人类咀嚼系统由颞颌关节、颌面收缩肌群、牙齿和牙龈等器官组成。这些器官的相互作用产生咀嚼运动，最终通过牙齿切咬与撕磨的方式作用于摄入的食物，实现对食物的加工细化，帮助人体消化吸收、摄入营养 ^[1]。咀嚼运动在牙齿端面产生切向咬合和横向磨合 2 种作用力 ^[2]。口腔健康检查领域将咬合力作为衡量人体咀嚼功能的重要指标 ^[3]。健康成年人的咬合力随性别、年龄、体型、颅面形态的不同而呈现较大的差异，一般为300 ~ 500 N，极少数成年人的咬合力可超 500 N，但最大不超过 600 N^[4]。此外，牙龈炎症、牙齿残缺、颌面创伤等个人健康因素也会导致个体咬合力下降和咀嚼功能退化，增加肠胃负担，降低人体的食物摄入和营养汲取能力，导致营养不良、厌食、体质量锐减等问题 ^[5]。因此，咬合力检测和筛查是口腔和消化系统健康监测的重要手段。

受试个体的生理因素及测试设备的结构、尺寸和安装位置均会影响咬合力检测结果 ^[6]。目前，临床尚无标准化的咬合力检测方法与设备，市面上仅有少量进口产品，且多数处于实验室研究阶段 ^[7]，采用的检测方法包括应变检测 ^[8]、压电检测 ^[9]、力敏电阻（force sensitive resistor，FSR）检测 ^[10] 等电测技术，以及各种基于受力与传动的机械式检测技术^[11]。其中，应变检测结果准确，但患者的体验感差；压电检测装置结构轻薄，但灵敏度不足；机械式检测针对性强，但装置设计复杂。相对而言，薄膜式FSR 检测装置具有轻便、便宜、柔性好和可剪裁的优点 ^[12-14]，尤其适用于个体差异明显的咬合力检测，因而逐渐受到研发人员的重视 ^[15]。

本研究以薄膜式 FSR 作为咬合力检测传感器，采用高精度数据采集卡和 LabWindows/CVI 程序设计了一种咬合力检测系统，并探讨技术方案的可行性和存在的问题，为下一步手持式咬合力检测仪器的开发提供技术支持。

1  FSR 简介

1.1  实验用 FSR

本研究选用 IMS-10A 型薄膜式 FSR，量程为 50~500 N，共 5 支，带编号的实物如图 1（左）所示，单个 FSR 的结构组成如图 1（右）所示。图 1（右）中，3 和 5 为两层高分子聚合物敏感薄膜，直径为 8 mm，分别粘贴在长 100 mm 的银电极 2 和 6 上，再分别粘贴至聚对苯二甲酸乙二醇酯（polyethylene terephthalate，PET）保护膜 1 和 7 上，保护膜的圆头直径为10 mm，上下两层敏感薄膜之间由绝缘环4隔开，各部件粘贴方向如图中箭头所示。为避免牙齿表面凹凸结构对薄膜结构的快速破坏，每支 FSR 配置 2 个直径 9 mm、厚度 0.5 mm 的食品级硅胶垫片分别粘贴于其上下表面，如图 1（左）中右侧的 2 个小圆片。

注：左图中数字为编号；右图中 1 和 7 为 PET 保护膜，2 和 6 为银电极，3 和 5 为薄膜，4 为绝缘环

图 1 实验用 FSR（左）及其结构组成（右）

1.2  FSR 特性检测

当 FSR 未受力时，由于绝缘环的隔离作用，其上下敏感薄膜不接触，理论上电阻为无穷大。实际上由于加工误差的存在，一般 FSR 电阻 >10 MΩ。当在 FSR 上下表面施加压力时，压力作用导致上下敏感薄膜内凹接触，FSR 的电阻急剧下降；此后，随着压力的增加，接触面积随之增加，电阻以接近线性的关系快速下降。当上下薄膜接触面积保持稳定之后再继续增加压力，只能在分子微观层面改善薄膜表面接触，电阻保持缓慢下降。以上过程中，FSR 的压力 - 电阻特性曲线呈非线性负响应特性。

