Pomiar obciążenia ścięgna Achillesa za pomocą tensjometrii fali ścinającej. Badanie wiarygodności

Marco Barbero, Corrado Cescon, Deborah Falla, Alessandro Schneebeli

Ortopedia

13 listopada 2023

Artykuł na: 17-22 minuty

219

Tagi: ścięgna

Tensjometria fali ścinającej jest ostatnio obiecującą technologią, którą można wykorzystać do oceny obciążenia ścięgien. Znajomość właściwości klinimetrycznych (np. wiarygodności) tej technologii jest ważna przy jej stosowaniu w warunkach klinicznych i badaniach naukowych.

Wprowadzenie

Zwiększone działanie bodźców mechanicznych na struktury ścięgniste może prowadzić do zmian właściwości mechanicznych, materiałowych i morfologicznych ścięgna; wydaje się, że sztywność ścięgna jest modyfikowana przez zmiany właściwości materiałów, a nie właściwości morfologiczne ścięgna (Bohm i in., 2015). Niedawne badanie oceniające reakcje ścięgien na odciążenie, obciążenie i starzenie wykazało, że tkanka ścięgna jest wysoce elastyczna, ze zwiększoną sztywnością po obciążeniu i zmniejszoną sztywnością po odciążeniu (Magnusson i Kjaer, 2019). Niektórzy autorzy sugerują, że tendinopatia (ang. trendinopathic) w ścięgnie Achillesa (AT) prowadzi do zmniejszenia sztywności osiowej ścięgna (Arya i Kulig, 2010; Chang i Kulig 2015; Child i in., 2010; Helland i in., 2013) oraz sztywności przy zginaniu (ang. shear stiffness), mierzonej za pomocą elastografii (Aubry i in., 2015; Coombes i in., 2018).

Różne treningi obciążeniowe wykazały wpływ na proces adaptacji ścięgna, przy czym intensywność ćwiczeń (duża siła obciążenia) oraz długość interwencji (>12 tygodni) najbardziej przyczyniają się do poprawy właściwości mechanicznych ścięgna (Bohm et al., 2015).

Różne techniki oceny zostały opracowane w odpowiedzi na zainteresowania kliniczne i badawcze dotyczące oceny właściwości mechanicznych ścięgien, aby móc scharakteryzować reakcję ścięgna na obciążenie i stan zdrowia ścięgien. Niedawno opracowano i zweryfikowano obiecującą technologię znaną jako tensjometria fali poprzecznej (Martin i in., 2018).Ta technologia wykorzystuje akcelerometry do pomiaru propagacji (rozprzestrzeniania) fali wzdłuż ścięgna generowanej przez urządzenie uderzające (tappingowe) w celu pomiaru obciążenia układu mięśniowo-ścięgnistego. Zasada tej technologii opiera się na założeniu, że prędkość fali ścięgna zmienia się proporcjonalnie do naprężenia osiowego w tkance (Martin i in., 2018). Ostatnie badania wykazały związek między prędkością fali AT a kinetyką stawu skokowego podczas poruszania się (Martin i in., 2018; Keuler i in., 2019) oraz różnym obciążeniem ścięgien między starszymi i młodszymi dorosłymi podczas chodzenia (Ebrahimi i in., 2020).

Ocena wiarygodności tego urządzenia między seriami jest ważna, w celu pewnego stosowania tej miary w warunkach klinicznych i badaniach długoterminowych. Dlatego celem tego badania była ocena niezawodności między seriami nowego tensjometru fali ścinającej do oceny obciążenia AT. Dodatkowym celem było sprawdzenie poprawności konstrukcji tego urządzenia poprzez ocenę jego precyzji w wykrywaniu przejściowych zmian obciążenia ścięgien wywołanych skurczem izometrycznym zginacza podeszwowego o narastającym natężeniu.

Metody

Uczestnicy

Prospektywnie zrekrutowano dziesięciu (5 mężczyzn i 5 kobiet) zdrowych, bezobjawowych uczestników. Uczestnicy zostali wykluczeni, jeśli mieli w przeszłości uraz stopy lub ścięgna oraz zabieg chirurgiczny czy choroby metaboliczne tkanki łącznej lub choroby endokrynologiczne. Wykluczono uczestników z ogólnoustrojowymi chorobami zapalnymi, spondyloartropatią, reumatoidalnym zapaleniem stawów lub hipercholesterolemią.

