séquence expérimentale. Abréviations : PF = fléchissement plantaire, DF = dorsiflexion. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Procédure d’acquisition de données

Enregistrement du sujet et localisation anatomique

Les informations démographiques et sportives des participants étaient enregistrées à leur arrivée. Les participants ont été invités à retirer leurs chaussures et chaussettes et à s’allonger sur le canapé d’examen, les chevilles complètement débordées d’environ 5 cm au-dessus du bord. L’apex supérieur de la tubérosité calcanienne a été localisé par palpation, et un point à 5 cm proximal de ce point de repère a été marqué à l’aide d’un marqueur cutané pour définir le site initial de mesure. Le site marqué a été vérifié par imagerie par ultrasons en vue longitudinale.

Mesure de base

L’acquisition initiale de rigidité a été effectuée à l’état de base (état détendu sans botte) selon les procédures décrites ci-dessus.

Mesure multi-angle (spectre de rigidité fonctionnelle)

Les mesures ont été effectuées séquentiellement sur les deux tendons d’Achille dans les conditions suivantes : détendu, 0° (neutre), 20° de la fléchette plantaire (PF), 40° PF, 20° de dorsiflexion (DF) et 40° DF. Un ordre de test randomisé a été intentionnellement évité, car tester une position de dorsiflexion extrême avant les positions de la fléchisson plantaire induirait une hystérésis tissulaire et un pré-conditionnement, modifiant artificiellement la mécanique de base et affectant les mesures ultérieures.

Figure 2. Interface représentative du système lors de l’acquisition des données. Le panneau central affiche une image échographique longitudinale en mode B du tendon d’Achille, montrant un alignement clair et parallèle des fibres. Le panneau jaune à droite affiche la quantification en temps réel du module élastique de cisaillement (G). Le système calcule automatiquement la valeur moyenne (20,46 kPa dans cet exemple) et l’écart-type (0,37 kPa) à partir de la liste des mesures valides présentée ci-dessous. Cette lecture démontre une grande stabilité de mesure avec un faible écart-type (DE < 10 % de la moyenne), satisfayant ainsi les critères de contrôle qualité du protocole. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Installation du botton et réglage de l’angle

Le pied du participant était placé dans la botte de test ajustable à la cheville, assurant que le talon reposait parfaitement contre la cuisse postérieure du talon de la base de la botte. L’avant-pied, le milieu du pied et la jambe inférieure ont été fixés à l’aide de sangles à crochet attachées pour éviter le soulèvement du talon ou les déplacements latéraux lors des tests. Les boutons de verrouillage bilatéraux du mécanisme de charnière de la botte ont été desserrés, et la cheville a été guidée manuellement vers l’angle cible en alignant les marqueurs structurels avec l’échelle goniométrique. Les boutons de verrouillage étaient ensuite fermement serrés pour fixer l’articulation de la cheville à l’angle visé. La mesure par ultrasons a été réalisée immédiatement après le verrouillage de l’angle afin d’éviter la relaxation viscoélastique des tendons.

Après la procédure

Les participants ont reçu l’instruction de retirer la bottine à la cheville, et tous les instruments ainsi que les sondes à ultrasons ont été nettoyés et désinfectés.

Traitement des données et analyse statistique

Agrégation de données

Pour chaque essai de mesure, la SD interne des points de données a été vérifiée à <10 % de la moyenne. Le coefficient de variation (CV) inter-essais entre les trois essais valides a été calculé pour chaque angle de mesure et devait être de <30 % ; sinon, le jeu de données était abandonné et remesuré. La moyenne globale des trois essais réussis a été calculée et utilisée pour les analyses ultérieures.

Modélisation statistique

Le coefficient de corrélation intraclasse (ICC) a été calculé pour évaluer la reproductibilité des mesures. Les effets des variables sur la raideur du tendon d’Achille ont été analysés à l’aide de Modèles Mixtes Généralisés (GLMM). La raideur du tendon d’Achille (G) était spécifiée comme variable dépendante, avec l’angle de l’articulation de la cheville, le type de sport et la jambe dominante comme facteurs fixes. L’identification du sujet a été incluse comme effet aléatoire pour tenir compte des mesures répétées. Des analyses post-hoc avec correction de Bonferroni ont été réalisées.

Visualisation des données

Les données traitées ont été exportées et visualisées à l’aide de graphiques linéaires pour l’analyse spectrière de rigidité et de graphiques à barres pour les comparaisons de groupes.

