Affidabilità di un protocollo di elastografia basato sulle vibrazioni per la valutazione della rigidità del tendine d'Achille su molteplici angoli articolari in atleti d'élite

Summary

Questo protocollo descrive un metodo standardizzato e portatile basato su ultrasuoni per quantificare lo spettro funzionale di rigidità del tendine d'Achille su molteplici angoli delle articolazioni della caviglia negli atleti d'élite, consentendo una valutazione affidabile e riproducibile del comportamento meccanico dei tendini in diverse condizioni di carico.

Abstract

Il comportamento meccanico del tendine d'Achille gioca un ruolo fondamentale nelle prestazioni atletiche e nel rischio di infortuni; tuttavia, la valutazione in vivo della rigidità dei tendini rimane una sfida. Gli approcci convenzionali che combinano ultrasonografia con dinamometria sono costosi, in laboratorio e tipicamente limitati a posizioni a singole articolazioni, mentre le tecniche esistenti basate sull'elastografia sono spesso vincolate da assunzioni metodologiche o da una rilevanza funzionale limitata.

Lo scopo di questo studio era presentare e convalidare un protocollo standardizzato e portatile per quantificare lo spettro funzionale di rigidità del tendine d'Achille su più angoli fissi delle articolazioni della caviglia. Questo paradigma sposta la valutazione da un singolo valore statico di rigidità a un profilo meccanico continuo, catturando la risposta non lineare del tendine al carico. Utilizzando un sistema di fusione forza–ultrasuoni, sono state applicate vibrazioni a bassa frequenza indotte meccanicamente al tendine, mentre il tracciamento del movimento basato su ultrasuoni è stato utilizzato per stimare il modulo elastico di taglio del tessuto tendineo superficiale. Le misurazioni sono state effettuate bilateralmente in atleti maschi d'élite in posizioni predefinite delle articolazioni della caviglia che variavano da stati rilassati e flessiti plantare a posizioni neutre e dorsiflesse.

Il protocollo ha dimostrato una buona ripetibilità intra-prova e un'eccellente riproducibilità intra-seduta su tutti gli angoli articolari, con coefficienti di variazione rimasti entro limiti accettabili per l'elastografia dei tessuti molli e i coefficienti di correlazione intraclasse che indicano un'elevata affidabilità. La rigidità del tendine d'Achille aumentava in modo non lineare con la dorsiflessione progressiva, indicando un comportamento meccanico dipendente dall'angolo. Non è stato osservato alcun effetto principale significativo della dominanza laterale su tutta la gamma funzionale, mentre differenze specifiche per sport sono emerse ad angoli articolari selezionati.

Questo protocollo fornisce un approccio pratico e ripetibile per caratterizzare il comportamento meccanico del tendine d'Achille in condizioni di carico funzionalmente rilevanti. La sua portabilità e il flusso di lavoro standardizzato lo rendono adatto per applicazioni di laboratorio, cliniche e sul campo, offrendo uno strumento prezioso per il monitoraggio degli atleti, la valutazione del rischio di infortuni e la valutazione longitudinale dell'adattamento dei tendini.

Introduction

Il tendine d'Achille svolge un ruolo fondamentale nel movimento umano ad alte prestazioni trasmettendo le forze muscolari e immagazzinando e rilasciando energia elastica durante le azioni del ciclo di stiramento-accorciamento (^{SSC) 1}. La sua rigidità meccanica è un fattore chiave determinante dell'efficienza del movimento, influenzando la trasmissione della forza, il riutilizzo dell'energia elastica e la potenza meccanica complessiva durante compiti locomotori ed^{esplosivi 2}. Negli atleti d'élite—in particolare quelli impegnati in sprint, salto e altri sport dominati dall'SSC—una maggiore rigidità del tendine d'Achille è stata costantemente associata a una velocità di sprint superiore, accelerazione, economia di corsa, prestazioni nei salti e tasso di sviluppo delle^{forze superiori 3}. Sia l'esposizione all'allenamento a lungo termine sia il carico meccanico a breve termine hanno dimostrato di indurre alterazioni misurabili nella rigidità dei tendini, riflettendo la capacità adattativa del tessuto^{tendineo 4,5}. Al contrario, condizioni patologiche come la tendinopatia d'Achille sono spesso caratterizzate da una rigidità alterata, che può compromettere la trasmissione della forza nonostante la forza muscolare^{mantenuta 6}. L'impatto della tendinopatia è sostanziale; Negli sport d'élite, comporta una significativa perdita di tempo, prestazioni ridotte e potenzialmente carriere accorciate, mentre nelle popolazioni ricreative attive rappresenta un problema altamente diffuso e recalcitrante che diminuisce la qualità della vita e comporta costi sanitari considerevoli. Una valutazione accurata e affidabile della rigidità del tendine d'Achille è quindi essenziale per il monitoraggio delle prestazioni, la gestione del carico e la valutazione correlata agli infortuni nelle popolazioni sportive.

