用于在检测和治疗磨牙症障碍时测量肌肉活动的传感器和设备的制作方法

本申请是2017年6月9日提交并且名称为“sensor&apparatusformeasurementofmuscleactivityinthedetection&treatmentofbruxism(teethclenching/grinding)disorder(用于在检测和治疗磨牙症(牙齿紧咬/研磨)障碍时测量肌肉活动的传感器与设备)”的共同未决的美国临时专利申请号62/517,304的非临时申请，根据35u.s.c.§119要求保护其优先权，以上临时专利申请的全部内容通过援引以其全文并入本文。

背景技术

本文所描述的装置涉及磨牙症障碍的检测、更确切地涉及用于检测并治疗牙齿紧咬和研磨的传感器和设备。

相关技术说明

磨牙症是口腔功能异常，其特征为在醒着或睡眠期间牙齿的紧咬和研磨。磨牙症是常见的行为，报道称普通人群的患病率为8％-31％。一些症状通常与磨牙症相关，包括牙齿过敏、颌肌疼痛、头痛、牙齿磨损、以及对牙齿的牙体修复体(例如牙冠和牙齿填充物)的损坏。但是症状可能很小，使得患者没有意识到病情。

存在两种主要磨牙症类型：一种发生在睡眠期间(睡眠磨牙症)以及一种发生在醒着期间(清醒磨牙症)。这两种类型中，牙齿损坏可能是相似的，但睡眠磨牙症的症状往往在醒来时更糟糕并且在白天期间改善，而清醒磨牙症的症状在醒来时可能根本不存在、而在白天中恶化。磨牙症的原因并未被完全了解，但可能涉及多种因素。认为清醒磨牙症的原因与睡眠磨牙症不同、并且在女性中更常见，而睡眠磨牙症影响的男性和女性的比例相同。正在使用几种治疗，但对于任何特定的治疗，几乎没有证据表明疗效稳健。

已经确定了许多磨牙症原因。精神障碍、焦虑、压力以及不良的心理社会因素与睡眠期间的牙齿研磨显著相关，并且已经发现近70％的磨牙症是由于压力或焦虑而发生的。磨牙症可能是某些药物的副作用，包括一些抗抑郁药和抗精神病药以及安非他明。亨廷顿舞蹈病或帕金森病等神经系统疾病也可能导致磨牙症。其他可能相关的因素包括疲劳、饮酒、吸烟、睡眠呼吸暂停、以及打鼾。研究显示，这是一种起源于中枢神经系统的睡眠障碍，并非由口腔中的外围因素(像咬合，即某种阻塞，或牙齿接触)触发或控制。磨牙症不是人们过去常常认为的由传染病引起的，也不是由不正确固定的牙齿假体触发的抽搐或反应。

磨牙症的治疗方式涉及可逆咬合矫正、行为改变、以及药理学方法。对于许多磨牙症患者来说，最常见的可逆咬合调整方法是使用咬合器具。然而，咬合板的固有作用被认为是保护牙齿磨损，而不是减轻磨牙行为本身。其中一种行为方面的方法是磨牙症的生物反馈方法，许多研究人员已经报道了功效。这些装置中的大多数是依靠咀嚼肌的肌电图(emg)。

然而，emg生物反馈装置存在一些缺点，即，emg信号可能受电极位置、姿势和皮肤电阻的影响。磨牙症患者还难以在睡着时在电极贴附在咬肌和/或颞肌的情况下忍受所述装置。到目前为止，不存在对磨牙症的管理有效的方法。

目前市场上用于检测肌肉活动/肌肉激活的解决方案依赖昂贵的emg(肌电图)传感器技术。此外，检测磨牙期间的肌肉活动(无意识牙齿研磨)仍很困难，因为在实验室环境之外很难寻找到并维持强烈的传感器信号。传感器粘连不好，使用者出汗，或者传感器移动了位置并且不再保持在要检测肌肉活动的地方。