Results

Avant d’interpréter les résultats statistiques, il était crucial de définir les critères pour une mise en œuvre réussie ou non réussie de ce protocole. Les caractéristiques démographiques des participants sont présentées dans le Tableau 1. Une mesure réussie a été visuellement caractérisée par une image en mode B de haute qualité affichant une structure fibrillaire tendineuse claire et continue parallèle à la surface cutanée, couplée à une carte colorimétrique élastographique stable et homogène dans la région d’intérêt (ROI) prédéfinie (comme montré à la Figure 2). Quantitativement, le succès a été obtenu lorsque les points de données continus au sein d’une seule capture ont donné un coefficient de variation (CV) de <30 %. Inversement, une mise en œuvre défaillante était généralement indiquée par un mauvais couplage acoustique (entraînant des vides sombres ou des coupures de signal dans la carte élastographique), des artefacts de mouvement ou une pression excessive induite par l’opérateur de la sonde, qui rigidisait artificiellement le tissu superficiel. Tout essai présentant un CV ≥ 30 %, ou un plombage élastographique discontinu, constituait une défaillance technique et nécessitait un repositionnement et un retest immédiats de la sonde.

	Basket-ball	Volley-ball	Football	Tennis	Sprint	Course de fond	Kruskal-Wallis p
Âge (année)	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
Taille (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
Poids (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
Fréquence de formation (fois par semaine)	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
Âge du sport (année)	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

Tableau 1 : Caractéristiques démographiques des athlètes.

Fiabilité et précision intra-essai

La précision interne du protocole a été évaluée en calculant le coefficient de variation (CV) pour le module élastique (G) du cisaillement du tendon d’Achille dans toutes les conditions de mesure (6 angles articulaires × 2 membres × N participants). Les valeurs moyennes de CV variaient de 14,0 % à 25,2 % selon les angles articulaires (Tableau 2). Notamment, la variabilité de la mesure présentait un schéma dépendant de l’angle : les valeurs CV restaient plus basses et très stables pendant les états de repos et de flexion plantaire (PF), mais augmentaient systématiquement à mesure que la cheville était positionnée dans une dorsiflexion extrême (DF).

De plus, la reproductibilité intra-session entre essais de mesure consécutifs a été évaluée à l’aide du coefficient de corrélation intraclasse (ICC). Les résultats ont démontré une fiabilité relative bonne à excellente sur tous les angles articulaires évalués. Plus précisément, les valeurs de ICC (2,1) variaient de 0,871 à 0,974 (Tableau 2), avec la fiabilité la plus élevée observée à l’état relâché (ICC = 0,974, IC 95 % : 0,943–0,990) et la fiabilité la plus basse, mais toujours robuste, en position neutre 0° (ICC = 0,871, IC 95 % : 0,751–0,939). Avec les données CV, ces résultats ont confirmé la robustesse et la stabilité biomécaniques globales du protocole de mesure multi-angle.

	Détends-toi	PF 40	PF 20	0	DF 20	DF 40
CV moyen	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 à 95 % pour l’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]

Tableau 2 : Fiabilité de la mesure (coefficient de corrélation intraclasse) et précision interne (coefficient de variation) du module élastique de cisaillement du tendon d’Achille à travers des angles articulaires distincts.

Rigidité fonctionnelle du tendon d’Achille

La raideur du tendon d’Achille (G) a été quantifiée sur six angles de l’articulation de la cheville, tant pour les membres dominants que non dominants. Les résultats des Modèles Mixtes Généralisés (GLMM) pour les effets fixes sont résumés dans le Tableau 3. La raideur du tendon d’Achille sur toute l’amplitude fonctionnelle du mouvement a été quantifiée avec succès. Comme prévu, la raideur des tendons a augmenté de façon non linéaire de la fléchette plantaire (relâchement) à la dorsiflexion (tension) chez tous les participants (voir Figure 3).

Le GLMM a révélé un effet principal significatif de l’angle articulaire (p < 0,001), tandis que le type latéral (dominant vs. non dominant) et le type sport n’ont montré aucun effet principal. L’interaction Angle × Sport était significative (p = 0,049), indiquant des différences de raideur spécifiques au sport à certains angles de cheville. Pour étayer ces différences, des analyses d’effets simples post-hoc ont été réalisées. Les différences étaient les plus marquées à 20° de plantarflexion (PF20), où les athlètes de basket-ball (203 ± 187 kPa ; p = 0,046, D de Cohen = 0,58) et les athlètes de course de fond (188 ± 138 kPa ; p = 0,048, D de Cohen = 0,62) présentaient une raideur tendineuse nettement plus élevée que les athlètes de tennis (122 ± 62 kPa). De plus, en position neutre (0°), les athlètes de basket-ball (1033 ± 912 kPa) ont maintenu une raideur nettement plus élevée que les joueurs de tennis (574 ± 382 kPa ; p = 0,008, d de Cohen = 0,66). Inversement, à 40° de dorsiflexion (DF40), aucune différence significative n’a été observée entre les sports, suggérant une convergence des propriétés mécaniques sous une charge tendineuse maximale.