Attualmente, la combinazione di ultrasonografia e dinamometria è ampiamente considerata un approccio di riferimento per la valutazione in vivo della rigidità^{tendinesca 7,8,9}. Sebbene questo metodo fornisca preziose informazioni sulle proprietà meccaniche dei tendini in condizioni altamente controllate, diverse limitazioni pratiche ne limitano l'applicazione^{più ampia 10}. L'allestimento richiede tempo, dipende fortemente dalle competenze dell'operatore e è solitamente limitato agli ambienti di laboratorio. Inoltre, rappresenta una sostanziale barriera finanziaria, spesso richiedendo investimenti di capitale significativi sia per il dinamometro isocinetico sia per le macchine ultrasoniche di alta qualità. Inoltre, le stime di rigidità sono comunemente derivate in condizioni di carico isolate o quasi-statiche in una configurazione di un'unica articolazione, il che ne limita l'applicabilità per il monitoraggio di routine degli atleti, la valutazione sul campo e la valutazione longitudinale tra i cicli di allenamento. Questi vincoli evidenziano la necessità di approcci di misurazione alternativi che siano sia metodologicamente robusti che fattibili in contesti sportivi applicati.

Le tecniche di elastografia basate sull'ultrasuono sono emerse come strumenti preziosi per la valutazione in vivo delle proprietà meccaniche dei tendini. Tra queste, l'elastografia a onda di taglio (SWE) è stata ampiamente applicata ai tessuti muscoloscheletrici; tuttavia, il suo utilizzo ha evidenziato importanti sfide^{metodologiche 11}. Studi precedenti hanno dimostrato che le misurazioni di rigidità derivate dall'elastografia sono altamente sensibili all'angolo articolare, all'orientamento della sonda, alla pre-compressione del tessuto, alla selezione della regione di interesse (ROI) e alle strategie di elaborazione dei dati, in particolare in strutture altamente anisotrope come i tendini. Per mitigare la variabilità indotta dall'operatore, alcuni autori hanno sostenuto l'uso di cablaggi esterni personalizzati per mettere in sicurezza la sonda a ultrasuoni, anche se ciò spesso avviene a scapito dell'efficienza dei test e della rapida acquisizione dei dati. Di conseguenza, sono stati fortemente raccomandati standard metodologici e protocolli di misurazione rigorosi — sia con tecniche a mano libera sia con stabilizzazione esterna — per garantire una valutazione valida e riproducibile della rigidità. Queste considerazioni metodologiche non si limitano all'SWE, ma sono ampiamente rilevanti per le tecniche basate sull'elastografia che inferiscono rigidità tissutale dalla propagazione d'onda indotta meccanicamente.

Negli ultimi anni, l'elastografia a ultrasuoni basata sulle vibrazioni ha attirato l'attenzione come alternativa pratica e adattabile al campo per valutare le proprietà meccaniche dei tessuti muscoloscheletrici^{superficiali 12}. In questo approccio, le vibrazioni meccaniche—con parametri di frequenza e ampiezza specificamente ottimizzati per le proprietà acustiche e strutturali del tessuto bersaglio—vengono applicate esternamente al tessuto e la propagazione risultante viene monitorata tramite immagini ultrasoniche per derivare parametri correlati alla rigidità. Mentre studi pionieristici precedenti hanno utilizzato con successo l'ultrasonografia abbinata a un attuatore esterno per valutare la meccanica dei tendini—impiegando un ingombrante shaker meccanico legato all'arto per generare onde sinusoidali continue^13,14—il protocollo attuale utilizza un approccio di vibrazione transitoria. Utilizzando una configurazione flessibile e portatile in cui la punta meccanica di eccitazione viene posizionata manualmente immediatamente accanto al trasduttore a ultrasuoni per fornire impulsi transitori estremamente brevi (300 ms), questo sistema elimina la necessità di sistemi di cinghie esterni complessi e che richiedono molto tempo. Questo progresso riduce significativamente il carico del soggetto e, rispetto alle tradizionali combinazioni di dinamometria-ultrasuoni in laboratorio, rende i sistemi di elastografia basati sulle vibrazioni più portatili, non invasivi e praticabili per misurazioni ripetute in contesti sportivi applicati. Tuttavia, nonostante questi vantaggi, studi esistenti hanno tipicamente valutato la rigidità del tendine d'Achille in una configurazione articolare singola, fornendo solo un'istantanea limitata del comportamento meccanico dei tendini.

La rigidità del tendine dipende intrinsecamente dalla configurazione dell'unità muscolo-tendine, variando in funzione dell'angolo articolare e della lunghezza del muscolo. Una misurazione a angolo singolo quindi non riesce a catturare la variabilità funzionale della rigidità tendinesca che si verifica lungo l'intervallo di movimento della caviglia e durante le posizioni specifiche di ogni sport. Questa limitazione riduce la rilevanza pratica delle misurazioni della rigidità per gli atleti esposti a carichi multi-angolazione e transizioni rapide di forza. Ad oggi, pochi studi hanno quantificato sistematicamente la rigidità del tendine d'Achille su molteplici angoli articolari standardizzati utilizzando un protocollo¹⁵ basato su elastografia riproducibile.