本发明通过各种方法旨在通过可穿戴装置使用压电盘、压敏盘、力敏盘、压电膜和力阻式传感器来检测肌肉活动的变化。本发明被设计成利用这些便宜的传感器来检测磨牙行为发生期间的肌肉活动、并且还描述了引起生物反馈反应以改变、减轻或消除穿戴者的磨牙障碍的手段。

本发明消除了上文阐述的问题以及目前已知产品的其他问题。

技术实现要素：

一种用检测磨牙症的方法包括以下步骤：将压阻传感器安排成紧靠颞肌上方的皮肤。所述压阻传感器包括浸过碳的聚烯烃材料。所述聚烯烃材料具有贴附至顶侧和底侧上的导电表面。两个导电表面具有连接至它们上的导线。当颞肌运动时，聚烯烃传感器感测到所述运动。运动信息通过这些导线传输至专用微处理器。最后，微处理器分析所述运动信息以确定是否在发生磨牙症。在一些实施例中，多个聚烯烃材料层彼此上下堆叠，并且这些层可以用粘合剂粘附。可以存在至少五个聚烯烃材料层。聚烯烃传感器可以安装在头带上，并且一旦检测到磨牙症，专用微处理器就可以提供生物反馈，也许是通过来自扬声器的声音来提供。

肌肉收缩传感器包括浸过碳的聚烯烃材料、以及所述材料的顶部和底部上的导电表面和连接至每个导电表面上的导线，其中，聚烯烃材料的底侧被放置成靠近肌肉上方的皮肤。聚烯烃材料可以是彼此上下堆叠的多个聚烯烃材料层，并且这些层可以用粘合剂粘附。可以存在至少五个聚烯烃材料层。肌肉可以是颞肌。聚烯烃传感器可以安装在头带上，或者所述传感器可以通过粘合剂贴附至皮肤上。所述导线可以连接至专用微处理器上，并且所述微处理器可以确定是否在肌肉中看到磨牙症症状。所述专用微处理器可以通过生物装置来提供生物反馈。

一种压力传感器包括聚烯烃材料，其中，所述聚烯烃材料包括粘附在一起的多个浸过碳的聚烯烃表面。第一导电表面贴附至所述聚烯烃材料的一侧上，并且第二导电表面贴附至所述聚烯烃材料的第二侧上。第一导线连接至所述第一导电表面上，并且第二导线连接至所述第二导电表面上。所述多个浸过碳的聚烯烃表面可以用粘合剂粘附。所述聚烯烃材料可以包括至少五个浸过碳的聚烯烃表面。