Facteur	X²	df	p
Angle	8964.919	5	< .001
Côté (Dominant/Non dominant)	0.47	1	0.493
Sport	4.423	5	0.49
Angle × côté	1.715	5	0.887
Sports × parallèles	10.182	5	0.07
Angle × Sport	37.788	25	0.049
Angle × côté × sport	26.065	25	0.404

Tableau 3 : Résultats des tests à effets fixes des modèles mixtes généralisés (GLMM). 

Figure 3. Spectre fonctionnel de raideur du tendon d’Achille sur différents angles de l’articulation de la cheville. Les données sont présentées en moyenne ± SD. L’axe X représente la position de l’articulation de la cheville, allant des états de relâchement (détendu, flexion plantaire [PF]) aux états de tension (neutre 0°, dorsiflexion [DF]). L’axe Y représente le module élastique de cisaillement (rigidité) tracé sur une échelle log10. Le module de cisaillement augmentait de manière non linéaire avec l’augmentation de la dorsiflexion. Aucun effet principal significatif de dominance latérale ou d’interaction angle × latéral n’a été trouvé (p > 0,05), indiquant une symétrie fonctionnelle globale entre tendons dominants et non dominants sur toute la plage testée. Les astérisques (*) indiquent une différence significative (p < 0,05) par rapport au groupe de référence (Tennis) selon les estimations des paramètres GLMM. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figurine.

Figure supplémentaire S1. Module de cisaillement du tendon d’Achille à travers les angles articulaires comparant les côtés gauche et droit. Les données sont présentées en moyenne ± SD. L’axe X représente l’angle de l’articulation de la cheville, allant des positions lâches (Relax, Plantarflexion) aux positions tendues (Neutre 0°, Dorsiflexion/Extension). L’axe Y représente le module de cisaillement (rigidité) tracé à l’échelle log10. Le module de cisaillement augmentait de manière non linéaire avec l’augmentation de la dorsiflexion. Un effet principal significatif n’a été observé que pour l’angle articulaire, tandis qu’aucun effet principal significatif n’a été observé pour les effets secondaires ou sportifs. De plus, une interaction significative entre l’angle × le côté a été détectée, tandis que tous les autres effets d’interaction sont restés non significatifs. * indique une différence significative (p < 0,05) entre les côtés gauche et droit dans le neutre 0° selon les estimations des paramètres GLMM. Abréviations : PF = flexion plantaire ; DF = dorsiflexion. Veuillez cliquer ici pour télécharger ce fichier.

Discussion

Cette étude a présenté un protocole standardisé pour quantifier le spectre de raideur fonctionnelle du tendon d’Achille chez les athlètes masculins d’élite à l’aide d’un dispositif portable de fusion force-ultrason. Contrairement à l’imagerie anatomique conventionnelle, qui offre une compréhension fonctionnelle limitée, cette méthode utilisait l’élastographie par échographie basée sur les vibrations pour cartographier de manière non invasive les propriétés mécaniques du tendon sur une gamme physiologique d’angles de l’articulation de la cheville. La durée totale des tests était d’environ 10 à 20 minutes par sujet, et l’extraction automatisée des valeurs du module élastique faisait de ce protocole une solution pratique pour la surveillance longitudinale en laboratoire et sur le terrain. Cependant, comme pour toute évaluation multi-angle, les propriétés viscoélastiques inhérentes du tendon d’Achille — en particulier la susceptibilité au fluage, à l’hystérésis et à la relaxation des contraintes — doivent être gérées avec soin. Bien que toute la session ait duré 10 à 20 minutes, cela comprenait l’installation, la repérage anatomique et l’installation des bottes. Le temps réel passé à chaque angle d’articulation était court (généralement moins de 1 minute). De plus, la vibration mécanique appliquée était transitoire (300 ms par fenêtre d’acquisition) plutôt que continue, minimisant ainsi le risque de fatigue mécanique accumulée. Pour atténuer la relaxation des contraintes, le protocole exigeait que l’acquisition des données se fasse immédiatement après le verrouillage de l’articulation de la cheville afin de capturer la raideur instantanée avant que le fluage viscoélastique ne puisse modifier la mécanique tissulaire. Néanmoins, les futures implémentations impliquant des charges répétées plus étendues devraient rester conscientes de ces propriétés dépendantes du temps.