Per colmare questo divario metodologico, proponiamo un Paradigma dello Spettro di Rigidità Funzionale. Questo approccio riconcettualizza la rigidità dei tendini non come una proprietà scalare ma come funzione continua della posizione dell'articolazione, quantificando l'uscita meccanica del tendine attraverso un intervallo fisiologico di stati di carico. Isolando il modulo elastico di taglio del tendine libero su più angoli, questo metodo fornisce una valutazione specifica per il tessuto che integra la tradizionale dinamometria dell'unità muscolo-tendine. Lo scopo di questo manoscritto è presentare un protocollo dettagliato e passo dopo passo per implementare questo metodo, includendo il posizionamento del soggetto, la standardizzazione degli angoli congiunti, la gestione delle sonde, la selezione del ROI e le procedure di acquisizione dati. Questo protocollo è progettato per facilitare la valutazione riproducibile dello spettro di rigidità funzionale del tendine d'Achille e per fornire a ricercatori e professionisti uno strumento pratico per indagare le adattazioni dei tendini specifici per sport e la biomeccanica funzionale negli atleti d'élite. È importante sottolineare che, per fornire indicazioni pratiche sull'utilità di questo metodo, i suoi limiti di applicabilità devono essere chiaramente definiti. Questo approccio è altamente appropriato per la profilazione non invasiva, statica o quasi-statica della meccanica tendinesca locale—come il monitoraggio delle adattamenti longitudinali, lo screening per asimmetrie laterali o il monitoraggio della riabilitazione della tendinopatia. Tuttavia, non è adatta a compiti altamente dinamici e di movimento continuo dove mantenere un accoppiamento acustico costante non è fattibile, né è applicabile durante la fase acuta di rottura totale dei tendini, quando la tensione di base è assente. Inoltre, i professionisti dovrebbero notare che, a causa dell'effetto di saturazione della propagazione dell'onda di taglio sotto tensione tessutale estrema, la precisione assoluta della misurazione può essere ridotta a range di movimento estremi (ad esempio, dorsiflessione massima).

Protocol

Questo studio è stato approvato dal Comitato Etico della Ricerca dell'Università dello Sport di Pechino (Numero di approvazione: 2025608H) e tutte le procedure sono state condotte in conformità con la Dichiarazione di Helsinki. Tutti i partecipanti hanno fornito un consenso informato scritto per la partecipazione allo studio e la pubblicazione di immagini anonimizzate.

Preparazione dei partecipanti

Reclutamento e idoneità

I partecipanti venivano reclutati da squadre sportive a livello nazionale e includevano atleti professionisti maschi di età tra i 18 e i 26 anni in diverse discipline sportive (ad esempio, sprint, tennis, basket). I partecipanti sono stati sottoposti a screening per garantire un indice di massa corporea (IMC) ¹⁶ normale. La gamba dominante veniva determinata chiedendo ai partecipanti di calciare una palla.

Criteri di inclusione ed esclusione

I partecipanti soddisfacevano i seguenti criteri di inclusione: sesso maschile, BMI normale e qualifica sportiva a livello nazionale. I criteri di esclusione includevano una storia di lesioni o interventi chirurgici alla caviglia, malattie neurologiche o sistemiche, dolore muscoloscheletrico acuto o infiammazione che coinvolgeva il tendine d'Achille o le strutture circostanti, e l'uso auto-dichiarato di droghe anabolizzanti.

Ambiente di test e istruzioni pretest

Tutte le misurazioni sono state effettuate in condizioni di laboratorio standardizzate utilizzando la stessa sala di esame e gli stessi esaminatori per tutti i partecipanti. Ai partecipanti è stato consigliato di evitare esercizi ad alta intensità per 48 ore prima del test¹⁷.

Componenti e connessioni dell'equipaggiamento

In questo studio è stato utilizzato un sistema portatile di elastografia a ultrasuoni basato su vibrazioni. I prodotti commerciali e i software specifici utilizzati sono dettagliati nella Tabella dei Materiali. Il sistema era composto da quattro componenti principali: (1) un'unità principale con software integrato di sistema (versione 1.0), (2) un trasduttore a ultrasuoni a array lineare, (3) un modulo di eccitazione esterno e (4) una testa di vibrazione L15.

Il trasduttore a array lineare era una sonda a 128 elementi con una frequenza centrale nominale di 100 Hz e un'ampiezza di 1 mm, progettata per l'imaging ad alta risoluzione dei tessuti muscoloscheletrici superficiali. Il modulo di eccitazione, insieme alla testa vibratoria L15, generava vibrazioni meccaniche a bassa frequenza (15 ± 2 mm), che venivano trasmesse al tessuto per indurre onde che si propagavano meccanicamente. Il movimento dei tessuti derivante dalla propagazione delle onde veniva monitorato dal sistema ecografico e i parametri legati alla rigidità venivano derivati utilizzando il software di analisi integrato nel sistema.

Il trasduttore veniva collegato all'unità principale allineando il connettore con l'interfaccia corrispondente sul pannello posteriore dell'unità principale, inserendolo saldamente fino a bloccarsi in posizione con i pulsanti del connettore completamente innestati e a filo con la stuccatura della sonda, e tirando delicatamente il cavo del trasduttore per confermare una connessione sicura. Il modulo di eccitazione veniva collegato alla presa designata situata sul lato inferiore sinistro dell'unità principale allineando il connettore di bloccaggio, inserendolo completamente e stringendo manualmente il meccanismo di bloccaggio per garantire una connessione meccanica ed elettrica stabile. Il sistema veniva acceso accendendo l'alimentatore principale e confermando che l'indicatore di stato del sistema fosse illuminato, seguito dall'accensione dell'interfaccia del tablet, avviando il software del sistema ecografico selezionando l'icona dell'applicazione designata e verificando che il sistema fosse entrato nell'interfaccia operativa principale con la visualizzazione dell'imaging in modalità B in tempo reale.