附图说明

图1示出了安装至柔性塑料上的粘性压电盘肌肉传感器的透视图。

图2示出了安装至柔性塑料上的粘性压电盘肌肉传感器的顶视图。

图3示出了安装至柔性塑料上的粘性压电膜肌肉传感器的顶视图。

图4示出了安装至柔性塑料上的粘性压电膜肌肉传感器的透视图。

图5示出了力敏电阻器耳内传感器、即安装在泡沫耳塞或柔性橡胶/硅酮耳塞的表面上的传感器的横截面。

图6示出了力敏电阻器耳内传感器、即封闭在泡沫耳塞中的传感器的透视图。

图7示出了力敏电阻器耳内传感器、即封闭在泡沫耳塞中的传感器的顶视图。

图8示出了包封在硅凝胶粘合剂w/微控制器和电池中的压电盘肌肉传感器的顶视图。

图9示出了包封在硅凝胶粘合剂w/微控制器和电池中的压电盘肌肉传感器的透视图。

图10示出了用于双传感器和传感器阵列的改良发带的前视图。

图11示出了用于双传感器和传感器阵列的改良发带的透视图。

图12示出了用于双传感器和传感器阵列的改良发带的分解视图。

图13示出了用于双传感器和传感器阵列的改良发带的紧凑视图。

图14示出了用于双传感器的改良发带的传感器配置的截面视图。

图15示出了用于双传感器的改良发带的传感器配置的透视图。

图16示出了传感器放置方法：将粘性压电盘肌肉传感器和粘性压电膜肌肉传感器放在优选的放置位置。

图17示出了用于粘性压电盘肌肉传感器放置位置和粘性压电膜肌肉传感器放置位置的传感器放置方法。

图18示出了用于包封在硅凝胶粘合剂w/微控制器和电池中的压电盘肌肉传感器的传感器放置方法，即，耳朵放置。

图19以透视图示出了用于包封在硅凝胶粘合剂中的压电盘肌肉传感器的传感器放置方法，即，耳朵放置。

图20以侧视图示出了用于包封在硅凝胶粘合剂w/微控制器和电池中的压电盘肌肉传感器的传感器放置方法，即，耳朵放置。

图21以前视透视图示出了压电盘/力敏电阻器发带双单传感器和双传感器阵列的放置方法。

图22以后视透视图示出了压电盘/力敏电阻器发带双单传感器和双传感器阵列的放置方法。

图23示出了微处理器组件的电气框图。

图24是头部与头带实施例的侧视图。

图25是头带实施例的透视图。

图26是被安排为压力传感器的浸过碳的聚烯烃堆叠体的视图。

图27是用于浸过碳的聚烯烃表面堆叠体的壳体的视图。

具体实施方式

本发明的磨牙症检测与生物反馈装置可以使用所述传感器设备的三种变化来构造。我们将在下文中讨论这些传感器变化以及这些传感器的最佳放置。下文描述的“粘性压电盘肌肉传感器”、“粘性压电膜肌肉传感器”、以及“力敏电阻器耳内传感器”均用于检测穿戴者(正在被感测的使用者、患者、个体)在紧咬或研磨活动期间展现的生理变化。

下文所描述的设备和方法还可以用于呼吸暂停和打鼾。通过将传感器放置在耳朵底部上紧靠颌骨，所述传感器能够检测颌何时打开或闭合，因此检测呼吸暂停和打鼾活动中涉及的运动。

粘性压电盘肌肉传感器(图1、2、16以及17)包括压电盘102、103，所述压电盘安装在长形的、薄的、刚性的但有柔性的塑料材料101上。塑料材料101的大致长度应为压电盘102、103直径的大致2至3倍。宽度不应延伸超过压电盘102、103直径多于几厘米。塑料101可以是圆角矩形，或更优地，对于舒适而言长卵形是优选的。接着将有线压电盘102、103安装在塑料101的中心。所安装的压电盘102、103、以及塑料(“压电盘肌肉传感器”)101一旦被放在所希望的肌肉上，就通过检测表面皮肤的形状和张力的气动变化而起作用来感测肌肉的收缩。

具体查看图1，示出了压电传感器的透视图。柔性塑料基部101是由薄材料制成的、连接至使用者皮肤上。在一些实施例中，塑料基部101在背侧具有粘合剂材料(诸如可重复使用的硅酮粘合剂)，以用于将所述塑料粘附至使用者的皮肤上。在另一个实施例中，可以在使用者的皮肤上喷洒粘合剂来保持住塑料101。在另一个实施例中，塑料101可以完全省略，使得压电盘102直接粘附至使用者的皮肤上。在又一个实施例中，使用可模制的耳夹机构来将传感器保持在位。基本上，用于耳朵顶部上的电子器件和传感器、以及底部上的14至18号导线的塑料壳体可以被模制成使耳朵将所述装置“夹紧”在位的大小。

压电盘具有顶表面103和底表面102，每个表面与电导线104相连，以向处理器2302提供压电应变值，如在图22中看到的。

商用压电传感器以空气作为介电材料创建平行平面，其中，在操作了短时间之后，展现出防止信号改变的寄生电容，从而使换能器电路不可用。电容问题的解决方案是添加分流电子开关(即，mosfet)，并且周期性地绕过压电盘换能器导致迅速放出内部累积的寄生电容电荷。然而，这种方法并非没有缺点，即，增大了电路复杂性并且增大了adc定时敏感度。图22中的模数转换器(adc)位于芯片2302上的专用微处理器系统内。adc将从压电传感器接收到的电压转换为数值以便由专用微处理器进行处理。