Pour garantir la reproductibilité du spectre de rigidité, il était nécessaire de respecter strictement les détails spécifiques de l’acquisition. Premièrement, l’application d’une couche suffisante de gel acoustique était cruciale pour prévenir les artefacts de réverbération à l’interface de l’air, qui peuvent dégrader la qualité du signal d’onde de cisaillement. Deuxièmement, le moment de la mesure a été un facteur décisif. En raison de la nature viscoélastique du^{tendon 18}, la relaxation des contraintes survenait immédiatement après que la cheville ait été verrouillée dans une nouvelle position. Par conséquent, le protocole exigeait que l’acquisition commence immédiatement après la fixation de l’angle afin de capturer la réponse instantanée de raideur plutôt que l’état de relâche.

Une analyse détaillée de la répétabilité intra-essai a révélé un schéma de variabilité dépendant de l’angle articulaire. Des coefficients de variation plus faibles (CV, ~14–16 %) ont été observés en position plantaire fléchie (état lâche), tandis que des CV plus élevés (~24–25 %) ont été observés en position dorsiflexionnée (état tendu). Cette tendance reflète probablement les défis techniques liés à la quantification de la mécanique tissulaire aux limites supérieures de rigidité. En état de tension (dorsiflexion), la raideur des tendons augmentait de manière non linéaire, provoquant la propagation des ondes de cisaillement à haute^{vitesse 19}. Cela peut approcher les limites de détection de l’appareil portable. Par conséquent, des valeurs CV plus élevées dans les positions dorsiflexées reflétaient les propriétés acoustiques complexes des tissus anisotropes fortement tendus, plutôt que l’instabilité méthodologique ou l’erreur de l’opérateur. La reconnaissance de cette variabilité inhérente a été importante pour établir des seuils de contrôle qualité écologiquement valides. Imposer un seuil plus strict (par exemple, CV < 20 %) sur tous les angles nécessiterait un re-test excessif dans des positions d’étirement extrêmes, pouvant introduire des artefacts physiologiques tels que le fluage viscoélastique et la relaxation des contraintes. Par conséquent, un seuil CV de < 30 % a été considéré comme un compromis pragmatique pour les tests in vivo multi-angles. Néanmoins, les opérateurs devaient maintenir la stabilité de la sonde lors de l’évaluation du tendon en position haute tension afin de minimiser la variabilité supplémentaire.

Pour les chercheurs et cliniciens, des valeurs élevées de CV (>20 %) en dorsiflexion extrême indiquent que les valeurs de raideur absolue à ces angles doivent être interprétées avec prudence. Cela suggère que la méthode est la plus adaptée pour suivre les variations longitudinales intra-individuelles plutôt que pour ne pas s’appuyer uniquement sur des comparaisons interindividuelles transversales à la tension maximale. Pour réduire encore la variabilité, les améliorations futures des protocoles pourraient inclure l’utilisation d’approches de stabilisation externes (par exemple, des supports personnalisés) pour standardiser la pression et l’orientation de la sonde. Cependant, toute stratégie de stabilisation doit permettre un ajustement rapide de l’angle afin de maintenir l’équilibre entre la stabilité mécanique et la minimisation du fluage viscoélastique.

Le Spectre de Raideur Fonctionnelle proposé offre une avancée méthodologique par rapport à la dynamométrie isocinétique traditionnelle. Bien que la dynamométrie soit considérée comme une méthode de référence pour évaluer les propriétés mécaniques globales de l’unité muscle–tendon, elle ne peut pas isoler la raideur locale du tendon libre des contributions musculaires. En évaluant directement le tendon d’Achille libre, ce protocole fournit une mesure localisée et spécifique au tissu. Cette capacité peut être utile pour détecter des changements localisés de raideur tendineuse chez les individus asymptomatiques subissant des programmes de charge^{ciblés 4}. De plus, dans les populations pathologiques ou tendinopathiques, des changements structurels localisés peuvent modifier la raideur avant que les déficits globaux muscle–tendon ne deviennent^{apparents 20}. Cette méthode permet donc de détecter des modifications mécaniques localisées qui ne peuvent pas être capturées par des approches de test globales.