Acquisizione del modulo elastico di taglio (G)

Preparazione e posizionamento del trasduttore

È stato applicato uno strato uniforme di gel di accoppiamento preriscaldato sulla superficie del trasduttore e la sonda è stata posizionata leggermente contro il sito di misura con il punto bersaglio allineato sotto il lato anteriore della sonda. La qualità dell'imaging è stata confermata prima dell'acquisizione, assicurando che il piano del trasduttore fosse quasi perpendicolare alla superficie cutanea (>75°), la distanza tra il trasduttore e la pelle fosse di circa 5 mm, non fossero presenti bolle d'aria visibili e che le fibre della fascia e dei tendini fossero chiaramente visualizzate.

Configurazione del modulo di eccitazione

I parametri della modalità elastografica (modalità E) erano impostati a una frequenza di 7,5 MHz, 4 linee di acquisizione, un intervallo di profondità di 5 mm e un tempo di acquisizione di 300 ms. Il modulo di eccitazione fu attivato e la punta di eccitazione fu posizionata 3–6 mm davanti al lato di protrusione della sonda, perpendicolare al piano di imaging della sonda.

Imaging in modalità E e regolazione della profondità

L'impianto a ultrasuoni fu passato in modalità E e la linea di riferimento fu posizionata in modo che l'intervallo di profondità di acquisizione iniziasse appena sotto la fascia tendinea superficiale. La regione di interesse (ROI) è stata regolata per coprire lo spessore del tendine evitando rigorosamente la pelle, il tessuto sottocutaneo e il cuscinetto adiposo di Kager.

Acquisizione dati e controllo qualità

La misurazione continua veniva avviata cliccando sul pulsante On , e il sistema calcolava automaticamente il modulo di taglio (G), fornendo la media ± i valori SD dei dati validi. La postura del partecipante e dell'operatore è stata mantenuta costante durante l'acquisizione per ottenere almeno 10 dati dati continui validi. L'acquisizione dati veniva interrotta premendo la funzione Freeze una volta raccolti abbastanza punti dati. Il dataset è stato esaminato per individuare outlier e i dati anomali sono stati rimossi utilizzando la funzione di modifica del sistema.

Le misurazioni sono state ripetute almeno tre volte a ciascun angolo della caviglia. Una misura era considerata valida solo se la deviazione standard (SD) dei punti dati continui era inferiore al 10% della media, in conformità con i requisiti interni di validità del dispositivo; altrimenti, la misura veniva scartata e ripetuta. Le immagini in modalità B e le mappe di imaging meccanico sono state salvate per la documentazione (Figura 1).

Figura 1. Rappresentazione schematica dell'allestimento sperimentale e del protocollo di acquisizione dello spettro di rigidità funzionale. (A) Configurazione sperimentale. (B) Zone di misura specifiche sul tendine d'Achille. (C) Angoli dell'articolazione della caviglia nella sequenza sperimentale. Abbreviazioni: PF = flessione plantare, DF = dorsiflessione. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Procedura di acquisizione dati

Registrazione del soggetto e localizzazione anatomica

Le informazioni demografiche e sportive dei partecipanti venivano registrate all'arrivo. Ai partecipanti è stato chiesto di togliersi scarpe e calzini e di sdraiarsi a terra sul divano d'esame con le caviglie completamente estese oltre il bordo di circa 5 cm. L'apice superiore della tuberosità calcanea è stato individuato tramite palpazione, e un punto a 5 cm prossimale a questo punto di riferimento è stato segnato tramite un marcatore cutaneo per definire il sito iniziale di misura. Il sito segnato è stato verificato tramite immagini ultrasoniche in vista longitudinale.

Misurazione di base

L'acquisizione iniziale di rigidità è stata eseguita allo stato di base (stato rilassato senza avvio) seguendo le procedure sopra descritte.

Misurazione multi-angolo (spettro di rigidità funzionale)

Le misurazioni sono state effettuate in sequenza su entrambi i tendini d'Achille nelle seguenti condizioni: rilassato, 0° (neutro), 20° flessione plantare (PF), 40° PF, 20° dorsiflessione (DF) e 40° DF. Un ordine di test randomizzato è stato intenzionalmente evitato, poiché testare una posizione di dorsiflessione estrema prima delle posizioni di flessione plantare avrebbe indotto isteresi tissutale e precondizionamento, alterando artificialmente la meccanica di base e influenzando le misurazioni successive.