在一个实施例中，压电盘(或压电传感器)替代地由压阻材料制成。在一些实施例中，压阻材料是编织的导电织物(诸如shieldexbremenkassel、nora或zell产品系列)、或来自lessemf的织物。在另一个实施例中，压阻材料可以是浸过碳的泡沫，诸如antistat导电形式或plastazote泡沫。这些泡沫可以由聚乙烯或聚氨酯制成。

压阻材料还可以是体导电式的、浸过碳的聚烯烃，诸如来自3m的velostat或来自caplinq的linqstat。velostat(以及其他浸过碳的聚烯烃产品)是压阻性材料或压阻材料或力阻材料，意味着在受到压力时电阻降低。当夹在两个导电层之间时，它具有用于形成压力传感器和弯曲传感器的宽电阻范围。

velostat(以及其他浸过碳的聚烯烃产品)是纯电阻性的(即，可忽略的寄生电容)，因此压力的变化可以直接作为串联分压器电路中的第二电阻器上的电压降来获得。velostat可以被模型化为可变电阻器，其电阻与施加在其上的压力成反比。velostat是各向异性材料，其表面(即，从顶侧到底侧测量)与其内部晶格结构(即，在同一侧的两个点上测量)之间具有不同的电阻。

两个彼此堆叠的velostat条带对于不同的条带大小和适度的压力灵敏度产生的变化太大，其中有效电阻“摆幅(swing)”为几百千欧姆。这种灵敏度的缺乏是由内部晶格电阻引起的，内部晶格电阻仅对特定点上的直接压力敏感、对测量电极之间的大部分有效电阻有贡献。

在图26中看到一个实施例使用了velostat条带，这些条带是位于顶层与底层之间的多个(五个或更多个)层堆叠体中，还使用了长形电极，这些长形电极使用导电胶带。这种结构证明具有非常大的摆幅(几十兆欧姆)并且沿着换能器条带的长度更均匀地摆动。无论每个单独使用者的肌肉结构和传感器放置如何变化，这种均匀性都能更可靠地获得肌肉收缩。

在一个实施例中，如图27中看到的，使用浸过碳的聚烯烃层的松散堆叠体，其中这些层被封闭在塑料基部2701中。口袋2704容纳浸过碳的聚烯烃材料的堆叠体。底部上的第一层具有与面向底部塑料基部2704的电极侧相贴附的电极。16个至20个浸过碳的聚烯烃材料层将彼此上下堆叠。顶层具有另一个面朝外的电极。塑料盖2702放到基部2701的顶部上以固定所有层。盖2702具有窗口2703以将传感器层暴露于压力下。在一个实施例中，存在多于一个片件(未示出)，塑料片配合在所述窗口内部并且随着压力下跌。

在又一个实施例中，通过具有顶部电极层与底部电极层、其之间具有多个层、然后通过一片胶带封闭所有层来组装松散堆叠体。

查看图26，存在两根导线2601和2602，这些导线连接至浸过碳的聚烯烃材料2604a-e堆叠体的顶部和底部上的铜箔胶带2603薄条带上。在附图中，示出了五个浸过碳的聚烯烃材料层2604a-e。在顶部和底部上具有铜箔胶带2603的浸过碳的聚烯烃材料2604a-e堆叠体(未在图中示出)组成了传感器。浸过碳的聚烯烃材料层2604a-e通过双面胶带网格或胶水网格彼此粘附。在一个实施例中，在这些层之间沿着略微在聚烯烃材料层2604a-e的边缘内侧的线施加胶水或粘合剂2605，如图26中用虚线所示。