Procedury

Pierwszego dnia przeprowadzono test powtórny bez zmiany pozycji uczestnika i urządzenia (test-retest), po którym nastąpił trzeci pomiar, w którym uczestnicy zostali poproszeni o wstanie i powrót na stanowisko badawcze (w trakcie sesji).
Wykonano dwa pomiary między poszczególnymi dniami po 1 tygodniu i 2 tygodniach (między seriami).
Uczestników poproszono o utrzymanie tego samego poziomu aktywności przez całe badanie. Prędkość fali wzdłuż AT (m/s) mierzono za pomocą czterech akcelerometrów umieszczonych wzdłuż AT podczas serii skurczów izometrycznych o losowym poziomie intensywności. Uczestników ułożono na brzuchu ze stopą zabezpieczoną w dynamometrze w 0° zgięciu grzbietowym.
Oprogramowanie do wykrywania uzyskało zestaw 10 powtarzanych pomiarów dla każdego poziomu skurczu zarówno dla lewego, jak i prawego AT dla każdego uczestnika. Średnie z tych 10 pomiarów wykorzystano do określenia wartości wiarygodności.

Sprzęt

Akcelerometry

Analizowano sygnały w celu określenia prędkości propagacji fal mechanicznych na ścięgnie, na podstawie prędkości rozchodzenia się tych fal. Ponieważ cztery przyspieszeniomierze były równomiernie rozmieszczone i biorąc pod uwagę hipotezę, że fala rozchodzi się ze stałą prędkością, oczekiwano, że opóźnienie między przebiegami wykrytymi przez sąsiednie akcelerometry będzie stałe. Technika szacowania prędkości propagacji opiera się na ocenie tego opóźnienia za pomocą funkcji korelacji krzyżowej między parami sygnałów. Po określeniu średniego opóźnienia z każdej możliwej pary sygnałów obliczono prędkość propagacji jako stosunek odległości między akcelerometrami do średniego opóźnienia (Farina i in. 2001).
Algorytm jest taki sam jak ten stosowany w dziedzinie elektromiografii powierzchniowej do obliczania prędkości przewodzenia włókien mięśniowych (Farina i wsp. 2001; Farina i wsp., 2004). Zmienną wyjściową była jedna wartość prędkości propagacji (m/s) dla każdego uderzenia dostarczonego do ścięgna.

Tapper (kondensator)

Impuls mechaniczny generowany był przez specjalnie opracowane urządzenie oparte na układzie elektromagnetycznym. Impuls elektryczny został wykorzystany do uruchomienia elektromagnesu, który przyciąga żelazne ramię połączone z drewnianym drążkiem. W pozycji spoczynkowej drewniany kij był umieszczony kilka milimetrów od ścięgna. Częstotliwość uderzania została ustawiona na 4 Hz.

Siłowe sprzężenie zwrotne

Uczestnicy wykonywali różne intensywności skurczów izometrycznych zginaczy podeszwowych. Moment obrotowy w stawie skokowym oceniano za pomocą dynamometru połączonego z czujnikiem siły, który działał liniowo w zakresie od 0 do 100 N. Siła mierzona przez czujnik siły była proporcjonalna do momentu wywieranego na poziomie kostki.

Wyniki

Przeanalizowano dane od 10 zdrowych uczestników (5 kobiet). Ich średni (± SD) wiek, wzrost i waga wynosiły odpowiednio 31 (6,9) lat, 173 (8,2) cm i 65 (9,3) kg. Dane zostały zebrane i przeanalizowane w całej próbie, ponieważ nie zaobserwowano istotnej różnicy w prędkości fali AT pomiędzy mężczyznami i kobietami (p = 1,000) ani między stroną lewą i prawą (p = 0,853).

Rzetelność ponownego testu była dobra lub doskonała z minimalną wartością ICC 3,1 ± 0,87 i maksymalną ICC 3,1 ± 0,99, biorąc pod uwagę wszystkie poziomy skurczu. Wiarygodność wewnątrz sesji była dobra lub doskonała z minimalną wartością ICC 3,1 0,85 i maksymalną ICC 3,1 0,96, biorąc pod uwagę wszystkie poziomy skurczu. Rzetelność między sesjami była również dobra lub doskonała z minimalną wartością ICC 3,1 ± 0,75 i maksymalną ICC 3,10,93 biorąc pod uwagę wszystkie poziomy skurczu. Pomiar przy 17,5 Nm wykazał dobrą rzetelność, ale dolne granice 95% CI były poniżej punktu odcięcia >0,6 uznawanego za klinicznie istotny próg.

Modele regresji liniowej wykazały, że prędkość fali kwadratowej była dość dokładnie przewidziana przez moment obrotowy stawu skokowego dla każdego z uczestników (R2 = 0,991 ± 0,01 i 0,992 ± 0,01, średnia ± SD, odpowiednio dla lewego i prawego ścięgna. Na każdy Nm wzrostu momentu obrotowego kwadratowa prędkość fali wzrosła średnio o 139 (m2 s2 ) wśród uczestników. Zależność momentu obrotowego stawu skokowego od prędkości fali była jednak zmienna wśród uczestników, wahając się od minimalnej wartości 84,9 do maksymalnej 211,7 (m2s2 ).

