WO2005094677A1

WO2005094677A1 - 生体内３次元運動測定装置及びその方法

Info

Publication number: WO2005094677A1
Application number: PCT/JP2005/006275
Authority: WO
Inventors: Kenichi Arai; Shin Yabukami; Hiroyasu Kanetaka
Original assignee: Japan Science And Technology Agency
Priority date: 2004-03-31
Filing date: 2005-03-31
Publication date: 2005-10-13
Also published as: US20070252586A1; DE112005000700T5; JPWO2005094677A1; JP4551395B2; US7402996B2; CN1960675A; CN100571623C

Abstract

　生体内３次元運動測定装置（１０）は、相対的に運動する生体内の少なくとも２つの物体（４４、４６）のうち、一方の物体に取り付けられる複数の磁気発生器（１２i）と、前記各磁気発生器（１２i）の磁界をそれぞれ非接触で検出するために他方の物体に取り付けられる複数の磁界センサ（１４j）と、前記各磁界センサ（１４j）により検出した磁界から前記各磁気発生器（１２i）と前記各磁界センサ（１４j）との間の相対的な位置及び方向を算出する信号処理手段（２６）とを備え、前記各磁気発生器（１２i）及び前記各磁界センサ（１４j）の個数は、少なくとも５つである。

Description

生体内 3次元運動測定装置及びその方法

技術分野

[0001] 本発明は、相対的な運動を行う生体内の少なくとも 2つの物体 (上顎と一体的に運動する部分、下顎と一体的に運動する部分、舌及び口腔内に装着された義歯のうち少なくとも 2つの組み合わせ）に磁気発生器と磁界センサとを取り付けて、一方の物体を基準とした他方の物体の相対的な 3次元運動を計測する生体内 3次元運動測定装置及びその方法に関する。

背景技術

[0002] 従来から、生体内の 3次元運動を測定しょうとする装置が市場に提供されている。

例えば、人体の頭部と一体に構成されている上顎に対する下顎の相対的な運動を測定するために、光学式の顎運動測定装置が用いられている。この光学式の顎運動測定装置では、被測定者の上顎の運動を測定するために、被測定者の頭部もしくは上顎歯列を固定源として一方の光源装置が取り付けられると共に、下顎の運動を測定するために、下顎歯列を固定源として他方の光源装置が取り付けられる。

[0003] し力しながら、この光学式の顎運動測定装置においては、被測定者の頭部もしくは上顎歯列及び下顎歯列にそれぞれ光源装置が取り付けられるので、顎運動測定の際に、被測定者の不自由度が大きいという問題があり、さらに、光学式のため、口腔内などの遮蔽された空間内での測定が不可能であるという欠点がある。

[0004] また、他の顎運動測定装置としては、磁気式の顎運動測定装置がある。この装置は、磁気発生器力発生した直流磁界を磁界センサで検出することにより、 3次元顎運動を計測する直流磁界方式の測定装置と、磁気発生器から発生した交流磁界を磁界センサで検出することにより、 3次元顎運動を計測する交流磁界方式の測定装置とに分類される。このうち、直流磁界方式の測定装置では、外部から地磁気の時間変動分や磁性体の移動等の低周波ノイズにより測定装置の測定精度及び位置精度が低下するおそれがある。

[0005] 一方、交流磁界方式の測定装置は、 3軸コイルからなる磁界センサを口腔内に挿入し、前記磁界センサで検出した磁界をケーブルを介して信号処理装置等に導、ている。この場合、前記 3軸コイルと前記ケーブルとを口腔内で確実に取り付けることが困難であるので、被測定者が顎運動を行うと、磁界センサが動揺して測定誤差が大きくなり、磁界センサの位置精度が低下する。これにより、正確な顎運動を再現することができないという問題がある。さらに、口腔内に装着される装置が大きいことから、顎運動測定の際に、被測定者の不自由度が大きいという問題もある。

[0006] そこで、上述した問題に鑑み、図 17に示す磁気式の顎運動測定装置 200が提案されている（特許文献 1参照)。この顎運動測定装置 200は、球面シェル 202と、球面シエル 202の内側で円形に巻かれた 6つの界磁コイル 204と、球面シェル 202内の被測定者 206の下顎 208に剛体結合された取付部材 210と、取付部材 210に連結された 3つのチョークコイルから構成されるセンサコイル 212とを有している。