Figura 2. Interfaccia rappresentativa del sistema durante l'acquisizione dei dati. Il pannello centrale mostra un'immagine ecografica longitudinale in modalità B del tendine d'Achille, mostrando un chiaro allineamento parallelo delle fibre. Il pannello giallo a destra mostra la quantificazione in tempo reale del modulo elastico di taglio (G). Il sistema calcola automaticamente il valore medio (20,46 kPa in questo esempio) e la deviazione standard (0,37 kPa) dall'elenco delle misurazioni valide mostrate di seguito. Questa lettura dimostra un'elevata stabilità delle misurazioni con una bassa deviazione standard (SD < 10% della media), soddisfacendo i criteri di controllo qualità del protocollo. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Installazione dello stivale e impostazione dell'angolo

Il piede del partecipante veniva inserito nello stivale regolabile per la caviglia, assicurando che il tallone fosse completamente appoggiato contro la coppa posteriore del tallone della base dello stivale. L'avampiede, il centro piede e la gamba inferiore sono stati fissati con le cinghie a gancio e anello attaccate per evitare sollevamenti del tallone o spostamenti laterali durante i test. Le manopole di bloccaggio bilaterali sul meccanismo di cerniera dello stivale venivano allentate e la caviglia veniva guidata manualmente verso l'angolo bersaglio allineando i marcatori strutturali con la scala goniometrica. Le manopole di chiusura venivano poi strette saldamente per fissare l'articolazione della caviglia all'angolo bersaglio. La misurazione a ultrasuoni veniva eseguita immediatamente dopo il blocco dell'angolo per prevenire il rilassamento viscoelastico dei tendini.

Dopo la procedura

Ai partecipanti è stato ordinato di rimuovere lo stivale alla caviglia, e tutti gli strumenti e le sonde ultrasoniche sono stati puliti e sanificati.

Elaborazione dei dati e analisi statistica

Aggregazione dei dati

Per ogni prova di misura, il SD interno dei punti dati è stato verificato essere <10% della media. Il coefficiente di variazione (CV) tra i tre trial validi è stato calcolato per ciascun angolo di misura ed era richiesto di essere <30%; altrimenti, il dataset veniva scartato e misurato nuovamente. La media complessiva dei tre studi riusciti è stata calcolata e utilizzata per le analisi successive.

Modellazione statistica

Il coefficiente di correlazione intraclasse (ICC) è stato calcolato per valutare la riproducibilità delle misurazioni. Gli effetti delle variabili sulla rigidità del tendine d'Achille sono stati analizzati utilizzando un Modelli Misti Generalizzati (GLMM). La rigidità del tendine d'Achille (G) è stata specificata come variabile dipendente, con l'angolo dell'articolazione della caviglia, il tipo sportivo e la gamba dominante come fattori fissi. L'ID del soggetto è stato incluso come effetto casuale per tenere conto delle misure ripetute. Sono state condotte analisi post-hoc con correzione di Bonferroni.

Visualizzazione dei dati

I dati elaborati sono stati esportati e visualizzati utilizzando grafici a linee per l'analisi dello spettro di rigidità e grafici a barre per confronti di gruppo.

Results

Prima di interpretare gli esiti statistici, era fondamentale definire i criteri per un'implementazione di successo rispetto a quella di fallimento di questo protocollo. Le caratteristiche demografiche dei partecipanti sono presentate nella Tabella 1. Una misurazione riuscita è stata caratterizzata visivamente da un'immagine B-mode di alta qualità che mostra una chiara struttura fibrillare tendinosa continua parallela alla superficie cutanea, abbinata a una mappa colorata elastografica stabile e omogenea all'interno della Regione di Interesse (ROI) predefinita (come mostrato nella Figura 2). Dal punto di vista quantitativo, il successo è stato raggiunto quando i dati continui all'interno di una singola cattura hanno prodotto un coefficiente di variazione (CV) di <30%. Al contrario, un'implementazione fallita era tipicamente indicata da un attacco acustico scarso (che causava vuoti scuri o interruzioni del segnale nella mappa elastografia), artefatti di movimento o una pressione eccessiva indotta dall'operatore della sonda, che irrigidiva artificialmente il tessuto superficiale. Qualsiasi prova che mostrasse un CV ≥ il 30%, o che mostrasse otturazione elastografia discontinua, costituiva un guasto tecnico e richiedeva il riposizionamento e il ritest immediato della sonda.

	Pallacanestro	Pallavolo	Football	Tennis	Sprint	Corsa a lunga distanza	Kruskal-Wallis p
Età (anno)	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
Altezza (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
BMI	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
Frequenza di addestramento (volte a settimana)	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
Età sportiva (anno)	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

Tabella 1: Caratteristiche demografiche degli atleti.

Affidabilità e precisione intra-trial

La precisione interna del protocollo è stata valutata calcolando il coefficiente di variazione (CV) per il modulo elastico (G) del taglio del tendine d'Achille in tutte le condizioni di misura (6 angoli articolari × 2 arti × N partecipanti). I valori medi della CV variavano dal 14,0% al 25,2% tra diversi angoli articolari (Tabella 2). In particolare, la variabilità della misura ha mostrato un modello dipendente dall'angolo: i valori CV sono rimasti più bassi e altamente stabili durante gli stati di riposo e flessione plantare (PF), ma sono aumentati sistematicamente man mano che la caviglia veniva posizionata in estrema dorsiflessione (DF).

Inoltre, la riproducibilità intra-sessione tra le prove di misurazione consecutive è stata valutata utilizzando il coefficiente di correlazione intraclasse (ICC). I risultati hanno dimostrato un'affidabilità relativa da buona a eccellente su tutti gli angoli articolari valutati. In particolare, i valori ICC (2,1) variavano da 0,871 a 0,974 (Tabella 2), con la maggiore affidabilità osservata nello stato rilassato (ICC = 0,974, IC 95%: 0,943–0,990) e la più bassa, ma ancora robusta, affidabilità nella posizione neutrale 0° (ICC = 0,871, IC 95%: 0,751–0,939). Insieme ai dati CV, questi risultati hanno confermato la robustezza e la stabilità biomeccanica complessiva del protocollo di misurazione multi-angolo.

