Niezawodność protokołu elastografii opartego na drganiach do oceny sztywności ścięgna Achillesa w wielu kątach stawów u sportowców elitarnych

Summary

Protokół ten opisuje ustandaryzowaną, przenośną metodę ultradźwiękową do ilościowego określania funkcjonalnego spektrum sztywności ścięgna Achillesa w wielu kątach stawów skokowych u sportowców elitarnych, umożliwiając wiarygodną i powtarzalną ocenę mechanicznego zachowania ścięgien w różnych warunkach obciążenia.

Abstract

Mechaniczne zachowanie ścięgna Achillesa odgrywa kluczową rolę w osiągnięciach sportowych i ryzyku kontuzji; Jednak ocena sztywności ścięgien in vivo pozostaje trudna. Konwencjonalne podejścia łączące ultrasonografię z dynamometrią są kosztowne, ograniczone do laboratorium i zazwyczaj ograniczone do pozycji pojedynczych stawów, podczas gdy istniejące techniki oparte na elastografii często są ograniczone założeniami metodologicznymi lub ograniczoną funkcjonalnością.

Celem tego badania było przedstawienie i zweryfikowanie ustandaryzowanego, przenośnego protokołu do ilościowego zakresu funkcjonalnej sztywności ścięgna Achillesa w wielu kątach stałych stawów skoczkowych. Ten paradygmat przesuwa ocenę z pojedynczej statycznej wartości sztywności na ciągły profil mechaniczny, rejestrując nieliniową reakcję ścięgna na obciążenie. Stosując system fuzji siłowo-ultradźwiękowej, mechanicznie indukowane drgania niskiej częstotliwości zastosowano do ścięgna, natomiast do oszacowania modułu sprężystości ścinającej tkanki ścięgna stosowano ultradźwięki. Pomiary wykonywano obustronnie u elitarnych sportowców mężczyzn w określonych pozycjach stawów skokowych, od rozluźnionych i zgiętych podesztowo po neutralne i grzbietowe.

Protokół wykazał dobrą powtarzalność w trakcie badania oraz doskonałą powtarzalność w trakcie sesji we wszystkich kątach stawów, przy czym współczynniki zmienności pozostawały w dopuszczalnych granicach dla elastografii tkanek miękkich, a współczynniki korelacji wewnątrzklasowych wskazują na wysoką wiarygodność. Sztywność ścięgna Achillesa wzrastała nieliniowo wraz z postępującym grzbietowym zgięciem, co wskazuje na zachowanie mechaniczne zależne od kąta. Nie zaobserwowano istotnego głównego efektu dominacji bocznej w całym zakresie funkcjonalnym, podczas gdy różnice specyficzne dla sportu pojawiły się przy wybranych kątach stawów.

Protokół ten zapewnia praktyczne i powtarzalne podejście do charakteryzowania mechanicznego zachowania ścięgna Achillesa w warunkach funkcjonalnie istotnych dla celów obciążeniowych. Jego przenośność i ustandaryzowany przepływ pracy sprawiają, że nadaje się do zastosowań laboratoryjnych, klinicznych i terenowych, oferując cenne narzędzie do monitorowania sportowców, oceny ryzyka kontuzji oraz podłużnej oceny adaptacji ścięgien.

Introduction

Ścięgno Achillesa odgrywa kluczową rolę w wysokowydajnym ruchu człowieka, przekazując siły mięśniowe oraz magazynując i uwalniając energię sprężystą podczas działań cyklu rozciągania–skracania (SSC)¹. Jego sztywność mechaniczna jest kluczowym czynnikiem determinującym efektywność ruchu, wpływając na przenoszenie siły, ponowne wykorzystanie energii sprężystej oraz ogólną wydajność mechaniczną podczas zadań lokomotorycznych i materiałów wybuchowych². U elitarnych sportowców — szczególnie tych zaangażowanych w sprint, skoki i inne sporty dominujące w SSC — większa sztywność ścięgna Achillesa jest konsekwentnie kojarzona z lepszą prędkością sprintu, przyspieszeniem, ekonomią biegu, wynikiem skokowym oraz tempem rozwoju siły³. Zarówno długotrwałe narażenie na trening, jak i krótkotrwałe obciążenie mechaniczne wykazują wymierne zmiany sztywności ścięgna, odzwierciedlające zdolność adaptacyjną tkanki^{ścięgien 4,5}. Natomiast schorzenia patologiczne, takie jak tendinopatia Achillesa, często charakteryzują się zmienioną sztywnością, co może utrudniać przenoszenie siły mimo zachowanej siły mięśni⁶. Wpływ tendinopatii jest znaczący; W sportach elitarnych prowadzi do znacznej utraty czasu, pogorszenia wydajności i potencjalnie skrócenia kariery, podczas gdy w populacjach aktywnych rekreacyjnie stanowi bardzo powszechny, oporny problem, który obniża jakość życia i wiąże się z znacznymi kosztami opieki zdrowotnej. Dokładna i rzetelna ocena sztywności ścięgna Achillesa jest zatem niezbędna do monitorowania wydajności, zarządzania obciążeniem oraz oceny urazów w populacjach sportowych.

