-
足踝在步态和其他一些功能活动中起着承重和转移体重的功能，为此它必须兼
具必要的支撑作用和柔韧性。足底压强的测量能够提供一项反映在步态和其它
功能活
动中足踝功能的指标
1--3
。人们已经认识到足底压强的数据
是评价糖尿病
及外周神经病变的重要因素，实际上来自足底压强的信息还能帮助判断和处
理
与各种肌骨疾病、表层组织疾病、神经病相关的损害。
测力平台（
force platf
orm
）是评估足与支持面之间相互作用的最常用方法。虽然测力平台能
同时提供关于地面反作用力的垂直分力和剪切分力的有价值信息，
但是它基本上
不能反映足
底面如何受到支持面的负荷的具体情况。
实际上评价
患者时，
异常的负荷量或负荷模式可能
反映了系统性的或局限性
的下肢病变，也可能是进一步病变或病变恶化的指标（危险因子
risk factor
s
）或预测因子（
predictor
）
。此外，准备收集数据时，如何将测力平台固定到支
持面上有
非常具体的要求。
而众多商用的足底压强测量系统
（如
Emed sensor
platform
，
Pedar
insole
system
，
F-Scan
system
，
Musgrave
footprint
system
）
不存在此问题。因此足底压强测
量系统可以为临床医生提供高度的便携性，使之能够在多
处临床机构使用。
4
压强
（
pressure
，
p
；有时也称为
stress
）的定义是单位面积上受到的力的作用。
力
（<
/p>
force
）
（在测力平台测量时）是地
面反作用力的三个分力的合力（
net
force
）
，即作用于足的终力
（
resultant
force
）
。
地面反作用力的三个分力分别是前后向分力、内外侧分力、和垂直分
8
< br>力。力的国际单位是牛顿（
N
）
，压强的国际单位是帕斯卡（
P
）
，<
/p>
1P=1N/m
2
。
当足与支持
6
面接触时，预先放置于支持面上的多个传感器
测出各自受到的力，将力的测量
值除以受激发的传感器的面积就是相应解剖部位的压强值
。
当测得压强值异常时，提供的信
息可以帮助我们（判断疾患的病理机制，
）指导治疗方案的
选择
，
或调整治疗方案如调整鞋具或足矫形器、调整训练方案、以及改变负重的量。足底压<
/p>
强测量获得信息还有助于研究足底压强和各种下肢姿势之间的关系。
站立和行走并不是产生
足底压强的唯一活动，研究者将各种有氧运动
< br>、舞蹈
、和功能活动
与水平行走进行
了比较，以深入了解这些活动施加于足和下肢的应力。
.
本文目的在于：
< br>（
1
）
介绍关于足底压强测量的
当前技术和相关术语；
（
2
）介绍足底
压强测量
技术在临床的应用；
（
3
）
回顾一些文献报道中理疗师如何利用足底压力测量来评价和治疗与
神经系统、
皮肤系统以及肌骨系统疾病相关的损害。
读者要想更全面地回顾足底压强评估的
发展过程，可以参阅
Alexzander
和
Cavanagh
等人的文章。
当前用于评估足底压强的技术
16<
/p>
17
13
14
1
5
测量的变量
足底压强测量系统的典
型配置包括测量装置，
由制成平台或鞋垫形式的传感器构成；
负
责采
集、储存、
和提取数据并进行分析的计算机；
以及用于显示数据的显示器。
还有各种帮助临
床医生
将足底划分成若干个区域来进行数据分析的软件包（图
1
）
。最感兴趣的变量包括峰
压强和平均压强，力，以及范围。
峰压强方格图（
peak pressure
plots
）表达了每个传感器在整个负重期的最高压强值，还可以
根据用户设定的配色表直观的显示足底各区域压强值的高低。
峰压强（
peak pressure
）
常常有助于判断缓冲
性足矫形器
（
a cushioned foot ortho
sis
）
降低敏感跖骨头下面所受压迫的
效果。
平均压强值（
avarage