	Rilassati	PF 40	PF 20	0	DF 20	DF 40
CV 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 al 95% per 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]

Tabella 2: Affidabilità della misura (coefficiente di correlazione intraclasse) e precisione interna (coefficiente di variazione) del modulo elastico del taglio del tendine d'Achille su angoli di giunzione distinti.

Rigidità funzionale del tendine d'Achille

La rigidità del tendine d'Achille (G) è stata quantificata su sei angoli delle articolazioni della caviglia, sia per arti dominanti che non dominanti. I risultati dei Generalized Mixed Models (GLMM) per effetti fissi sono riassunti nella Tabella 3. La rigidità del tendine d'Achille nell'arco funzionale del movimento è stata quantificata con successo. Come previsto, la rigidità tendinesca è aumentata in modo non lineare dalla flessione plantare (rilassamento) alla dorsiflessione (tensione) in tutti i partecipanti (vedi Figura 3).

Il GLMM ha rivelato un effetto principale significativo dell'angolo articolare (p < 0,001), mentre il lato (dominante vs. non dominante) e il tipo sport non hanno mostrato effetti principali. L'interazione Angolo × Sport è stata significativa (p = 0,049), indicando differenze di rigidità specifiche per sport in certi angoli della caviglia. Per dimostrare queste differenze, sono state condotte analisi a posteriori degli effetti semplici. Le differenze erano più evidenti a 20° di flessione plantare (PF20), dove sia il basket (203 ± 187 kPa; p = 0,046, d di Cohen = 0,58) sia gli atleti di corsa di lunga distanza (188 ± 138 kPa; p = 0,048, d di Cohen = 0,62) mostravano rigidità tendinesca significativamente superiore rispetto agli atleti di tennis (122 ± 62 kPa). Inoltre, in posizione neutra (0°), gli atleti di basket (1033 ± 912 kPa) hanno mantenuto una rigidità significativamente superiore rispetto agli atleti di tennis (574 ± 382 kPa; p = 0,008, d di Cohen = 0,66). Al contrario, a 40° di dorsiflessione (DF40), non sono state osservate differenze significative tra gli sport, suggerendo la convergenza delle proprietà meccaniche sotto il massimo carico tendine.

Fattore	X²	df	p
Angolo	8964.919	5	< .001
Lato (Dominante/Non dominante)	0.47	1	0.493
Sport	4.423	5	0.49
Angolo × Lato	1.715	5	0.887
Sport × Laterale	10.182	5	0.07
Angolo × Sport	37.788	25	0.049
Angolo × Lato × Sport	26.065	25	0.404

Tabella 3: Risultati di test a effetti fissi dei Modelli Misti Generalizzati (GLMM). 

Figura 3. Spettro funzionale di rigidità del tendine d'Achille su diversi angoli delle articolazioni della caviglia. I dati sono presentati come media ± SD. L'asse X rappresenta la posizione dell'articolazione della caviglia, che va dagli stati di rilassamento (rilassato, flessione plantare [PF]) a quello tensionato (neutrale 0°, dorsiflessione [DF]). L'asse Y rappresenta il modulo elastico di taglio (rigidità) tracciato su una scala log10. Il modulo di taglio aumentava in modo non lineare con l'aumento della dorsiflessione. Non è stato riscontrato alcun effetto principale significativo di dominanza laterale o interazione Angolo × Laterale (p > 0,05), indicando una simmetria funzionale complessiva tra tendini dominanti e non dominanti nell'intervallo testato. Gli asterischi (*) indicano una differenza significativa (p < 0,05) rispetto al gruppo di riferimento (Tennis) basandosi sulle stime dei parametri GLMM. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figura supplementare S1. Modulo di taglio del tendine d'Achille attraverso angoli articolari confrontando i lati sinistro e destro. I dati sono presentati come media ± SD. L'asse X rappresenta l'angolo dell'articolazione della caviglia, che va dalle posizioni rilassate (rilassamento, flessione plantarda) a posizioni tensionate (neutrale 0°, dorsiflessione/estensione). L'asse Y rappresenta il modulo di taglio (rigidità) tracciato su una scala log10. Il modulo di taglio aumentava in modo non lineare con l'aumento della dorsiflessione. Un effetto principale significativo è stato osservato solo per l'angolo articolare, mentre non sono stati riscontrati effetti principali significativi per quelli laterali o sportivi. Inoltre, è stata rilevata un'interazione significativa tra angolo × l'interazione laterale, mentre tutti gli altri effetti di interazione sono rimasti non significativi. * indica una differenza significativa (p < 0,05) tra il lato sinistro e destro in Neutrale 0° secondo le stime dei parametri GLMM. Abbreviazioni: PF = flessione plantare; DF = dorsiflessione. Clicca qui per scaricare questo file.