[0007] この場合、 6つの界磁コイル 204は、 2つの界磁コイル 204で 1軸のコイルが構成されている。そのため、界磁コイル 204に交流電流を流して、磁界を発生させた状態で、被測定者 206が上顎 214に対する下顎 208の顎運動を行うと、取付部材 210を介してセンサコイル 212が傾斜して、センサコイル 212に誘導される交流信号の振幅が変化する。この振幅を検出することにより、下顎 208の 3次元の顎運動が測定される。特許文献 1：特開 2000— 193409号公報

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0008] しかしながら、従来の顎運動測定装置 200では、界磁コイル 204やセンサコイル 21 2が、被測定者 206の外部に配置されているので、被測定者 206に対する取付部材 210及びセンサコイル 212の位置ずれによって、センサコイル 212の測定精度が大幅に低下し、その結果、下顎 208の位置精度が大きく低下する。そのため、この顎運動測定装置 200であっても、正確な顎運動を再現することができな、と、う問題がある。

[0009] また、界磁コイル 204やセンサコイル 212を被測定者 206の外部に配置することにより、装置自体が大型化するので、例えば、歯科医院にこの装置を導入することが困難であるという問題がある。 [0010] 本発明は、生体内の少なくとも 2つの物体の相対的な 3次元運動の測定精度及び位置精度を向上させることができる生体内 3次元運動測定装置及びその方法を提供することを目的とする。

課題を解決するための手段

[0011] 本発明の生体内 3次元運動測定装置は、生体内で相対的に運動する少なくとも 2 つの物体のうち、一方の物体に取り付けられる複数の磁気発生器と、前記各磁気発生器の磁界をそれぞれ非接触で検出するために他方の物体に取り付けられる複数の磁界センサと、前記各磁界センサにより検出した磁界から前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの間の相対的な位置及び方向を算出する信号処理手段とを備え、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの 1対の組み合わせの個数は、少なくとも 5つであり、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサが取り付けられる、相対的に運動する生体内の前記 2つの物体は、例えば、頭部のうち、上顎と一体的に運動する部分と、下顎と一体的に運動する部分とであることを特徴とする。

[0012] 前記一方の物体に前記各磁気発生器を取り付け、前記他方の物体に前記各磁界センサを取り付けた状態で、前記各磁気発生器のうち、 1つの磁気発生器力計測用磁界を発生させる一方、前記各磁界センサのうち、 1つの磁界センサで前記計測用磁界を検出できるようにすれば、前記計測用磁界を発生した際に、前記 1つの磁気発生器と前記 1つの磁界センサとの間で電磁結合が発生し、前記 1つの磁界センサでは、電磁誘導作用で前記計測用磁界が電気信号 (電圧）に変換される。

[0013] そして、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの間において、上述した電磁結合の組み合わせが少なくとも 6通りであれば、検出される 6つの前記計測用磁界あるいは前記電気信号より、前記各磁気発生器に関する 6自由度運動のパラメータを求めることができ、これらのパラメータ力も前記 2つの物体の生体内での相対的な運動を算出することができる。

[0014] つまり、本発明の生体内 3次元運動測定装置では、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの取付位置及び取付方向に関係なぐ前記電磁結合の組み合わせを 6 通り以上にすることで、生体内の前記 2つの物体の相対的な運動を測定することができる。従って、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの取り付けによって、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置精度や、前記各磁界センサの測定精度は低下しない。

[0015] 上述した 6通り以上の電磁結合を実現するためには、前記各磁気発生器の個数が少なくとも 2つである場合、前記各磁界センサの個数は少なくとも 3つとすることが好ましい。また、前記各磁気発生器の個数が少なくとも 3つである場合、前記各磁界センサの個数は少なくとも 2つとすることが好ましい。

[0016] さらに、前記一方の物体に前記各磁気発生器が取り付けられ、前記他方の物体に前記各磁界センサが取り付けられて、るので、従来の 3次元顎運動測定装置と比較して、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの間の距離は小さくなり、前記各磁界センサで検出される磁界の位置勾配が大きくなる。これにより、前記各磁界センサから出力される前記電気信号のレベルも大きくなり、前記各磁界センサの測定精度を向上させることができる。

[0017] さらにまた、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとは、前記 2つの物体に直接取り付けられているので、前記 2つの物体が相対的な運動を行うと、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサは、前記 2つの物体に一体となって移動する。

[0018] そのため、前記 2つの物体が相対的な運動を行っても、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの初期位置からの位置ずれは発生しない。従って、前記各磁界センサの測定精度と、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置精度とを共に向上させることができる。

[0019] さらにまた、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとが前記 2つの物体に直接取り付けられているので、生体内 3次元運動測定装置の小型化を容易に図ることができる