Obecnie połączenie ultrasonografii i dynamometrii jest powszechnie uznawane za podejście referencyjne do oceny sztywności ścięgienⁱⁿ vivo ^7,8,9. Chociaż metoda ta dostarcza cennych informacji o właściwościach mechanicznych ścięgien w ściśle kontrolowanych warunkach, kilka praktycznych ograniczeń ogranicza jej szersze zastosowanie¹⁰. Konfiguracja jest czasochłonna, w dużej mierze zależy od doświadczenia operatora i zazwyczaj ogranicza się do środowisk laboratoryjnych. Ponadto stanowi znaczną barierę finansową, często wymagającą znacznych inwestycji kapitałowych zarówno w dynamometr izokinetyczny i wysokiej klasy aparaty ultrasonograficzne. Ponadto szacunki sztywności są często wyprowadzane w warunkach izolowanych lub quasi-statycznych obciążeń w pojedynczej konfiguracji stawu, co ogranicza ich zastosowanie do rutynowego monitorowania sportowców, oceny na boisku oraz oceny podłużnej w cyklach treningowych. Te ograniczenia podkreślają potrzebę alternatywnych metod pomiarowych, które są zarówno metodologicznie solidne, jak i wykonalne w środowiskach sportów stosowanych.

Techniki elastografii oparte na ultradźwiękach stały się cennymi narzędziami do oceny in vivo właściwości mechanicznych ścięgien. Wśród nich szeroko stosuje się elastografię fal ścinających (SWE) w tkankach mięśniowo-szkieletowych; jednak jego stosowanie uwypukliło ważne wyzwania metodologiczne¹¹. Wcześniejsze badania wykazały, że pomiary sztywności pochodzące z elastografii są bardzo wrażliwe na kąt stawu, orientację sondy, wstępne sprężanie tkanek, wybór obszaru zainteresowania (ROI) oraz strategie przetwarzania danych, szczególnie w strukturach o wysokiej anizotropie, takich jak ścięgna. Aby ograniczyć zmienność wywołaną przez operatora, niektórzy autorzy zaleczyli stosowanie niestandardowych zewnętrznych wiązek do zabezpieczenia sondy ultradźwiękowej, choć często odbywa się to kosztem efektywności testów i szybkiego pozyskiwania danych. W związku z tym zdecydowanie zalecano standardy metodologiczne i rygorystyczne protokoły pomiarowe — czy to z wykorzystaniem technik wolnoręcznych, czy stabilizacji zewnętrznej — aby zapewnić prawidłową i powtarzalną ocenę sztywności. Te rozważania metodologiczne nie ograniczają się tylko do SWE, lecz są szeroko istotne dla technik opartych na elastografii, które wywnioskują sztywność tkanki na podstawie mechanicznie indukowanego propagowania fal.

W ostatnich latach elastografia ultrasonograficzna oparta na drganiach zyskała uznanie jako praktyczna i adaptowalna do pracy alternatywa do oceny właściwości mechanicznych powierzchownych tkanek mięśniowo-szkieletowych¹². W tym podejściu drgania mechaniczne — z parametrami częstotliwości i amplitudy specjalnie zoptymalizowanymi pod kątem właściwości akustycznych i strukturalnych tkanki docelowej — są zewnętrzne stosowane do tkanki, a powstała propagacja fali jest śledzona za pomocą obrazowania ultradźwiękowego w celu wyznaczenia parametrów związanych ze sztywnością. Podczas gdy wcześniejsze pionierskie badania z powodzeniem wykorzystywały ultrasonografię połączoną z zewnętrznym siłownikiem do oceny mechaniki ścięgien — wykorzystując masywny mechaniczny wstrząs przymocowany do kończyny do generowania ciągłych fal sinusoidalnych^{13,14 —} obecny protokół wykorzystuje podejście drgań przejściowych. Dzięki zastosowaniu elastycznej, ręcznej konfiguracji, w której końcówka wzbudzenia mechanicznego jest ręcznie współustawiana tuż obok przetwornika ultrasonograficznego, aby dostarczyć bardzo krótkie (300 ms) impulsy przejściowe, system ten eliminuje potrzebę stosowania złożonych i czasochłonnych zewnętrznych układów paskowych. Ten postęp znacząco zmniejsza obciążenie uczestnikami i w porównaniu z tradycyjnymi laboratoryjnymi kombinacjami dynamometrii i ultrasonografii, sprawia, że systemy elastografii opartej na drganiach są bardziej przenośne, nieinwazyjne i możliwe do powtarzanych pomiarów w warunkach sportów stosowanych. Jednak pomimo tych zalet, istniejące badania zazwyczaj oceniają sztywność ścięgna Achillesa w konfiguracji pojedynczego stawu, dostarczając jedynie ograniczonego obrazu mechanicznego zachowania ścięgna.

Sztywność ścięgien zależy z natury od konfiguracji układu mięśniowo-ścięgnowego i zależy od kąta stawu i długości mięśni. Pomiar pod jednym kątem nie oddaje więc funkcjonalnej zmienności sztywności ścięgien, która występuje w całym zakresie ruchu kostki oraz podczas pozycji specyficznych dla sportu. To ograniczenie zmniejsza praktyczne znaczenie pomiarów sztywności dla sportowców narażonych na obciążenie pod wieloma kątami i szybkie przejścia sił. Do tej pory niewiele badań systematycznie zidentyfikowało sztywność ścięgna Achillesa na wielu ustandaryzowanych kątach stawów, stosując powtarzalny protokół oparty na elastografii¹⁵.