Dyskusja

Celem tego badania była ocena niezawodności tensjometru wykorzystującego falę ścinającą do oceny obciążenia AT przy różnych poziomach skurczu. Wyniki pokazały, że urządzenie to charakteryzuje się wysoką wiarygodnością (ICC>0,75) nie tylko podczas wykonywania testu-powtórnego bez zmiany położenia akcelerometrów, ale także przy repozycjonowaniu (w trakcie sesji) oraz pomiędzy różnymi sesjami.

Każdy oceniony w badaniu poziom skurczu (od 0 do 35 Nm) dał wysokie wartości rzetelności pokazujące, że urządzenie to jest precyzyjne nawet wtedy, gdy ścięgno jest obciążone i podlega przejściowej zmianie obciążenia. Ponadto wiarygodność bezwzględna obliczona za pomocą SEM i MDC wykazała bardzo mały błąd w porównaniu z wartościami prędkości fali poprzecznej uzyskanymi na różnych poziomach skurczu.

Wraz ze wzrostem siły zginacza podeszwowego AT powinno zwiększać swoje obciążenie i sztywność (Kjaer 2004; Magnusson i in., 2003), a zatem przyrost prędkości fali poprzecznej powinien być obserwowany, gdy ścięgno jest stopniowo obciążane przez skurcze izometryczne aby potwierdzić założenia. Konstruktywna wiarygodność pomiaru została potwierdzona i rzeczywiście dla każdego uczestnika współczynnik determinacji (R 2) był bardzo wysoki (R 2 = 0,991 ± 0,01 i 0,992 ± 0,01, średnia ± SD, odpowiednio dla lewego i prawego ścięgna), wskazując, że wzrost prędkości fali kwadratowej był silnie skorelowany ze wzrostem momentu obrotowego w stawie skokowym.

Pomimo tego silnego związku stwierdzono bardzo zmienne wyniki między uczestnikami, pokazujące możliwe indywidualne zachowanie ścięgna podczas obciążenia. Potrzebne są dalsze badania, aby lepiej zrozumieć te zmiany.

Ta nowatorska technologia została wcześniej zweryfikowana i wykorzystana do oceny obciążenia AT podczas chodu (Martin i in., 2018). Tylko kilka badań (Martin i in., 2018 Keuler i in., 2019) przetestowało to urządzenie podczas skurczów izometrycznych, a wyniki są porównywalne z obecnym badaniem z prędkością fali wahającą się od 15 do 20 (m/s), gdy mięśnie były rozluźnione, do 60 do 80 (m/s), oraz gdy wykonywano maksymalne skurcze.

W niniejszym badaniu wartości wahały się od 21,53 m/s (IQR 4,4) bez skurczu do 76,33 m/s (IQR 22,6) przy skurczu 35 Nm. Urządzenie użyte w obecnym badaniu składało się z 4 akcelerometrów połączonych szeregowo z odległością między akcelerometrami 1,5 cm, co pozwala na ocenę większej (4,5 cm) części ścięgna Achillesa w porównaniu z poprzednimi badaniami, w których analizowano 1 cm ścięgna (Keuler i in., 2019; Ebrahimi i in., 2020; Acuna i in., 2019). Biorąc pod uwagę, że nie można było przyjąć stałej prędkości fali między parami akcelerometrów, ze względu na możliwe zmiany pola przekroju ścięgna lub dyspersji fali, większe pobieranie próbek przestrzennych z wieloma punktami detekcji pozwoliło nam uśrednić prędkość fali.

Rozważania metodologiczne

Istnieją pewne ograniczenia tego badania, które należy uwzględnić. Po pierwsze, w badaniu oceniono nowy tensjometr fali ścinającej w kontrolowanych warunkach, a zatem wyników nie można uogólniać na inne typy tensjometrów fali ścinającej. Liczebność próby została oszacowana do obliczenia wartości rzetelności, dlatego wartości korelacji między poziomami skurczu przy tej liczebności próby mogą być zaniżone. Co więcej, wyników nie można uogólniać na inne ścięgna lub inne warunki.

Wnioski

Niniejsze badanie potwierdza wiarygodność i poprawność konstrukcyjną tensjometrii fali ścinającej. Potrzebne są przyszłe badania analizujące uczestników z patologią ścięgna Achillesa (tzn. tendinopatią lub zerwaniem ścięgna), aby ocenić przydatność tensjometrii fali poprzecznej do zastosowania w praktyce klinicznej.