[0020] なお、前記複数の磁気発生器及び前記複数の磁界センサの 1対の組み合わせの個数を合計で 6つ以上に増加させれば、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置精度をさらに向上させることができる。

[0021] そして、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサは平面型であって、前記各磁気発生器は 1軸成分の磁界を発生し、前記各磁界センサは前記 1軸成分の磁界を検出することが好ましぐ前記 1軸成分の磁界の発生と検出とを行う平面状コイルとすることがより好ましい。これにより、前記 2つの物体に対する取り付けが容易になると共に、前記 2つの物体が相対的な運動を行っても、前記平面状コイルの初期位置からの位置ずれをより一層抑制することができる。さらに、前記平面状コイルは、印刷技術等で作製可能であるので、 2軸コイルあるいは 3軸コイルよりも高精度且つ低コストで作製することができる。

[0022] また、前記各磁気発生器から発生する計測用磁界は、交流磁界であることが好ましい。この場合、前記各磁界センサから出力される前記電気信号は周波数に比例するので、交流磁界の周波数が高い程、レベルの大きな電気信号が前記各磁界センサから出力される。これにより、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置検出に関する位置分解能を向上させることができる。

[0023] また、前記交流磁界の周波数を高くすることにより、例えば、商用周波数によるノィズ、地磁気の変動磁界によるノイズ、車両の移動によるノイズのような低周波ノイズを排除することができるので、前記低周波ノイズに対して強い生体内 3次元運動測定装置を実現することができる。

[0024] ここで、前記各磁気発生器は、前記各磁気発生器は、前記平面状コイルと、前記平面状コイルに並列又は直列に接続されるコンデンサとを有し、前記各磁気発生器から発生する前記計測用磁界は、前記平面状コイルと前記コンデンサとの共振周波数を有する交流磁界であることが好まし、。

[0025] 前記平面状コイルと前記コンデンサとの共振によって、前記各磁気発生器内部のリァクタンス分を除去することができ、前記各磁界センサから出力される前記電気信号のレベルをさらに増カロさせることができる。これにより、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置分解能をさらに向上させることが可能となる。

[0026] また、生体内 3次元運動測定装置においては、 3次元運動の測定に先立って、前記 2つの物体に取り付けられた前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの初期位置及び初期方向を測定する必要がある。そこで、前記生体内 3次元運動測定装置は、非接触の複数の校正用コイルをさらに有し、前記複数の校正用コイルの成分の一対の組み合わせの個数は、合計で少なくとも 5軸であり、前記各校正用コイルから発生する校正用磁界を、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサで検出することにより、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの初期位置及び初期方向を計測することが好ましい。

[0027] この場合、前記各校正用コイルの配置箇所は、前記生体内の 2つの物体のうち、いずれかの物体に直接取り付けてもよ!/、し、前記 2つの物体から離れた箇所に配置してもよい。いずれにしても、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの近傍に配置することが好ましい。特に、前記各校正用コイルを前記 2つの物体に直接取り付けると、前記各校正用コイルが前記 2つの物体によって固定されるので、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置精度をより一層向上させることができる。

[0028] ここで、前記各校正用コイルは、 1軸、 2軸又は 3軸のコイルとすることが好ましい。

特に前記 1軸のコイルであれば、前記各校正用コイルを前記 2つの物体に直接取り付ける際に、前記各校正用コイルはより確実に固定され、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置精度をさらに向上させることができる。さらに、前記 1軸コイルは自然な運動を妨げな、ように配置することも可能である。

[0029] さらに、前記生体内 3次元運動測定装置は、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの間の電磁結合の組み合わせを切り換えると共に、前記各校正用コイルと前記各磁気発生器又は前記各磁界センサとの間の電磁結合の組み合わせを切り換える電磁結合切換手段と、前記電磁結合切換手段に対して、前記各磁気発生器と前記各磁界センサと前記各校正用コイルとを電気的に接続する同軸ケーブルと、をさらに有することが好ましい。

[0030] 前記電磁結合切換手段によって、前記各校正用コイルのうち、 1つの校正用コイルを選択し、前記各磁気発生器又は前記各磁界センサのうち、 1つの磁気発生器又は磁界センサを選択する。次いで、前記電磁結合切換手段を介して、校正用の交流電源力前記 1つの校正用コイルに校正用入力信号を供給する。これにより、前記 1つの校正用コイル力校正用磁界が発生し、前記 1つの校正用コイルと、選択された前記 1つの磁気発生器又は磁界センサとの間で電磁結合が発生する。前記 1つの磁気発生器又は磁界センサでは、電磁誘導作用によって前記電気信号が出力される。前記電気信号は、前記同軸ケーブルを介して前記電磁結合切換手段に伝送し、さらに前記電磁結合切換手段から前記信号処理手段に伝送される。 [0031] ここで、前記信号処理手段として、例えば、ネットワークアナライザを使用し、前記ネットワークアナライザにおいて前記校正用入力信号と前記電気信号とを計測することによって、生体内 3次元運動測定装置のゲイン (前記校正用入力信号と前記電気信号との比）や位相を計測することも可能である。この場合には、前記ゲインの計測結果より、生体内の前記 2つの物体が相対的な運動を行う際における、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置に関する測定分解能を評価することができる。