Aby wypełnić tę lukę metodologiczną, proponujemy paradygmat spektrum funkcjonalnej sztywności. To podejście rekonceptualizuje sztywność ścięgien nie jako własność skalarną, lecz jako ciągłą funkcję położenia stawu, ilościowo określając mechaniczne wyjście ścięgna w zakresie fizjologicznych stanów obciążenia. Poprzez izolację modułu sprężystości ścinania wolnego ścięgna pod wieloma kątami, metoda ta zapewnia ocenę specyficzną dla tkanek, która uzupełnia tradycyjną dynamometrię jednostki mięśniowo-ścięgnowej. Celem tego manuskryptu jest przedstawienie szczegółowego, krok po kroku protokołu wdrażania tej metody, obejmującego pozycjonowanie obiektu, standaryzację kątów stawów, obsługę sond, wybór ROI oraz procedury pozyskiwania danych. Protokół ten został zaprojektowany, aby ułatwić powtarzalną ocenę funkcjonalnego spektrum sztywności ścięgna Achillesa oraz dostarczyć naukowcom i praktykom praktycznego narzędzia do badania specyficznych dla sportu adaptacji ścięgien i funkcjonalnej biomechaniki u sportowców elitarnych. Co ważne, aby zapewnić praktyczne wskazówki dotyczące użyteczności tej metody, jej granice zastosowania muszą być jasno określone. To podejście jest wysoce odpowiednie do nieinwazyjnego, statycznego lub quasi-statycznego profilowania lokalnej mechaniki ścięgien — takiego jak monitorowanie adaptacji podłużnych, przesiewowe badania asymetrii bocznych lub śledzenie rehabilitacji tendinopatiji. Jednak nie nadaje się do zadań o wysokiej dynamice, ciągłym ruchu, gdzie utrzymanie spójnego sprzężenia akustycznego jest niemożliwe, ani nie nadaje się do ostrej fazy pełnych zerwania ścięgien, gdy brakuje napięcia bazowego. Ponadto praktycy powinni pamiętać, że ze względu na nasycenie propagacji fali ścinającej pod wpływem ekstremalnego napięcia tkankowego, absolutna dokładność pomiaru może być zmniejszona w ekstremalnych zakresach ruchu (np. maksymalnym grzbietowym zgięciem).

Protocol

Badanie to zostało zatwierdzone przez Komitet Etyki Badań Uniwersytetu Sportowego w Pekinie (numer zatwierdzenia: 2025608H), a wszystkie procedury przeprowadzono zgodnie z Deklaracją Helsińską. Wszyscy uczestnicy wyrazili pisemną świadomą zgodę na udział w badaniu i publikację zanonimizowanych zdjęć.

Przygotowanie uczestników

Rekrutacja i uprawnienia

Uczestnicy byli rekrutowani z drużyn sportowych na poziomie krajowym i obejmowali zawodowych sportowców w wieku 18–26 lat, działających w różnych dyscyplinach (np. sprint, tenis, koszykówka). Uczestnicy byli badani, aby upewnić się, że wskaźnik masy ciała jest prawidłowy (BMI)¹⁶. Dominująca noga była ustalana przez poproszenie uczestników o kopnięcie piłki.

Kryteria włączenia i wykluczenia

Uczestnicy spełniali następujące kryteria włączenia: płeć męska, prawidłowe BMI oraz kwalifikacje sportowe na poziomie krajowym. Kryteria wykluczenia obejmowały historię urazów lub operacji kostki, choroby neurologiczne lub ogólnoustrojowe, ostry ból lub stan zapalny mięśniowo-szkieletowy lub obejmujący ścięgno Achillesa lub otaczające je struktury oraz samozgłoszone stosowanie leków anabolicznych.

Środowisko testowe i instrukcje przed testowaniem

Wszystkie pomiary przeprowadzono w standaryzowanych warunkach laboratoryjnych, z użyciem tej samej sali i egzaminatorów dla wszystkich uczestników. Uczestnicy zostali poinstruowani, aby unikać intensywnych ćwiczeń przez 48 godzin przed testem¹⁷ godzin.

Komponenty wyposażenia i połączenia

W tym badaniu zastosowano przenośny system ultradźwiękowej oparty na drganiach. Konkretne produkty komercyjne i oprogramowanie używane są szczegółowo opisane w Tabeli Materiałów. System składał się z czterech głównych komponentów: (1) głównego modułu z zintegrowanym oprogramowaniem systemowym (wersja 1.0), (2) liniowego przetwornika ultrasonograficznego, (3) zewnętrznego modułu wzbudzającego oraz (4) głowicy drgań L15.

Przetwornik z liniową matrycą był sondą 128-elementową o nominalnej częstotliwości centralnej 100 Hz i amplitudzie 1 mm, zaprojektowaną do obrazowania o wysokiej rozdzielczości powierzchownych tkanek mięśniowo-szkieletowych. Moduł wzbudzający wraz z głowicą drgań L15 generował niskoczęstotliwościowe drgania mechaniczne (15 ± 2 mm), które były przesyłane do tkanki, indukując fale propagujące się mechanicznie. Ruch tkanek wynikający z propagacji fali był śledzony przez system ultradźwiękowy, a parametry związane ze sztywnością były wyznaczane za pomocą wbudowanego oprogramowania analitycznego systemu.

Przetwornik był podłączony do jednostki głównej przez wyrównanie złącza z odpowiadającym interfejsem na tylnym panelu jednostki głównej, mocno go wkładając, aż zablokował się na miejscu z całkowicie zapiętymi przyciskami złącza i równolegającym z obudową sondy, a następnie delikatnie pociągając za kabel przetwornika, aby potwierdzić bezpieczne połączenie. Moduł pobudzenia był podłączony do wyznaczonego gniazda umieszczonego po lewej dolnej stronie głównej jednostki poprzez wyrównanie złącza blokującego, jego pełne włożenie i ręczne dokręcenie mechanizmu blokującego, aby zapewnić stabilne połączenie mechaniczne i elektryczne. System uruchamiano przez włączenie głównego zasilania i potwierdzenie, że wskaźnik stanu systemu się świeci, następnie włączenie interfejsu tabletu, uruchomienie oprogramowania systemu ultradźwiękowego przez zaznaczenie wyznaczonej ikony aplikacji oraz weryfikację, że system wszedł do głównego interfejsu ultradźwiękowego z wyświetlanym obrazem w trybie B w czasie rzeczywistym.