图2是压电传感器的顶视图。导线104连接至压电材料的顶部103和底部102处。压电传感器的底部102连接至薄的塑料材料101上。例如，压电传感器102、103可以是cui公司的102-1128-nd压电传感器、或rohm半导体压力传感器icbm1383aglv。

通过将压电盘肌肉传感器放在穿戴者的颌肌(咬肌)或颞肌上，可以检测这些肌肉的收缩。当肌肉收缩时，长形半刚性塑料101将挠曲并且在安装在塑料表面101上的压力盘102上产生表面压力。在压电盘102、103上的这种表面压力变化产生电信号，电信号可以被控制用微电子装置2302内的任何模拟输入所读取。将压电盘肌肉传感器放在耳朵正上方的颞肌上是检测磨牙症的最希望放置。耳朵正上方的颞肌仅在后牙齿紧咬或研磨时收缩。因此，将传感器放在耳朵正上方的颞肌上消除了由于正常的面部运动(像说话或面部表情，诸如挑眉)而导致传感器接收到任何干扰。

粘性压电膜肌肉传感器(图3和4)以与压电盘肌肉传感器安装至长形形状的一片半刚性柔性塑料301上的相似方式而构造。压电膜302、303沿与长椭圆形塑料301的长边平行的方向安装至塑料301上，或者如果塑料是圆角矩形形状，则压电膜302、303还应当沿与圆角塑料材料301的长度平行的方向进行安装。这种传感器的工作方式与压电盘肌肉传感器相似之处在于它还检测正被感测的肌肉上方的皮肤表面的变化。在肌肉收缩过程中，压电膜302、303弯曲/挠曲，同时表面皮肤弯曲并挠曲，由此引起来自传感器的电信号变化。和之前一样，传感器可以放在穿戴者的颌肌(咬肌)或颞肌上，但所期望的放置位置应当位于耳朵正上方的颞肌上，以避免对与磨牙症的紧咬和研磨不相关的正常面部活动的任何干扰。

图3是粘性压电膜肌肉传感器的顶视图，并且图4是透视图。压电传感器导线304连接至压电膜302、303上。压电膜检测压电膜的顶部分302与底部分303之间的应变。压电膜的底部连接至薄的塑料盘301上。薄塑料301可以包括用于粘附至患者皮肤上的粘性背面。或者使用者可以向塑料301或直接向患者皮肤施加粘合剂。

压电膜302、303可以从te连接性压电膜片(部件编号1-1004346-0或1-1004347-0)切割而成，其中导线304被焊接至压电材料的两个金属化侧。压电换能器具有非常高的dc输出阻抗、并且可以被模型化为比例电压源与滤波网络。电压源处的电压v与施加的力、压力或应变成正比。于是输出信号与这个机械力相关，就好像它已经通过等效电路一样。

感测磨牙症事件的下一个模式是在耳朵内部使用力阻传感器来检测在颌紧咬或研磨时被施加在传感器上的气动压力/力。这种力敏电阻器耳内传感器(图5、6、7)是通过在泡沫、橡胶、或柔性塑料材料501的表面上安装力阻传感器502而构造的，所述塑料材料被设计成紧密配合在穿戴者的耳道内。应提及的是，在使用泡沫材料的情况下，力敏电阻器502可以安装在泡沫501内部所包封的内部上。传感器通过检测在穿戴者紧咬或研磨时耳朵内传感器上的力的变化来工作。当穿戴者紧咬或磨动时，耳道的结构内存在有微妙的变化，这是由于颞肌收缩引起的突起。这会在插入装置上产生压力。放置在耳朵内的力敏电阻器耳内传感器感测耳朵结构的这种变化、并产生模拟信号的变化。

查看图5，示出了力敏电阻器耳内传感器的截面视图。传感器502是力感测电阻器，例如interlinkelectronicsfsr400short力感测电阻器。传感器502具有两根引线503。在一根导线上施加电压，比如+5vdc，并且基于所施加的力，电压跨传感器的电阻下降。对于简单的力与电压转换，fsr装置系到分压器中的测量电阻器(参见下图)上，并且通过以下等式描述输出。

vout＝rm×v/(rm+rf)