[0032] また、前記電磁結合切換手段を用いることによって、前記電磁結合の組み合わせを電気的に制御することが可能である。この場合、前記切換手段は、同軸リレー、半導体スィッチ等により構成し、前記同軸ケーブルと前記電磁結合切換手段とを略同一の特性インピーダンス (例えば、 50[ Ω ])で整合する。これにより、高い周波数まで動作可能な生体内 3次元運動測定装置を実現することができると共に、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置精度をさらに向上させることができる。

[0033] また、前記同軸ケーブルについても、前記 2つの物体の相対的な運動の妨げとならな、ように、できるだけ直径の小さな同軸ケーブルを用いることが好まし!/、。

[0034] 上述したように、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサが取り付けられる、生体内で相対的に運動する前記 2つの物体は、上顎と一体的に運動する部分、下顎と一体的に運動する部分、舌及び口腔内に装着された義歯のうち少なくとも 2つの組み合わせであり、磁気式のため、被測定者の口腔内等の狭く光学的に隠蔽された箇所にも、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサを取り付けることが可能である。そして、運動の妨げとならないように、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサを平面状コイルにすると共に、同軸ケーブルについても直径の小さな同軸ケーブルにする。その際、前記各磁気発生器はマーカコイルとして機能するので、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置及び方向を、生体内 3次元運動測定装置で計測することができる。これにより、 100 [； z m]以下の位置精度で 6自由度の顎運動計測が可能となるため、例えば、歯科において顎運動の精密計測が必要な顎関節症患者等に対してこの生体内 3次元運動測定装置を用いることにより、より正確で信頼性の高い測定を行うことが可能となる。

[0035] また、被測定者の口腔内には、前記各磁気発生器及び前記同軸ケーブルが挿入されるのみなので、前記被測定者の負担が軽減される。特に、小児や高齢者に対する負担は大きく減少する。

[0036] さらに、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサは共に口腔内に挿入されているので、生体内 3次元運動測定装置の小型化と低コスト化とを図ることができる。そのため、この生体内 3次元運動測定装置を、例えば、歯科医院に導入することが容易となり、歯科医療全体のレベル向上を図ることができる。

[0037] また、前記各磁気発生器及び前記同軸ケーブルを各患者の顎運動測定ごとに交換するようにすれば、より衛生的な生体内 3次元運動測定装置となる。

[0038] また、本発明の生体内 3次元運動測定方法は、生体内の少なくとも 2つの物体の相対的な運動を計測する生体内 3次元運動測定方法において、前記 2つの物体のうち、一方の物体に複数の磁気発生器を取り付け、他方の物体に複数の磁界センサを取り付けて、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの一対の組み合わせの個数の合計を少なくとも 5つとする取付過程と、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとに対して非接触状態で複数の校正用コイルを前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの近傍に配置し、前記各校正用コイルから発生する校正用磁界を、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサで検出して、前記 2つの物体が相対的な運動を行つて!、な!/、ときの前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの初期位置及び初期方向を計測する校正過程と、前記各校正用コイルを取り除いた後に、電磁結合切換手段を用いて、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの間の電磁結合の組み合わせを切り換えながら、前記各磁気発生器の 1つの磁気発生器から発生する計測用磁界を、前記各磁界センサの 1つの磁界センサで検出する検出過程と、前記各磁界センサにより検出した磁界から、前記各磁界センサに対する前記各磁気発生器の相対的な位置及び方向を求め、前記 2つの物体の相対的な運動を算出する信号処理過程とを有し、前記 2つの物体は、上顎と一体的に運動する部分、下顎と一体的に運動する部分、舌及び口腔内に装着された義歯のうち少なくとも 2つの組み合わせであることを特徴とする。