Pozyskiwanie modułu sprężystości ścinającej (G)

Przygotowanie i umieszczenie przetwornika

Na powierzchnię przetwornika nałożono jednolitą warstwę żelu sprzęgającym, a sondę delikatnie umieszczano przy miejscu pomiaru, z punktem docelowym ustawionym pod przednią stroną sondy. Jakość obrazowania została potwierdzona przed akwizycją, zapewniając, że płaszczyzna przetwornika była niemal prostopadła do powierzchni skóry (>75°), odległość przetwornika do skóry wynosiła około 5 mm, nie było widocznych pęcherzyków powietrza, a włókna powięzi i ścięgien były wyraźnie widoczne.

Konfiguracja modułu wzbudzenia

Parametry trybu elastograficznego (tryb E) ustawiono na częstotliwość 7,5 MHz, 4 linie akwizycji, zakres głębokości 5 mm oraz czas nabycia 300 ms. Moduł wzbudzenia został aktywowany, a końcówka wzbudzenia umieszczona 3–6 mm przed wystającą stroną sondy, prostopadle do płaszczyzny obrazowania sondy.

Obrazowanie w trybie E i regulacja głębokości

System USG został przełączony na tryb E, a linia odniesienia została ustawiona tak, że zakres głębokości pobierania zaczynał się tuż poniżej powierzchownej powięzi ścięgna. Obszar zainteresowania (ROI) został dostosowany tak, aby pokryć grubość ścięgna, jednocześnie ściśle unikając skóry, tkanki podskórnej oraz tłuszczowej poduszki Kagera.

Pozyskiwanie danych i kontrola jakości

Ciągłe pomiary rozpoczynano przez kliknięcie przycisku On , a system automatycznie obliczał moduł ścinania (G), dostarczając wartości średnie ± SD z prawidłowych danych. Postawa uczestników i operatorów była utrzymywana na stałym poziomie podczas pozyskiwania, aby uzyskać co najmniej 10 ważnych ciągłych punktów danych. Akwizycja danych była zatrzymywana przez naciśnięcie funkcji zamrożenia , gdy zebrano wystarczającą liczbę punktów danych. Zbiór danych został przejrzany pod kątem wartości odstających, a nieprawidłowe punkty danych usunięto za pomocą funkcji edycji systemu.

Pomiary powtarzano co najmniej trzy razy pod każdym kątem kostki. Pomiar był uznawany za ważny tylko wtedy, gdy odchylenie standardowe (SD) ciągłych punktów danych było mniejsze niż 10% średniej, zgodnie z wewnętrznymi wymaganiami poprawności urządzenia; w przeciwnym razie pomiar był odrzucany i powtarzany. Obrazy w trybie B oraz mapy obrazowania mechanicznego zostały zapisane do dokumentacji (Rysunek 1).

Rysunek 1. Schematyczne przedstawienie konfiguracji eksperymentalnej oraz protokołu akwizycji widma sztywności funkcjonalnej. (A) Eksperymentalne przygotowanie. (B) Specyficzne strefy pomiarowe na ścięgnie Achillesa. (C) kąty stawów kostkowych w sekwencji eksperymentalnej. Skróty: PF = zgięcie podeszwowe, DF = zginanie grzbietowe. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tej figurki.

Procedura akwizycji danych

Rejestracja podmiotu i lokalizacja anatomiczna

Dane demograficzne uczestników i sportowe były rejestrowane po przybyciu. Uczestnicy zostali poinstruowani, aby zdjąć buty i skarpetki oraz położyć się na brzuchu na kanapie badającej, z kostkami całkowicie wysuniętymi ponad krawędź o około 5 cm. Górny wierzchołek guzkowości kości piętowej zlokalizowano za pomocą palpacji, a punkt 5 cm bliskogo od tego punktu orientacyjnego oznaczono markerem skórnym, aby określić początkowe miejsce pomiaru. Oznaczone miejsce zostało zweryfikowane za pomocą obrazowania ultrasonograficznego w widoku podłużnym.

Pomiar bazowy

Początkowe nabycie sztywności przeprowadzono w stanie wyjściowym (stan relaksacyjny bez rozprężania) zgodnie z opisanymi powyżej procedurami.

Pomiar wielokątowy (widmo sztywności funkcjonalnej)

Pomiary przeprowadzono sekwencyjnie na obu ścięgnach Achillesa w następujących warunkach: rozluźnione, 0° (neutralne), 20° zgięcia powierzchownej (PF), 40° PF, 20° grzbietowe (DF) oraz 40° DF. Celowo unikano losowej kolejności testów, ponieważ badanie ekstremalnej pozycji grzbietowej przed położeniem zginania podeszwowego wywołałoby histerezę tkanek i prekondycjonowanie, sztucznie zmieniając mechanizmy bazowe i wpływając na kolejne pomiary.

Rysunek 2. Reprezentatywny interfejs systemu podczas akwizycji danych. Panel centralny wyświetla podłużny obraz ultrasonograficzny w trybie B ścięgna Achillesa, pokazujący wyraźne, równoległe wyrównanie włókien. Żółty panel po prawej stronie pokazuje w czasie rzeczywistym ilościową modułu sprężystości ścinającej (G). System automatycznie oblicza wartość średnią (20,46 kPa w tym przykładzie) oraz odchylenie standardowe (0,37 kPa) z listy prawidłowych pomiarów pokazanej poniżej. Ten odczyt wykazuje wysoką stabilność pomiarową przy niskim odchyleniu standardowym (SD < 10% średniej), spełniając kryteria kontroli jakości protokołu. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tej figurki.