其中，输出电压vout是由力敏电阻器与地面之间的电阻器的电阻rm乘以电源电压、除以rm与在被施加力的情况下力敏电阻器的电阻之和得到的结果。对于电路，参见图23。

力阻传感器502被放置在泡沫耳塞501中。泡沫耳塞501可以由泡沫、柔性橡胶、液体(或凝胶)袋、柔性塑料、或将力从表面传递到力阻传感器502上的任何其他材料制成。

图6是耳内传感器的透视图。在这个视图中，引线503和泡沫耳塞501是可见的。力阻传感器502被隐藏在泡沫501内部。

图7是耳内传感器的顶视图，其中示出了引线503和泡沫501。

包封在硅凝胶粘合剂(图8、9、18、19和20)中的压电盘肌肉传感器是检测肌肉活动的下一个变化。压电盘802、803可以包封在硅酮粘合剂800中、并且放在需要感测的肌肉上，或者它可以被安装至塑料薄片801上、接着包封在硅酮粘合剂800中以给予传感器更好的信号强度。压电肌肉传感器802、803、微控制器805和电池806均可以被包封在硅酮粘合剂800内并且被制成适合围绕耳朵的形状，使得使用者具有极大的舒适度，并且所述装置在被放在耳朵后方时对大多数人是非侵入性的/不可见的。

查看图8的顶视图和图9的透视图，这些元件被放在硅凝胶粘合剂800内。在一个实施例中，压电传感器802、803位于硅凝胶800内部，所述压电传感器安装在塑料薄片801上。在其他实施例中，压电传感器802、803安装在硅凝胶袋800的壁上。压电传感器802、803具有将压电传感器802、803电连接至且机械地连接至微处理器组件805上的两根导线引线804。微处理器组件805通过一组导线(未示出)电连接至且机械地连接至电池806上。这些导线将来自电池806的电力提供至微处理器组件805。在一些实施例中，电池805是可移除且可更换的。在其他实施例中，电池是永久性的，并且整个传感器组件在电池放电时放电。在又一个实施例中，电池806通过微处理器电路系统805中的再充电电路而可再充电。在又一个实施例中，电池806是用于能量收集系统的无电池电力管理单元，能量收集系统使用某种技术(可能通过压电转换器)来收集振动或无线电波。

在另一个实施例中，硅凝胶袋800可以用可模制塑料或类似材料来替换。

在图23中进一步详细描述了微处理器组件805。微处理器组件805包括cpu、用于传感器的接口电路系统、天线、以及用于与电池806连接的电路系统。cpu可能是芯片设计上的专用系统，包括存储器模块、处理器模块、接口电路系统、集成通信以及内置软件模块。

另一个实施例检测肌肉活动：“压电盘/力敏电阻器发带双单传感器和双传感器阵列”使用改良的发带1001装置，所述装置在所述发带的任一侧上具有两个安装件1002a、1002b，这些安装件用于安装压电盘1203或力敏电阻器，以测量肌肉活动(图10、11、12、13、14、15、21和22)。薄的泡沫材料1205或织物可以安装在压电盘1203的顶部上，使得传感器在通过发带1001中的张力按压皮肤时是舒适的。这些双传感器1203将连接至微控制器1206和电池1207上以完成使所述装置完整。发带的安装件还可以是长形的，以允许多个传感器1402(例如，多个压电盘1403a、1403b、1403c或多个力阻传感器)可以安装并连接成阵列以检测肌肉活动。

在图10中，基部结构是发带1001。在发带的两端，存在两个安装件1002a、1002b。图11示出了额外的细节。两个安装件1002a、1002b通过导线1004电连接至用于cpu/电池1003的安装件上。