Discussion

Questo studio ha presentato un protocollo standardizzato per quantificare lo spettro funzionale di rigidità del tendine d'Achille negli atleti maschi d'élite utilizzando un dispositivo portatile di fusione forza-ultrasuoni. A differenza dell'imaging anatomico convenzionale, che offre una limitata intuizione funzionale, questo metodo utilizzava l'elassografia a ultrasuoni basata sulle vibrazioni per mappare in modo non invasivo le proprietà meccaniche del tendine su un intervallo fisiologico di angoli delle articolazioni della caviglia. La durata totale dei test era di circa 10–20 minuti per soggetto, e l'estrazione automatica dei valori del modulo elastico ha reso questo protocollo una soluzione pratica per il monitoraggio longitudinale sia in ambito sportivo di laboratorio che sul campo. Tuttavia, come per qualsiasi valutazione multiangolazione, le proprietà viscoelastiche intrinseche del tendine d'Achille—in particolare la suscettibilità al flusso scorrevole, all'isteresi e al rilassamento delle tensioni—devono essere gestite con attenzione. L'intera sessione è durata 10–20 minuti, ma questo ha incluso l'allestimento, la riferimento anatomico e l'installazione degli stivali. Il tempo effettivo trascorso a ogni angolo di giunzione è stato breve (tipicamente meno di 1 minuto). Inoltre, la vibrazione meccanica applicata era transitoria (300 ms per finestra di acquisizione) piuttosto che continua, minimizzando il rischio di affaticamento meccanico accumulato. Per mitigare il rilassamento dello stress, il protocollo richiedeva che l'acquisizione dei dati avvenisse immediatamente dopo il blocco dell'articolazione della caviglia per catturare la rigidità istantanea prima che il creep viscoelastico potesse alterare la meccanica dei tessuti. Tuttavia, le future implementazioni che prevedono carichi ripetuti più estesi dovrebbero rimanere consapevoli di queste proprietà dipendenti dal tempo.

Per garantire la riproducibilità dello spettro di rigidità, era richiesta una rigorosa osservanza di specifici dettagli di acquisizione. Innanzitutto, l'applicazione di uno strato sufficiente di gel acustico era fondamentale per prevenire artefatti di riverberazione dell'interfaccia aria, che possono degradare la qualità del segnale dell'onda di taglio. In secondo luogo, il tempismo della misurazione è stato un fattore decisivo. A causa della natura viscoelastica del^{tendine 18}, il rilassamento dello stress si verificava immediatamente dopo che la caviglia veniva bloccata in una nuova posizione. Pertanto, il protocollo richiedeva che l'acquisizione iniziasse immediatamente al momento della fissazione dell'angolo per catturare la risposta istantanea alla rigidità piuttosto che lo stato rilassato.

Un'analisi dettagliata della ripetibilità intra-prova ha rivelato un modello di variabilità dipendente dall'angolo articolare. Coefficienti di variazione più bassi (CV, ~14–16%) sono stati osservati nelle posizioni plantarflesse (stato di rilassamento), mentre CV più alti (~24–25%) sono stati osservati nelle posizioni dorsiflesse (stato tensionato). Questa tendenza probabilmente rifletteva le sfide tecniche associate alla quantificazione della meccanica tissutale ai limiti superiori della rigidità. Nello stato di tensione (dorsiflessione), la rigidità dei tendini aumentava in modo non lineare, causando la propagazione delle onde di taglio ad alte^{velocità 19}. Questo potrebbe avvicinarsi ai limiti di rilevamento del dispositivo portatile. Di conseguenza, valori CV più elevati nelle posizioni dorsiflesse riflettevano le complesse proprietà acustiche del tessuto anisotropo altamente teso piuttosto che l'inaffidabilità metodologica o l'errore dell'operatore. Riconoscere questa variabilità intrinseca è stato importante per stabilire soglie di controllo qualità ecologicamente valide. Imporre una soglia più rigida (ad esempio, CV < 20%) su tutte le angolazioni richiederebbe un eccessivo ritest in posizioni di stretching estreme, introducendo potenzialmente artefatti fisiologici come la viscoelasticità e il rilassamento delle tensioni. Pertanto, una soglia CV di < 30% è stata considerata un compromesso pragmatico per i test in vivo multi-angolo. Tuttavia, gli operatori dovevano mantenere la stabilità della sonda quando valutavano il tendine in posizioni ad alta tensione per minimizzare l'ulteriore variabilità.

Per ricercatori e clinici, valori elevati della CV (>20%) in extrema dorsiflessione indicano che i valori di rigidità assoluta a questi angoli devono essere interpretati con cautela. Ciò suggerisce che il metodo sia più adatto a monitorare le variazioni longitudinali intra-individuali piuttosto che affidarsi esclusivamente a confronti interindividuali a massima tensione. Per ridurre ulteriormente la variabilità, futuri perfezionamenti del protocollo potrebbero includere l'uso di approcci di stabilizzazione esterni (ad esempio, supporti personalizzati) per standardizzare la pressione e l'orientamento della sonda. Tuttavia, qualsiasi strategia di stabilizzazione deve consentire un rapido aggiustamento dell'angolo per mantenere l'equilibrio tra stabilità meccanica e minimizzazione del flusso viscoelastico.

Lo Spettro di Rigidità Funzionale proposto offre un progresso metodologico rispetto alla tradizionale dinamometria isocinetica. Sebbene la dinamometria sia considerata un metodo di riferimento per valutare le proprietà meccaniche globali dell'unità muscolo-tendine, non può isolare la rigidità locale del tendine libero dai contributi muscolari. Valutando direttamente il tendine d'Achille libero, questo protocollo fornisce una misurazione localizzata e specifica per il tessuto. Questa capacità può essere utile per rilevare cambiamenti localizzati nella rigidità tendinesca tra individui asintomatici sottoposti a programmi di carico^{mirati 4}. Inoltre, nelle popolazioni patologiche o tendinopatiche, cambiamenti strutturali localizzati possono alterare la rigidità prima che i deficit globali muscolo-tendine diventino^{evidenti 20}. Questo metodo consente quindi di individuare alterazioni meccaniche localizzate che potrebbero non essere catturate dagli approcci di test globali.