pressure
）
则帮助临床医生了解步太周期中作用于具
体解
剖区域的一般压强。
范围（
area
）
指足底与传感器之间接触面的大
小。力
-
时间曲线以及压强
-
时间曲线下的范
围也可以计算出来，并称之为曲线的积分（
integral
）或
冲量（
impulse
）
。冲量值可以帮助
临床医生理解一段时间内
（如足接触期间）
作用的力或压强的量
。
现有的商用软件还允许对
压强和范围进行序列观察
（
sequential viewing
）
，
从足接触支持面开始到离开支持面为止。
足
压的三维显示能有效地教育患者了解自己足底的高压区域，
并
有助于糖尿病和外周神经病变
患者形象的理解自己发生溃疡的风险和区域。
系统的规格
大多数压强评估系统的局限性在于传感器所测的力值（并被用于计算压强值）
是正交力
/
法向力（
normal
force
）——即垂直于传感器表面的力。如果用固定于
支持
面的平台收集数据，正交力
/
法向力可以看作是垂直力（
vertical force
）
。但
是使用放在鞋内的传感器鞋垫测量足底压强时，所测得正交力可能只在全足接
< br>触支持面时才是垂直力
17
。
总
之，
测量压强的传感器不能像测力平台一样测量前
-
后向和内
-
外向的剪切力
16
。这一点很关键，因为剪切力被认为是在糖尿病神经
病变患
者产生足底溃疡过程中的一个重要因素
7
。
选择一个测压系统时需要考虑的系统规格包括
分辨率
（
resolution
，又称为空间分辨率）
、
采样频率
（
sampling frequency
，
又称为时间分辨率）
、
可靠性
（
reliability
）
、
标定
（
calibration
）
。
分辨率指系统中使用的传感器的大小和数目。
系统的分辨率越高，
则所用的传感器数目越大。
传感器的大小也很重要，
因为压强是由力和受力的面积共同决定的，
传感器的大小显然会影
响压强的读数。
考虑到足以
及跖骨头、拇趾、足趾的大小存在巨大的解剖学差异，
压强测量系统的分辨率应成为临床
医生重点考虑的因素
。分辨率对于小脚儿童的足
底压强的评估更
显关键。
采样频率是决定系统的时间分辨率的一个重要因素。
采样频率是每个传感器每秒钟测得的样
本数，
< br>单位是赫兹，
即周期每秒。
Mittlemeier
和
Morlock
检查了四种不同采样频率
测量足底
压强的效果，报道称
在行走状态下采样频率达
45~100
赫兹即能满足要求。对于高
速活动
，如跑步时，采样频率需要达到
200
赫兹或更高
20-21
。
压强传感器
获得的测量值的可靠性对于获得准确的测量值来说很关键。
Hughes
建议行走
3~5
趟后取平均值来提高压强测量的可靠性
22
，
但是由于每趟行走之间固有的差
异性，
不可能达到
100%
的重复率。
据报道，不同的压强测量系统获得测量值的可靠性不同，所以
临床医生必须对所使用系统
的可靠性（误差）有明确的认识。
标定对于建立力和压强的测
量值的有效性至关重要
。尽管系统可能获得一致的重复
测量值，
也就是具有可靠性，
这些测量值也许并不能准确反映作用于足底
的真实的力或压强。
即可标定平台传感器又可标定鞋垫传感器的的方法之一是将传感器系
统置于橡皮囊下，
然后
向囊内充压缩气体使之达到已知的压强水
平。
此法能使每个传感器受到均匀一致的负荷，
并
生成关于每个传感器或每个矩阵传感器组的标定曲线。
另一种方法是让一个患
者站在鞋垫系
统或平台系统上进行标定，此法或许不够充分，因为不是每个传感器都能受
到一致的负荷，
甚至有些传感器根本就没受到负荷。
测量技术
足底压强可以使用各种装置进行测量，
包括力敏感电阻、
水囊、
微胶囊、
突起装置、
观足镜、
电容换能器、
以及临界光反射装置等。
这些装置
大多可以作为独立的离散分布的传感器使用，
也可以排列组合成传感器矩阵使用。