图12是发带实施例的一侧的分解视图。发带1201保持住安装件1202。安装件1202具有导线1204，这些导线将两个压电盘1203和cpu1206电连接。将压电盘1203以机械方式插入并连接至安装件1202上。泡沫盖件1205覆盖压电盘1203并且使使用者舒适。安装件1202的另一侧上安装了微处理器组件1206和电池1207。

图13示出了发带实施例的组装后的视图。

在发带设计的第二实施例中，图14和15示出了发带1401上的多个传感器。发带1401具有安装件1402，以用于保持两个或更多个压电传感器1403a、1403b、1403c、或用于保持两个或更多个电阻式传感器。压电传感器1403a、1403b、1403c被泡沫盘1404覆盖以在传感器按压皮肤时使患者舒适。

图16示出了粘性压电肌肉传感器1600或粘性压电膜肌肉传感器在其优选放置位置上的放置位置。传感器1600放在耳朵1601后顶部处。传感器1600一旦被放在所期望的肌肉上就通过检测表面皮肤的形状和张力的气动变化而起作用来感测所述肌肉的收缩。将压电盘肌肉传感器1600放在耳朵1601正上方的颞肌上是检测磨牙症的最希望放置。耳朵正上方的颞肌仅在后牙齿紧咬或研磨时收缩。因此，将传感器放在耳朵正上方的颞肌上消除了由于正常的面部运动(像说话或面部表情，诸如挑眉)而导致传感器接收到任何干扰。

粘性压电传感器1600包括：粘附至患者皮肤上的塑料基部1602；贴附至基部1602上的压电传感器1603；以及两根导线1604，这些导线用于将来自压电传感器1603的信号提供至计算机、或微处理器以对信号进行信号调节和处理。

图17示出了人头1701上的附加传感器放置。如上文关于图16所描述的，一个传感器1705a放在耳朵1704后方在颞肌上。第二传感器1705b放在眼睛1702上方且略微在后面、在颞肌的前部上。第三传感器1705c放在嘴1703后方的颌肌上、咬肌上。

图18是包封在硅凝胶1800中、被放在耳朵1801后方的压电盘肌肉传感器的视图，所述压电盘肌肉传感器检测颞肌的运动。传感器1800将压电传感器1803封闭在硅凝胶袋1802中。压电传感器1803通过导线1804连接至微处理器组件1805上，这些导线将来自压电传感器1803的信号递送至微处理器组件1805。微处理器组件1805还经由导线1806连接至电池1807上，导线1806将电力递送到微处理器组件1805。在图23中进一步详细描述了微处理器组件1805。

图19是包封在硅凝胶1902中、被放在头部1900的耳朵1901后方的压电盘肌肉传感器的放置的透视图。该图示出了以这样的方式被定位用于检测颞肌的运动的传感器1902。类似地，图20示出了包封在硅凝胶1902中、被放在头部1900的耳朵1901后方的压电盘肌肉传感器的放置的侧视图。

图21和22示出了发带实施例2102被放在人头2000上时的两个不同(前视和后视)透视图。发带2102一端的传感器被定位在耳朵2001后方，感测颞肌的运动。

在本发明中，如图23看到的，这个压电盘肌肉传感器组件2303可以直接连接至微电子控制器2302板上，信号可以在此进行分析和解译以检测磨牙症事件。另外，一旦检测到磨牙症事件，控制器板就可以启动对穿戴者的生物反馈响应。生物反馈响应可以用各种方式来启动。

声音：可以使用有线压电蜂鸣器2308来警告穿戴者他们正在研磨或紧咬。替代性地，可以使用可拆卸的耳塞式扬声器2309来分立地给穿戴者发信号，如果他/她不喜欢打扰他们的伙伴的话。