Montaż buta i ustawianie kąta

Stopa uczestnika była umieszczana w regulowanym bucie testowym na kostkę, zapewniając, że pięta całkowicie opiera się o tylną piętę podstawy buta. Przednia i środkowa część łapy zostały zabezpieczone za pomocą dołączonych pasków z haczykami i pętlami, które zapobiegają podnoszeniu pięty lub przesuwaniu się na boki podczas testów. Dwustronne gałki blokujące na mechanizmie zawiasów buta zostały poluzowane, a kostka była ręcznie kierowana do kąta celu poprzez wyrównanie znaczników strukturalnych z skalą goniometryczną. Następnie mocno dokręcano gałki blokujące, aby zabezpieczyć staw kostkowy pod wyznaczonym kątem. Pomiar ultrasonograficzny wykonano bezpośrednio po zablokowaniu kąta, aby zapobiec rozluźnieniu ścięgien lepkoelastycznych.

Po zabiegu

Uczestnicy zostali poinstruowani do zdjęcia butka kostkowego, a wszystkie instrumenty i sondy USG zostały wyczyszczone i zdezynfekowane.

Przetwarzanie danych i analiza statystyczna

Agregacja danych

W każdym badaniu pomiarowym wewnętrzne SD punktów danych zostało potwierdzone jako <10% średniej. Współczynnik zmienności między badaniami (CV) w trzech ważnych badaniach był obliczany dla każdego kąta pomiaru i wymagany był <30%; w przeciwnym razie zbiór danych był odrzucany i ponownie mierzony. Średnia ogólna z trzech udanych badań została obliczona i wykorzystana w kolejnych analizach.

Modelowanie statystyczne

Współczynnik korelacji wewnątrzklasowej (ICC) został obliczony w celu oceny powtarzalności pomiarów. Wpływ zmiennych na sztywność ścięgna Achillesa analizowano za pomocą uogólnionych modeli mieszanych (GLMM). Sztywność ścięgna Achillesa (G) została określona jako zmienna zależna, z kątem stawu skokowego, typem sportowym i dominującą nogą jako czynnikami stałymi. Identyfikacja podmiotu została uwzględniona jako efekt losowy, aby uwzględnić powtarzające się pomiary. Przeprowadzono analizy post-hoc z korektą Bonferroniego.

Wizualizacja danych

Przetworzone dane eksportowano i wizualizowano za pomocą wykresów liniowych do analizy widma sztywności oraz wykresów słupkowych do porównań grupowych.

Results

Przed interpretacją wyników statystycznych kluczowe było określenie kryteriów skutecznej i nieudanej implementacji tego protokołu. Cechy demograficzne uczestników przedstawiono w Tabeli 1. Udany pomiar został wizualnie scharakteryzowany przez wysokiej jakości obraz w trybie B, prezentujący wyraźną, ciągłą strukturę włóknistą ścięgna równoległą do powierzchni skóry, połączoną ze stabilną, jednorodną mapą kolorów elastografii w ramach wcześniej zdefiniowanego Obszaru Zainteresowania (ROI) (jak pokazano na Rysunku 2). Ilościowo sukces osiągnięty był, gdy ciągłe punkty danych w jednym przechwyceniu dawały współczynnik zmienności (CV) <30%. Z kolei niepowodzenie implementacji zwykle wskazywało na słabe sprzężenie akustyczne (skutkujące ciemnymi pustkami lub zaniki sygnału na mapie elastograficznej), artefaktami ruchu lub nadmiernym naciskiem sondy wywołanym przez operatora, które sztucznie usztywniały tkankę powierzchniową. Każde badanie wykazujące CV ≥ 30% lub wykazujące nieciągłe wypełnienie elastografii stanowiło awarię techniczną i wymagało natychmiastowego przesunięcia i ponownego testowania sondy.

	Koszykówka	Siatkówka	Futbol amerykański	Tenis	Sprint	Biegi długodystansowe	Kruskal-Wallis p
Wiek (rok)	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
Wysokość (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
Waga (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
Częstotliwość treningów (razy w tygodniu)	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
Wiek sportowy (rok)	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

Tabela 1: Cechy demograficzne sportowców.

Niezawodność i precyzja w trakcie próby

Dokładność wewnętrzna protokołu oceniono poprzez obliczenie współczynnika zmienności (CV) dla modułu sprężystości ścinania ścięgna Achillesa (G) we wszystkich warunkach pomiarowych (6 kątów stawów × 2 kończyny × N uczestników). Średnie wartości CV wahały się od 14,0% do 25,2% na różnych kątach stawów (Tabela 2). Warto zauważyć, że zmienność pomiaru wykazywała wzorzec zależny od kąta: wartości CV pozostawały niższe i bardzo stabilne podczas spoczynku i zgięcia podeszwowej (PF), ale systematycznie rosły wraz z ustawieniem kostki w skrajnym zgięciu grzbietowym (DF).

Ponadto oceniono powtarzalność w trakcie sesji w kolejnych badaniach pomiarowych przy użyciu współczynnika korelacji wewnątrzklasowej (ICC). Wyniki wykazały dobrą do doskonałej względnej niezawodności we wszystkich ocenionych kątach stawów. Konkretnie, wartości ICC (2,1) wahały się od 0,871 do 0,974 (Tabela 2), z najwyższą niezawodnością zaobserwowaną w stanie relaksującym (ICC = 0,974, 95% CI: 0,943–0,990) oraz najniższą, lecz wciąż solidną niezawodnością w neutralnej pozycji 0° (ICC = 0,871, 95% CI: 0,751–0,939). Wraz z danymi CV, te ustalenia potwierdziły ogólną odporność biomechaniczną i stabilność protokołu pomiaru wielokątowego.