如图 2 所示，本研究采用 Fluke 17B+ 万用表 1 对5 支 FSR 进行了压力 - 电阻特性检测，采用 HLD螺旋测试机架 2 配合 HANDPI HP-500 数显式推拉力计 3 施加并测量薄膜压力。每支传感器的压力增程为 50 ~ 500 N，每隔 50 N 进行 1 次递增，达到最大值后再每隔 50 N 递减，共获得 10 组数据。FSR的压力 - 电阻曲线见图 3。

注：1 为 Fluke 17B+ 万用表，2 为 HLD 螺旋测试机架，3 为HANDPI HP-500 数显式推拉力计

图 2 FSR 压力 - 电阻特性检测

图 3 FSR 的压力 - 电阻曲线

图 3 中的连续曲线为 FSR 压力 - 电阻响应的均值曲线，各测试点的误差条反映了测量值相对均值的偏离情况。50~500 N 的压力范围内，FSR 的电阻在 100~11 kΩ 之间变化，即先随压力增加快速减小，然后下降速度趋于平稳，且测量误差幅度明显减小，符合传感器敏感原理 ^[13]，可作为传感器使用。

2  咬合力检测系统的设计

2.1  总体设计方案

咬合力检测系统以 FSR 作为传感器，设计电阻 - 电压转换电路，将 FSR 的受压电阻变化转换为电压变化，采用高精度数据采集卡（DAQC，NIUSB 6212，16 位，400 kS/s）采集咬合力数据，开发 LabWindows/CVI 程序进行数据的读取和处理。即 FSR 传感器在咬合力的作用下产生电阻变化，该电阻变化通过电阻电压转换电路转换为电压信号，接入 DAQC 进行电压采集，采集数据通过 USB数据总线传入上位机，最后由 LabWindows/CVI 程序进行数据分析与处理。

2.2  电阻 - 电压转换电路的设计

咬合力检测系统的电阻 - 电压转换电路如图 4 所示。该电路的核心元件为低功耗运放芯片MCP6002。参考电压 Ref 2.5 V 由精密电压基准芯片 LM431 提供，经 2 个精密电阻 R4 和 R5 分压后产生 0.1 V 的基准电压输入 MCP6002 正极。FSR 传感器（Rs）通过端口 P2 接入。反馈电阻 Rf 采用精密可调电阻以便调整放大倍数。电路输出端 Ao 的输出电压 V₀ 可根据公式（1）计算。通过图 4 的负反馈运算放大电路和公式（1）的信号变换，可建立 FSR 电阻值和电压值之间的关系，且由于公式本身的非线性特征，可在一定程度上实现 FSR 传感器非线性压力 - 电阻特性的线性化，得到接近线性的压力 - 电压特性，有利于后续数据处理。

图 4 电阻 - 电压转换电路原理图

2.3  系统软件设计

咬合力检测系统的软件部分为 LabWindows/CVI程序，界面如图 5 所示。LabWindows/CVI 程序可实现信号波形显示、参数设置和按钮操作功能，可设置参数包括采样频率（DAQ Freq，本研究统一设置为 50 Hz）、采样通道（左通道 Left Channel 或右通道 Right Chanel）和采集方式（Direct 直接采样或Trigger 触发采样）。点击图中的 RUN 按钮开始测试，同时采集数据可在界面实时显示；点击 Quit 按钮停止测试，同时将采集数据存储为数据文件供离线分析。该界面的右上角为 Voltage 文本框，可显示采集电压的每秒平均值。

图 5 咬合力检测系统的显示界面

3  咬合力检测系统测试实验

3.1  压力 - 电压响应特性测试

实验设置如图 6 所示，FSR 1 的敏感薄膜置于推拉力计顶杆 2 和支座 3 之间，薄膜电极接入电阻 -电压转换电路 4 的 P2 端口，电阻 - 电压转换电路 4 的Ao 端接入高精度数据采集卡 5 的 AI0 模拟通道，通过 USB 线向系统软件 6 传输数据。电阻 - 电压转换电路通过 SPD-3606 直流电源 7 提供 5 V 直流供电，实验中压力的产生和变化过程与 1.2 节相同。