En quantifiant l’augmentation non linéaire de la raideur de la plantarflexion à la dorsiflexion, cette méthode a capturé le comportement mécanique des tendons dans des conditions de charge fonctionnellement pertinentes. La relation angle-raideur observée à la Figure 3 ne correspondait pas à un modèle quadratique simple, reflétant le comportement physiologique non linéaire du tissu tendineux sur une large gamme de mouvements. L’augmentation exponentielle remarquable de la raideur entre PF20° et 0° correspond à la région classique de la « région des orteils », où les fibres de collagène crissées sont rapidement redressées. Il est important de noter que l’aspect visuellement aplati de la courbe à des angles de dorsiflexion plus élevés est influencé par l’échelle log10 utilisée pour la visualisation des données. En termes absolus, la rigidité continue d’augmenter considérablement, reflétant un rigidissement progressif sous haute tension mécanique. Ces caractéristiques mettent en lumière le comportement mécanique complexe et non linéaire du tissu tendineux sur une large gamme physiologique. L’augmentation de la raideur entre PF20° et 0° correspondait au redressement initial des fibres de collagène, tandis que les augmentations continues à des angles de dorsiflexion plus élevés reflétaient un raidissement progressif sous tension. Ces résultats soutiennent l’utilisation d’une évaluation multi-angles plutôt que d’une estimation en point unique.

Concernant les résultats statistiques, le GLMM a confirmé un effet principal significatif de l’angle de l’articulation, soutenant la sensibilité du protocole aux variations de charge mécanique. Aucun effet principal ou interaction n’a été observé pour la dominance des membres, suggérant une symétrie fonctionnelle dans la raideur du tendon d’Achille à travers les angles^{articulaires 21}. Cela est cohérent avec les exigences biomécaniques pour la transmission équilibrée de la force et le stockage d’énergie pendant la locomotion²². Cependant, des analyses complémentaires basées sur la latéralité anatomique (gauche vs. droite) ont révélé des différences spécifiques aux côtés dans certaines conditions, suggérant que la symétrie fonctionnelle peut être maintenue malgré des asymétries structurelles^{sous-jacentes 23}.

Plusieurs limitations doivent être prises en compte. Premièrement, l’étude était limitée aux jeunes athlètes masculins d’élite, et les recherches futures devraient évaluer des populations plus larges, y compris les femmes, les personnes âgées et les individus symptomatiques. Deuxièmement, la précision de mesure diminuait dans les positions de tension maximale en raison des limites physiques de propagation des ondes de cisaillement. Cependant, cela n’a pas réduit la fiabilité à un niveau inacceptable, car en moyenne trois essais, on a produit une haute reproductibilité (ICC > 0,87). Troisièmement, le protocole utilisait une approche statique multi-angle plutôt qu’une mesure dynamique continue, et ne reproduit donc pas les conditions de charge à haute vitesse. De plus, les mesures ont été effectuées dans des conditions passives et n’ont pas pris en compte les effets de la contraction musculaire active. Enfin, cette méthode caractérise le comportement local de cisaillement-élasticité sous vibration transversale et ne doit pas être interprétée comme une mesure directe de la rigidité longitudinale de la traction.

En conclusion, lorsque la moyenne de plusieurs essais (minimum trois répétitions) et le contrôle qualité en temps réel (CV < 30 %) ont été appliqués, ce protocole standardisé multi-angles a fourni un outil fiable et pratique pour évaluer la mécanique du tendon d’Achille. En capturant les réponses tendineuses à travers une gamme d’états de chargement, il a permis la surveillance de la symétrie bilatérale et les adaptations de l’entraînement. Cette méthode peut soutenir la surveillance des athlètes et l’identification précoce des modifications mécaniques associées à la tendinopathie lorsqu’elle est utilisée pour une évaluation longitudinale.

Materials

List of materials used in this article

Name	Company	Catalog Number	Comments
Bottes	Ober	AO-36	Utilisation suggérée dans le protocole
Gel de couplage	Technologie Jinya	TM-100	Utilisation suggérée dans le protocole
Excel	Microsoft	https://www.microsoft.com/microsoft-365/excel	Utilisé par les auteurs pour l’organisation des données
Jamovi	Le projet Jamovi	https://www.jamovi.org/	Utilisation par les auteurs pour l’analyse statistique
Échographie portable   ; Dispositif	Technologie XiJian	T5C1B101WT	Utilisation suggérée dans le protocole
Prisme	Graphpad	N/A ; https://www.graphpad.com	Utilisé par les auteurs pour la visualisation
SPSS	IBM	https://www.ibm.com/products/spss-statistics	Utilisation par les auteurs pour l’analyse statistique