	Spokojnie	PF 40	PF 20	0	DF 20	DF 40
Średnie CV	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
95% CI dla 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]

Tabela 2: Niezawodność pomiaru (współczynnik korelacji wewnątrzklasowej) oraz precyzja wewnętrzna (współczynnik zmienności) modułu sprężystości ścinania ścięgna Achillesa przy różnych kątach stawów.

Sztywność funkcjonalna ścięgna Achillesa

Sztywność ścięgna Achillesa (G) była mierzona w sześciu kątach stawów skokowych zarówno dla kończyn dominujących, jak i niedominujących. Wyniki uogólnionych modeli mieszanych (GLMM) dla efektów stałych są podsumowane w Tabeli 3. Sztywność ścięgna Achillesa w całym zakresie ruchu funkcjonalnym została skutecznie zmierzona. Zgodnie z oczekiwaniami, sztywność ścięgien wzrosła nieliniowo od zgięcia podeszwowego (luzu) do zgięcia grzbietowego (napięcie) u wszystkich uczestników (patrz Rysunek 3).

GLMM wykazało istotny główny wpływ kąta stawu (p < 0,001), podczas gdy bok (dominujący vs. niedominujący) i typ sportu nie wykazywały głównych efektów. Interakcja Angle × Sport była istotna (p = 0,049), wskazując na specyficzne dla sportu różnice sztywności przy określonych kątach kostek. Aby potwierdzić te różnice, przeprowadzono post-hoc analizy efektów prostych. Różnice były najbardziej widoczne przy zgięciu podeszwowej 20° (PF20), gdzie zarówno koszykarze (203 ± 187 kPa; p = 0,046, Cohen d = 0,58), jak i biegacze długodystansowi (188 ± 138 kPa; p = 0,048, d Cohena = 0,62) wykazywali znacznie wyższą sztywność ścięgien w porównaniu z tenisistami (122 ± 62 kPa). Co więcej, w pozycji neutralnej (0°) zawodnicy koszykarscy (1033 ± 912 kPa) utrzymywali znacznie wyższą sztywność niż tenisiści (574 ± 382 kPa; p = 0,008, d Cohena = 0,66). Natomiast przy 40° grzbietu (DF40) nie zaobserwowano istotnych różnic między sportami, co sugeruje zbieżność właściwości mechanicznych przy maksymalnym obciążeniu ścięgien.

Czynnik	X²	DF	p
Kąt	8964.919	5	< .001
Strona (Dominująca/Niedominująca)	0.47	1	0.493
Sport	4.423	5	0.49
Kąt × Side	1.715	5	0.887
Sport × boczny	10.182	5	0.07
Kąt × sport	37.788	25	0.049
Kąt × Side × Sport	26.065	25	0.404

Tabela 3: Wyniki testów o stałych efektach w Uogólnionych Modelach Mieszanych (GLMM).

Rysunek 3. Funkcjonalne spektrum sztywności ścięgna Achillesa w różnych kątach stawów skoczkowych. Dane są przedstawiane jako średnie ± SD. Oś X reprezentuje pozycję stawu skokowego, od stanów luzu (rozluźniony, zgięcie podeszwowe [PF]) do stanów napięcia (neutralne 0°, grzbietowy [DF]). Oś Y przedstawia moduł sprężystości ścinającej (sztywność) przedstawiony na skali log10. Moduł ścinania wzrastał nieliniowo wraz ze wzrostem zgięcia grzbietowego. Nie stwierdzono istotnego głównego efektu dominacji bocznej ani interakcji kąt × bok (s. > 0,05), co wskazuje na ogólną symetrię funkcjonalną między ścięgnami dominującymi i niedominującymi w całym badanym zakresie. Gwiazdki (*) wskazują istotną różnicę (p < 0,05) w porównaniu z grupą referencyjną (Tenis) na podstawie szacunków parametrów GLMM. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tej figurki.

Rysunek uzupełniający S1. Moduł ścinania ścięgna Achillesa na kątach stawów porównując lewą i prawą stronę. Dane są prezentowane jako średnie ± SD. Oś X reprezentuje kąt stawu kostkowego, od pozycji luzu (relaksacja, zgięcie podeszwowe) do pozycji napiętych (neutralne 0°, zgięcie grzbietowe/wyprostowanie). Oś Y reprezentuje moduł ścinania (sztywność) wykreślony na skali log10. Moduł ścinania wzrastał nieliniowo wraz ze wzrostem zgięcia grzbietowego. Istotny główny efekt zaobserwowano tylko dla kąta stawu, natomiast nie stwierdzono istotnych głównych efektów dla boku ani sportu. Ponadto wykryto istotną interakcję kątową × boczną, podczas gdy wszystkie pozostałe efekty interakcji pozostały nieistotne. * oznacza istotną różnicę (p < 0,05) między lewą a prawą stroną w neutralnym 0° na podstawie szacunków parametrów GLMM. Skróty: PF = zgięcie podeszwowe; DF = zgięcie grzbietowe. Kliknij tutaj, aby pobrać ten plik.