振动：小的振动马达2310可以有线连接至微控制器单元上，使得每当使用者紧咬或研磨时，所述单元会振动来警告他们。

温和的电动脉冲：电极2311可以有线连接至微控制器上、并用于向使用者发出温和的电脉冲，以微妙地警告使用者使其肌肉松开并且停止研磨。

本发明的磨牙症检测与生物反馈装置将利用具有支持蓝牙的微控制器2302、并通过android和ios应用链接至穿戴者的智能手机2307。穿戴者将能够调节他们的治疗、调节振动或电刺激的强度、以及声音的音量。所述装置与穿戴者的智能手机2307一起工作将能够在视觉上追踪他们的进展，以查看他们在前一天晚上他们研磨或紧咬牙齿有多少次的报告。此外，穿戴者能够通过比较几天或几周内磨牙症的夜间事件来看到他们的治疗随时间进展得如何。

从电气上看，图23示出了芯片2302上的专用微处理器系统(可能是赛普拉斯半导体公司的psoc芯片或者芯片上的fanstelbc832系统)之间的互连。微处理器2302可以具有存储器功能、通信功能、信号调节功能、电池管理功能、以及与处理能力结合的其他功能。电池2301连接至微处理器2302上以提供电力。如上文所描述的，电池2301可以是可更换的、可再充电的、可抛的、或者可以是将振动或无线电波转换成电力的非电池电源。微处理器2302的通信功能可以产生到天线2305的蓝牙2306、wifi或蜂窝数据包。蓝牙2306、wifi或蜂窝信号提供到手机2307或另一个计算装置的通信路径。

在一个实施例中，到微处理器2302的输入来自压电传感器2303(压电盘或压电膜)。压电传感器2303通过一根导线连接至微处理器2303，而另一跟导线附接至地面。电阻器(可能是100k欧姆或1m欧姆)并联至压电传感器上。还可能需要用运算放大器电路来放大(或限制)信号，这取决于微处理器2302输入的范围以及来自压电材料的信号范围。

在另一个实施例中，力感测电阻器2304连接至微处理器2302上。感测电阻器2304的一根引线连接至电源(vcc)，而另一根引线连接到两个地方。其一是连接至电阻器(rm)上，所述电阻器的另一端还连接至地面。另一个是连接至微处理器2302输入引脚上。这是跨两个电阻器的分压器电路。根据输入引脚处的信号和输入引脚的范围能力，可能需要运算放大器电路来增强或限制信号。

为了向患者提供反馈，微处理器2302具有可以连接的多个输出装置。在一个实施例中，连接了压电蜂鸣器2308以产生嗡嗡声来通知患者他正在研磨他的磨牙。在另一个实施例中，扬声器2309连接至微处理器2303上。另一个实施例使用马达2310来产生振动，从而通知患者。在又一个实施例中，两个电极连接至微处理器2302和患者上，从而在患者研磨他的磨牙时提供小的电击。在这个实施例中，可能需要放大器电路来将电击增大到患者可以感受到电击的水平。

在另一个实施例中，在图24和25中看到的，使用环绕头带2402的头带来完全环绕头部2401。在这个实施例中，头带2402将从头部2401的背面的低处、在耳朵2406的上方或后方、以及在头部2401的前顶部上延伸。传感器2403可以放置在耳朵2406的上方和前方、并且位于眼睛2405的后方和上方，以检测颞肌的运动。微处理器组件与电池2404可以在前额上、位于眼睛2405上方。头带2402可以是可调节的以允许配合至患者头部2401上。在一个实施例中，可以在头带2402的每侧安装压电传感器2403，感测头部两侧上的颞肌运动。

在又一个实施例中，所述设备可以由改良的睡眠面罩构造而成。所述面罩将覆盖眼睛并且包含电子器件和生物反馈振动马达，并且传感器将被结合在保持睡眠面罩的弹性带中。正如在头带实施例中，传感器被放在颞肌上。

上述装置和操作(包括其实施方式在内)对于本领域的普通技术人员而言将是熟悉的并被其理解。

以上对实施例、替代实施例和具体实例的描述是通过说明方式给出的而不应视为限制性的。进一步地，在不背离本发明的精神的情况下，可以在本发明实施例的范围内做出许多改变和修改，并且本发明包括这样的改变和修改。