重要的一点是临床医生在选择某种装置采集数据之前应
该了解各装置的
特点。
离散式测量法（
discrete measurements
）
是在足底的具体解剖部位使用独立的压强换能器。
于是，
为了获得最佳数据需要临床医生对离散式换能器的最佳安放位置做出
预判。
由于在任
何时刻只有少数传感器在工作，离散式测量法的
最大优点是具有更高的采样速率
，有
些
情况下达到
200
次每秒。
因此离散式
测量法经常用于高速活动时，
如跑步或各种体育活动。
离散式传
感器系统使用方便，价格便宜，但是使用这种压强测量方法时需要注意几个问题：
离散的
传感器相当于鞋内异物，
因此可能会引起激惹作用，
就好像鞋内
有个扁平的石头一样。
此外，由于制作传感器的材料与皮肤之间缺乏一致性会导致“边缘
效应”
，产生假的压强
值升高。最后，在活动时由于足
-
鞋界面之间存在剪切力可能引起传感器离开原来的位置。
矩阵式测量法（
matrix
mea
surements
）
使用纵横排列、组合的传感器而不是单独
的离散的
传感器进行测压。因此
能够同时评估整个足底的压强分
布情况
。主要优点之一是在测
量压强之前不需要做出预判。此外
一次测量能够评估跟更大面积的足底区域。
微胶囊装置
（
microcapsules
）
是用均匀分布在两层薄的泡沫塑料之间的许多充满染料的小
胶囊制成袜子一样的装置，
在病人穿鞋之前套在足上。
让病人行走，
受到一定负荷的胶囊就
会破裂，
破裂胶囊释放出的染料进入泡沫塑料层，
这样在压强最高的足底区域就会留下可
以
看见的印记。
微胶囊装置代表了为获取经济合算的鞋内足底压
强评价所做的最早期的尝试之
一，
但是此法不能对不同水平的压
强进行量化评价。
此外，
穿上用微胶囊特制的袜子的过程
很费时间，而且在试图穿上鞋子的时候，微胶囊常常会破裂。
突起装置
（
projection
devices
）
这种装置包括一个
带有重复排列的各种形式小突起的橡皮
垫，各种突起的表面分别处于几种不同高度。
垫子上涂上墨水，然后盖上纸。当病人对垫子
施加一定负荷时，
在压强最高的部位，
垫子的各层突起都会受到负荷的压迫，
因而沉积的墨
水最多。
Harris
和
Beath
最先报道使用此法对加拿大士兵的足
部结构进行分类。目前仍可以
弄到的一种突起装置就是
Foot
Imprinter
。这种垫子型的突起装置适合足底压强模式
的定性
描述，但也一样不能定量表达足底压强值的大小。
足镜（
podoscope
）
由一个带玻璃盖的木盒子构成。玻璃盖的各
边用荧光照亮。一面镜子
呈
45
度角左
右放在玻璃盖下面，
用来观察足底的情况。
为了记录病人足底压
强的分布模式，
可以将镜子反射出的视像拍照、
录像或者描记在
纸上。
足镜能够以迅速地、
彩色影像的形式
呈现足底的高压区域，
但是不能定量的反映压强值。
一般用
来向临床医生提供站立或单足负
重时足底压强分布的视像。
电容传感器（
capacitance
transducers
）
Nicol
和
Henning
< br>于
1986
年率先描述了使用一种
电容换能器测量足底压强。
一个电容换能器由两个导电材料制作的板和将两块板隔离开
的一
层绝缘体——电介质构成。
换能器储存电荷，
对换能器施加压力时，
两块电板之间的距离就
会减小
，于是电容增大，结果导致电压变化而被检测出来。
Novel Electronic
s
公司在他们的
Emed
传感器平台和
Pedar
鞋垫系统中使用的是多个电容换能器组成的矩阵。使
用电容传感
器的压强测量系统能为矩阵中的每个传感器建立标定曲线，
< br>可以对压强进行量化的评估。
在
鞋内压强测量系统中使用
电容传感器的一个缺点是传感器鞋垫的厚度（接近
2mm
）比其
他
类型传感器更厚。
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