Discussion

Badanie to przedstawiło ustandaryzowany protokół ilościowego określania funkcjonalnej sztywności ścięgna Achillesa u elitarnych sportowców mężczyzn z wykorzystaniem przenośnego urządzenia do fuzji siłowo-ultradźwiękowej. W przeciwieństwie do konwencjonalnego obrazowania anatomicznego, które oferuje ograniczone funkcjonalne wglądy, ta metoda wykorzystywała ultrasonografię opartą na drganiach do nieinwazyjnego mapowania właściwości mechanicznych ścięgien w zakresie fizjologicznych kątów stawów skokowych. Całkowity czas testowania wynosił około 10–20 minut na osobę, a automatyczne wyodrębnianie wartości modułu sprężystego czyniło ten protokół praktycznym rozwiązaniem do monitorowania podłużnego zarówno w laboratorium, jak i w terenie. Jednak, jak przy każdej ocenie wielokątowej, wrodzone właściwości lepkoelastyczne ścięgna Achillesa — w szczególności podatność na pełzanie, histerezę i relaksację stresową — muszą być starannie kontrolowane. Cała sesja trwała 10–20 minut, ale obejmowała przygotowanie, anatomiczne punktowanie orientacyjne oraz montaż buta. Rzeczywisty czas spędzony w każdym stanie był krótki (zazwyczaj poniżej 1 minuty). Ponadto stosowane drgania mechaniczne były przejściowe (300 ms na okno akwizycji), a nie ciągłe, co minimalizowało ryzyko nagromadzonego zmęczenia mechanicznego. Aby zminimalizować relaksację naprężeń, protokół wymagał, aby pobieranie danych następowało natychmiast po zablokowaniu stawu skokowego, aby uchwycić natychmiastową sztywność zanim lepsko-elastyczne pełzanie mogłoby zmienić mechanikę tkanek. Niemniej jednak przyszłe implementacje obejmujące bardziej rozległe powtarzane obciążenie powinny być świadome tych zależnych od czasu właściwości.

Aby zapewnić powtarzalność widma sztywności, wymagane było ścisłe przestrzeganie szczegółów dotyczących pozyskiwania. Po pierwsze, nałożenie odpowiedniej warstwy żelu akustycznego było kluczowe, aby zapobiec artefaktom pogłosu na interfejsie powietrza, które mogą pogorszyć jakość sygnału fal ścinanych. Po drugie, decydujący był moment pomiaru. Ze względu na lepkoelastyczny charakter ścięgna¹⁸, rozluźnienie naprężenia następowało natychmiast po zablokowaniu kostki w nowej pozycji. Dlatego protokół wymagał natychmiastowego rozpoczęcia akwizycji po ustawieniu kąta, aby uchwycić natychmiastową odpowiedź sztywności, a nie stan relaksacyjny.

Szczegółowa analiza powtarzalności w trakcie badania wykazała wzorzec zmienności zależny od kąta stawu. Niższe współczynniki zmienności (CV, ~14–16%) zaobserwowano w pozycjach zgięcia podeszwowego (stan luźny), natomiast wyższe CV (~24–25%) w pozycjach grzbietowych (stan napięty). Ten trend prawdopodobnie odzwierciedlał techniczne wyzwania związane z ilościowym określaniem mechaniki tkanek w górnych granicach sztywności. W stanie napięcia (grzbiet) sztywność ścięgien wzrastała nieliniowo, powodując rozprzestrzenianie się fal ścinających z dużą prędkością¹⁹. Może to zbliżyć się do limitów wykrywania przenośnego urządzenia. W konsekwencji wyższe wartości CV w pozycjach grzbietowych odzwierciedlały złożone właściwości akustyczne silnie napiętej tkanki anizotropowej, a nie metodologiczne zawodności czy błąd operatora. Uznanie tej wrodzonej zmienności było ważne dla ustanowienia ekologicznie ważnych progów kontroli jakości. Wprowadzenie bardziej rygorystycznego progu (np. CV < 20%) we wszystkich kątach wymagałoby nadmiernego ponownego testowania w pozycjach ekstremalnych rozciągnięć, potencjalnie wprowadzając artefakty fizjologiczne, takie jak lepkoelastyczne pełzanie i relaksacja naprężenia. Dlatego próg CV < 30% uznano za pragmatyczny kompromis dla wielokątowych badań in vivo. Niemniej jednak operatorzy musieli utrzymywać stabilność sondy podczas oceny ścięgna w pozycjach wysokiego napięcia, aby zminimalizować dodatkową zmienność.

Dla badaczy i klinicystów podwyższone wartości CV (>20%) w skrajnym zgięciu grzbietowym wskazują, że wartości bezwzględnej sztywności pod tymi kątami należy interpretować z ostrożnością. Sugeruje to, że metoda ta najlepiej nadaje się do śledzenia wewnątrzindywidualnych zmian podłużnych, zamiast polegać wyłącznie na przekrojowych porównaniach międzyosobowych przy maksymalnym napięciu. Aby jeszcze bardziej ograniczyć zmienność, przyszłe udoskonalenia protokołu mogą obejmować zastosowanie zewnętrznych podejść stabilizacyjnych (np. dostosowanych podpór) w celu standaryzacji ciśnienia i orientacji sondy. Jednak każda strategia stabilizacji musi umożliwiać szybkie regulowanie kąta, aby zachować równowagę między stabilnością mechaniczną a minimalizacją lepkoelastycznego pełzania.

Proponowane widmo sztywności funkcjonalnej stanowi metodologiczny postęp w porównaniu do tradycyjnej dynamometrii izokinetycznej. Chociaż dynamometria jest uważana za metodę odniesienia do oceny globalnych właściwości mechanicznych jednostki mięśniowo-ścięgnowej, nie jest w stanie wyizolować lokalnej sztywności ścięgna wolnego od wkładu mięśni. Poprzez bezpośrednią ocenę wolnego ścięgna Achillesa, protokół ten zapewnia lokalizowany, specyficzny dla tkanek pomiar. Ta zdolność może być przydatna do wykrywania lokalnych zmian sztywności ścięgien u osób bezobjawowych poddawanych programom ukierunkowanego obciążenia⁴. Ponadto w populacjach patologicznych lub tendinopatach lokalne zmiany strukturalne mogą zmieniać sztywność zanim globalne deficyty mięśniowo-ścięgnowe staną się widoczne²⁰. Metoda ta umożliwia zatem wykrywanie lokalnych zmian mechanicznych, które mogą nie zostać wykryte przez globalne podejścia testowe.