Quantificando l'aumento non lineare della rigidità dalla flessione plantare alla dorsiflessione, questo metodo ha catturato il comportamento meccanico dei tendini in condizioni di carico funzionalmente rilevanti. La relazione angolo-rigidità osservata nella Figura 3 non si conformava a un semplice modello quadratico, riflettendo il comportamento fisiologico non lineare del tessuto tendineo su un'ampia gamma di movimento. L'aumento esponenziale notevole della rigidità tra PF20° e 0° corrisponde alla classica 'regione delle dita dei piedi', dove le fibre di collagene crimpate vengono rapidamente raddrizzate. È importante notare che l'aspetto visivamente appiattito della curva ad angoli di dorsiflessione più elevati è influenzato dalla scala log10 utilizzata per la visualizzazione dei dati. In termini assoluti, la rigidità continua ad aumentare sostanzialmente, riflettendo un irrigidimento progressivo della deformazione sotto alta tensione meccanica. Queste caratteristiche evidenziano il complesso comportamento meccanico non lineare del tessuto tendinoso su un'ampia gamma fisiologica. L'aumento della rigidità tra PF20° e 0° corrispondeva al raddrizzamento iniziale delle fibre di collagene, mentre aumenti continui ad angoli di dorsiflessione più alti riflettevano un progressivo irrigidimento da sforzo sotto tensione. Questi risultati supportano l'uso di una valutazione multi-angolo piuttosto che di una stima a singolo punto.

Per quanto riguarda gli esiti statistici, il GLMM ha confermato un effetto principale significativo dell'angolo della giunzione, supportando la sensibilità del protocollo ai cambiamenti del carico meccanico. Non sono stati osservati effetti principali o interazioni per la dominanza degli arti, suggerendo simmetria funzionale nella rigidità del tendine d'Achille attraverso angoli^{articolari 21}. Ciò è coerente con i requisiti biomeccanici per la trasmissione equilibrata della forza e l'accumulo di energia durante la^{locomozione 22}. Tuttavia, analisi supplementari basate sulla lateralità anatomica (sinistra vs. destra) hanno indicato differenze specifiche per i lati in alcune condizioni, suggerendo che la simmetria funzionale possa essere mantenuta nonostante le asimmetrie strutturali^{sottostanti 23}.

Dovrebbero essere considerate diverse limitazioni. Innanzitutto, lo studio era limitato a giovani atleti maschi d'élite, e le ricerche future dovrebbero valutare popolazioni più ampie, inclusi donne, anziani e individui sintomatici. In secondo luogo, la precisione della misura diminuiva nelle posizioni di massima tensione a causa dei limiti fisici della propagazione delle onde di taglio. Tuttavia, ciò non ridusse l'affidabilità a un livello inaccettabile, poiché la media di tre prove produsse un'elevata riproducibilità (ICC > 0,87). In terzo luogo, il protocollo impiegava un approccio statico multi-angolo invece di misurazioni dinamiche continue, e quindi non replicava condizioni di carico ad alta velocità. Inoltre, le misurazioni sono state effettuate in condizioni passive e non hanno tenuto conto degli effetti della contrazione muscolare attiva. Infine, questo metodo caratterizza il comportamento locale di taglio elastico sotto vibrazione trasversale e non deve essere interpretato come una misura diretta della rigidità longitudinale della trazione.

In conclusione, quando sono stati applicati il controllo mediato di più tentativi (minimo tre ripetizioni) e il controllo qualità in tempo reale (CV < 30%), questo protocollo standardizzato multi-angolo ha fornito uno strumento affidabile e pratico per valutare la meccanica del tendine d'Achille. Catturando le risposte dei tendini in una gamma di stati di carico, ha permesso il monitoraggio della simmetria bilaterale e le adattazioni dell'addestramento. Questo metodo può supportare il monitoraggio degli atleti e l'identificazione precoce dei cambiamenti meccanici associati alla tendinopatia quando utilizzato per la valutazione longitudinale.

Materials

List of materials used in this article

Name	Company	Catalog Number	Comments
Stivali	Ober	AO-36	Uso come suggerito nel protocollo
Gel di accoppiamento	Tecnologia Jinya	TM-100	Uso come suggerito nel protocollo
Excel	Microsoft	https://www.microsoft.com/microsoft-365/excel	Utilizzato dagli autori per l'organizzazione dei dati
Jamovi	Il progetto Jamovi	https://www.jamovi.org/	Utilizzato dagli autori per l'analisi statistica
Ecografia portatile   Dispositivo	Tecnologia XiJian	T5C1B101WT	Uso come suggerito nel protocollo
Prisma	Graphpad	N/A; https://www.graphpad.com	Utilizzato dagli autori per la visualizzazione
SPSS	IBM	https://www.ibm.com/products/spss-statistics	Utilizzato dagli autori per l'analisi statistica