注：1 为 FSR，2 为推拉力计顶杆，3 为支座，4 为电阻 - 电压转换电器，5 为数据采集卡，6 为系统软件，7 为直流电源

图 6 咬合力检测系统的压力 - 电压响应特性测试

压力 - 电压响应特性测试结果如图 7 所示，图中实线为压力 - 电压响应平均数据（带误差条），在 50~500 N 压力作用下，电压响应范围为 0.283 5~1.552 6 V，数据曲线呈现良好的线性正响应特性。图中测量误差随着压力的增加而减小，压力为 50 N 时相对误差达到 15.9%，500 N 时降为 3.8%，平均误差为 8.2%。将测试数据代入公式（1）计算不同压力作用下 FSR 的实际电阻 Rs，如图 7 中虚线所示，电阻范围为 100~11 kΩ 之间，范围和趋势均与图 3 一致。

图 7 咬合力检测系统的压力响应曲线

对压力（y，单位：N）- 电压（x，单位：V）的测试均值进行线性回归分析，得到系统的响应公式（2），其 R² = 0.990 2，显示电阻 - 电压转换电路具有良好的线性化效果。

根据公式（2）可知，咬合力检测系统的检测灵敏度为 344.827 N/V。在检测软件中对 16 位采样数据舍去低四位进行滤波处理，并设置输入信号范围为 -10 ~ 10 V 计算系统的咬合力分辨率为 1.68 N。

3.2  真人咬合测试

采用咬合力检测系统对 5 名志愿者（基本情况见表 1）进行咬合力测试，分别使用对应编号的FSR 进行测量，其中儿童志愿者 1 所用 FSR 敏感部位进行了边缘裁剪以便口内安装。测试设置如图 8 所示。FSR 传感器的外部包裹薄膜可防止唾液对传感器导电性的影响，将其放置在志愿者惯用咀嚼侧的倒数第 2 颗磨牙表面，志愿者依指令尽力咬牙和松开。其他连接关系同图 6。

表 1 咬合力检测志愿参与人员基本情况

图 8 咬合力检测系统真人咬合测试

由于受 FSR 传感器的薄膜破裂和硅胶垫片滑移的影响，志愿者进行 3 ~ 5 次咬合测试后，测试数据质量急剧下降。5 名志愿者的典型咬合力曲线如图 9 所示。其中，成年男性志愿者 4 的咬合力明显偏大；儿童志愿者 1 和老年志愿者 5 的咬合力相对较小；成年女性志愿者 3 和青少年男性志愿者 2 的咬合力居中。此外，由图 9 可大致推测志愿者的牙齿状况。成年男性志愿者 4 的磨牙倾斜、牙面凸凹较大，因此咬合期间信号波动很大；成年女性志愿者 3 的牙齿整齐、磨牙压面平整，因此咬合期间信号波动很小。总体来说，女性志愿者咬紧期间的信号波动小于男性，可能是由于女性用力咬合时肌肉相对男性更加平稳柔和。总之，咬合力检测系统可从信号幅度和波形的角度对 5 名志愿者的咬合状况进行明显区分。

图 9 咬合力检测系统真人咬合测试结果

4  结论

本研究利用 FSR 的压力敏感特性，将其作为传感器，采用高精度数据采集卡和 LabWindows/CVI测控软件设计了一种咬合力检测系统。压力 - 电压响应特性测试结果显示，该系统测量范围为 50 ~500 N，可满足临床需求；测量平均相对误差为 8.2%，且测量误差随压力的增大而减小，符合 FSR 的敏感原理；电压响应范围为 0.283 5 ~ 1.552 6 V，转换为电阻变化范围为 100 ~ 11 kΩ，与万用表测量的FSR 压力 - 电阻特性一致；线性回归分析结果显示，压力 - 电压响应曲线的 R² 达 0.990 2，灵敏度为 344.827 N/V，压力分辨率为 1.68 N。真人咬合测试结果显示，FSR 传感器可方便地安装在志愿者磨牙上，且系统对志愿者咬合力的区分符合志愿者个体情况，可在一定程度上反映志愿者的牙齿状况。

本研究设计的咬合力检测系统采用 FSR 作为咬合力传感器，单片成本仅 10 元左右，可实现低成本、一次性使用，测试结果表明其具备临床应用潜力。但由于 FSR 的力敏原理来自高分子聚合物电阻薄膜的受压接触，聚合物薄膜本身的导电性较差、接触面积与受力大小之间并非线性关系，这些固有特性导致其检测精度不高，不符合精确定量分析要求，仅可用于定性对比和健康筛查。下一步，我们将进行手持式产品的开发，包括传感器敏感型面的定制和防水优化，以及嵌入式系统与手持式结构的实现。

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