Poprzez kwantyfikację nieliniowego wzrostu sztywności od zgięcia podeszwowego do grzbietowego, metoda ta uchwyciła mechaniczne zachowanie ścięgien w warunkach funkcjonalnie istotnych dla obciążenia. Zależność kąt–sztywność zaobserwowana na Rysunku 3 nie odpowiadała prostemu modelu kwadratowemu, odzwierciedlając nieliniowe fizjologiczne zachowanie tkanki ścięgna w szerokim zakresie ruchu. Niezwykły wykładniczy wzrost sztywności między PF20° a 0° odpowiada klasycznemu "rejonowi palca", gdzie włókna kolagenowe są szybko prostowane. Ważne jest, aby zauważyć, że wizualnie spłaszczony wygląd krzywej przy wyższych kątach grzbietu jest kształtowany przez skalę log10 używaną do wizualizacji danych. W ujęciu bezwzględnym sztywność nadal znacznie wzrasta, odzwierciedlając stopniowe usztywnianie naprężeń pod wysokim napięciem mechanicznym. Te cechy podkreślają złożone, nieliniowe mechaniczne zachowanie tkanki ścięgien w szerokim zakresie fizjologicznym. Wzrost sztywności między PF20° a 0° odpowiadał początkowemu prostowaniu włókien kolagenowych, podczas gdy dalsze zwiększanie przy wyższych kątach zgięcia grzbietowego odzwierciedlało stopniowe naprężenie i sztywność pod wpływem napięcia. Wyniki te wspierają stosowanie oceny wielokątowej zamiast szacowania pojedynczego punktu.

Jeśli chodzi o wyniki statystyczne, GLMM potwierdziło istotny główny wpływ kąta stawu, wspierając wrażliwość protokołu na zmiany w obciążeniu mechanicznym. Nie zaobserwowano głównych efektów ani interakcji dla dominacji kończyn, co sugeruje funkcjonalną symetrię sztywności ścięgna Achillesa w obu kątach stawów²¹. Jest to zgodne z wymaganiami biomechanicznymi dotyczącymi zrównoważonego przenoszenia siły i magazynowania energii podczas poruszania^{się 22}. Jednak dodatkowe analizy oparte na anatomicznej lateralności (lewa vs. prawa) wykazały różnice boczne specyficzne w niektórych warunkach, sugerując, że funkcjonalna symetria może być zachowana pomimo podstawowych asymetrii strukturalnych²³.

Należy wziąć pod uwagę kilka ograniczeń. Po pierwsze, badanie dotyczyło młodych elitarnych sportowców, a przyszłe badania powinny ocenić szersze populacje, w tym kobiety, osoby starsze oraz osoby objawowe. Po drugie, precyzja pomiaru spadła w pozycjach maksymalnego napięcia ze względu na fizyczne ograniczenia propagacji fal ścinanych. Jednak nie obniżyło to wiarygodności do poziomu nieakceptowalnego, ponieważ średnia liczba trzech badań dawała wysoką powtarzalność (ICC > 0,87). Po trzecie, protokół stosował statyczne podejście wielokątowe zamiast ciągłego pomiaru dynamicznego, dlatego nie odtwarza warunków obciążenia o dużej prędkości. Dodatkowo pomiary wykonywano w warunkach biernych i nie uwzględniano skutków aktywnego skurczu mięśni. Wreszcie, metoda ta charakteryzuje lokalne zachowanie sprężystego ścinania pod wpływem drgań poprzecznych i nie powinna być interpretowana jako bezpośrednia miara podłużnej sztywności rozciągającej.

Podsumowując, gdy zastosowano uśrednianie wielokrotnych prób (minimum trzy powtórzenia) oraz kontrolę jakości w czasie rzeczywistym (CV < 30%), ten ustandaryzowany protokół wielokątowy stanowił wiarygodne i praktyczne narzędzie do oceny mechaniki ścięgna Achillesa. Dzięki wychwyceniu odpowiedzi ścięgien w różnych stanach obciążenia umożliwił monitorowanie symetrii dwustronnej oraz adaptacje treningowe. Metoda ta może wspierać monitorowanie sportowców oraz wczesne wykrywanie zmian mechanicznych związanych z tendinopatią podczas stosowania do oceny podłużnej.

Materials

List of materials used in this article

Name	Company	Catalog Number	Comments
Buty	Ober	AO-36	Stosowanie zgodnie z zaleceniami protokołu
Żel sprzęgający	Jinya Technology	TM-100	Stosowanie zgodnie z zaleceniami protokołu
Excel	Microsoft	https://www.microsoft.com/microsoft-365/excel	Wykorzystywane przez autorów do porządkowania danych
Jamovi	Projekt Jamovi	https://www.jamovi.org/	Wykorzystywane przez autorów do analizy statystycznej
Przenośne USG & nbsp; Urządzenie	Technologia XiJian	T5C1B101WT	Stosowanie zgodnie z zaleceniami protokołu
Pryzmat	Grafpad	N/A; https://www.graphpad.com	Wykorzystanie przez autorów do wizualizacji
SPSS	IBM	https://www.ibm.com/products/spss-statistics	Wykorzystywane przez autorów do analizy statystycznej