Żródło: (np.) Gait & Posture 100 (2023) 96–102
(C) 2023 The Authors
Adaptacja: Klaudia Gregorczyk
Na podstawie licencji CC BY
(http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/)

Bibliografia

Acuna, S.A., Ebrahimi, A., Pomeroy, R.L., Martin, J.A., Thelen, D.G., 2019. Achilles tendon shear wave speed tracks the dynamic modulation of standing balance. Phys. Rep. 7 (23), e14298.
Arya, S., Kulig, K., 2010. Tendinopathy alters mechanical and material properties of the Achilles tendon. J. Appl. Physiol. 108 (3), 670–675, 2010.
Atkinson, G., Nevill, A.M., 1998. Statistical methods for assessing measurement error (reliability) in variables relevant to sports medicine. Sports Med. 26 (4), 217–238.
Aubry, S., Nueffer, J.P., Tanter, M., Becce, F., Vidal, C., Michel, F., 2015. Viscoelasticity in Achilles tendonopathy: quantitative assessment by using real-time shear-wave elastography. Radiology 274 (3), 821–829.
Bohm, S., Mersmann, F., Arampatzis, A., 2015. Human tendon adaptation in response to mechanical loading: a systematic review and meta-analysis of exercise intervention studies on healthy adults. Sports Med Open 1 (1), 7.
Chang, Y.J., Kulig, K., 2015. The neuromechanical adaptations to Achilles tendinosis. J Physiol 593 (15), 3373–3387.
Child, S., Bryant, A.L., Clark, R.A., Crossley, K.M., 2010. Mechanical properties of the achilles tendon aponeurosis are altered in athletes with achilles tendinopathy. Am. J. Sports Med. 38 (9), 1885–1893.
Coombes, B.K., Tucker, K., Vicenzino, B., et al., 2018. Achilles and patellar tendinopathy display opposite changes in elastic properties: a shear wave elastography study. Scand. J. Med. Sci. Sports 28 (3), 1201–1208.
Ebrahimi, A., Loegering, I.F., Martin, J.A., Pomeroy, R.L., Roth, J.D., Thelen, D.G., 2020. Achilles tendon loading is lower in older adults than young adults across a broad range of walking speeds. Exp. Gerontol. 137, 110966.
Farina, D., Muhammad, W., Fortunato, E., Meste, O., Merletti, R., Rix, H., 2001. Estimation of single motor unit conduction velocity from the surface EMG signal detected with linear electrode arrays. Med. Biol. Eng. Comput. 39, 225–236.
Farina, D., Zagari, D., Gazzoni, M., Merletti, R., 2004. Reproducibility of muscle-fiber conduction velocity estimates using multichannel surface EMG techniques. Muscle Nerve 29 (2), 282–291.
Helland, C., Bojsen-Moller, J., Raastad, T., Seynnes, O.R., Moltubakk, M.M., Jakobsen, V., et al., 2013. Mechanical properties of the patellar tendon in elite volleyball players with and without patellar tendinopathy. Br. J. Sports Med. 47 (13), 862–868.
Keuler, E.M., Loegering, I.F., Martin, J.A., Roth, J.D., Thelen, D.G., 2019. Shear wave predictions of achilles tendon loading during human walking. Sci. Rep. 9 (1), 13419.
Kjaer, M., 2004. Role of extracellular matrix in adaptation of tendon and skeletal muscle to mechanical loading. Physiol. Rev. 84 (2), 649–698.Kottner, J., Audige, L., Brorson, S., Donner, A., Gajewski, B.J., Hrobjartsson, A., et al., 2011. Guidelines for reporting reliability and agreement studies (GRRAS) were proposed. J. Clin. Epidemiol. 64 (1), 96–106.Magnusson, S.P., Hansen, P., Aagaard, P., Brond, J., Dyhre-Poulsen, P., Bojsen-Moller, J., et al., 2003. Differential strain patterns of the human gastrocnemius aponeurosis and free tendon, in vivo. Acta Physiol. Scand. 177 (2), 185–195.
Magnusson, S.P., Kjaer, M., 2019. The impact of loading, unloading, ageing and injury on the human tendon. J Physiol 597 (5), 1283–1298.
Martin, J.A., Brandon, S.C.E., Keuler, E.M., Hermus, J.R., Ehlers, A.C., Segalman, D.J., et al., 2018. Gauging force by tapping tendons. Nat. Commun. 9 (1), 1592.
Munro, B.H., 2005. Statistical Methods for Health Care Research, fifth ed., xiii. Lippincott Williams & Wilkins, Philadelphia, Penn; London, p. 494.
Walter, S.D., Eliasziw, M., Donner, A., 1998. Sample size and optimal designs for reliability studies. Stat. Med. 17 (1), 101–110.