図面の簡単な説明

[0039] [図 1]図 1は、本実施の形態の 3次元顎運動測定装置の模式的な構成図である。 [図 2]図 2は、図 1の平面状コイルを示す斜視図である。

[図 3]図 3は、図 1の磁気発生器及び磁界センサを示す拡大斜視図である。

[図 4]図 4は、図 3の磁気発生器と磁界センサとの間の電磁結合を示す説明図である

[図 5]図 5は、図 1に示す 3次元顎運動測定装置において、被測定者の近傍に校正用コイル装置を配置したことを示す模式的な構成図である。

[図 6]図 6は、図 5の校正用コイル装置を示す拡大斜視図である。

[図 7]図 7は、図 1の 3次元顎運動測定装置での顎運動測定を説明するフローチヤ一トである。

[図 8]図 8は、校正用コイル装置と磁気発生器と磁界センサとの位置及び方向を示す説明図である。

[図 9]図 9は、図 8の校正用コイル装置の座標系（絶対座標系）及び回転角を示す説明図である。

[図 10]図 10は、校正用コイル装置の平面状コイルと磁界センサとの位置及び方向を示す説明図である。

[図 11]図 11は、図 10の磁界センサの座標系（上顎座標系）を示す説明図である。

[図 12]図 12は、校正用コイル装置の平面状コイルと磁気発生器との位置及び方向を示す説明図である。

[図 13]図 13は、図 12の磁気発生器の座標系（下顎座標系）を示す説明図である。

[図 14]図 14は、図 5の 3次元顎運動測定装置において、ゲインの周波数特性を示す特性図である。

[図 15]図 15は、上顎に対して下顎を開いた際におけるゲインの変化を示す特性図である。

[図 16]図 16は、図 15の測定結果より得られた磁界センサの位置分解能を示す特性図である。

[図 17]図 17は、従来技術の顎運動測定装置を示す構成図である。

発明を実施するための最良の形態

図 1は、この発明の一実施の形態の 3次元顎運動測定装置 10の構成を概略的に示している。

[0041] 図 2は、図 1の 3次元顎運動測定装置 10を構成する磁気発生器 12及び磁界センサ 14を示す斜視図であり、図 3は、図 2の磁気発生器 12及び磁界センサ 14を被測定者 16の所定位置に貼り付けた状況を示す斜視図であり、図 4は、図 2の磁気発生器 12及び磁界センサ 14の等価回路図である。

[0042] 図 1〜図 4に示すように、 3次元顎運動測定装置 10は、基本的には、図示しない接着剤等により被測定者 16の所定位置に取り付けられる複数の磁気発生器 12 (図 1 では、 i= l、 2)と、図示しない接着剤等により被測定者 16の所定位置に取り付けられる複数の磁界センサ 14 (図 1では、 j = l〜3)と、電磁結合切換部 18と、この電磁結合切換部 18に接続されるネットワークアナライザ 20と、このネットワークアナライザ 20に接続される信号処理手段としてのパーソナルコンピュータ (PC)本体 26とを有する。

[0043] 磁気発生器 12と、この磁気発生器 12から発生する磁界 (磁束)を検出する磁界センサ 14とは、図 2に示すように、エポキシ等の絶縁材料力もなる基板 28上に、例えば、スクリーン印刷技術によってパターン印刷されたスパイラル形状の平面状コイル 30 と、この平面状コイル 30の外周端部に設けられた電極パッド 32a及び平面状コイル 3 0からのリード 35に接続される電極パッド 32a間に配置されたコンデンサ 37とを有する。

[0044] ここで、コンデンサ 37は、図 2及び図 4に示すように、平面状コイル 30に対して並列に接続されている力この平面状コイル 30に対して直列に接続されていても構わない（図示せず)。

[0045] そして、図 2の電極パッド 32aはリード 40を介して同軸ケーブル 38の心線 38aに接続される一方、電極パッド 32bはリード 42を介して同軸ケーブル 38のシールド線 38b に接続されている。

[0046] そして、磁気発生器 12は、図 3に示すように、平面状コイル 30が形成されていない基板 28表面（図 2では基板 28底面）に図示しない接着剤を塗布して、前記接着剤を介して下顎 24の下顎歯 44に固定保持される。

[0047] 本実施の形態では、磁気発生器 12は、被測定者 16の口腔内に配置することを考慮して、平面状コイル 30の直径を 10 [mm]程度、巻き数を 20ターン程度、平面状コィル 30の卷線の幅を 0. 1 [mm]程度及び前記卷線の配置間隔を 0. 1 [mm]程度としている。

[0048] ここで、各同軸ケーブル 38は、予備実験の結果より、略同一の長さに設定し、且つ電磁結合切換部 18のインピーダンスと略同一のインピーダンスとすればよいことが確認されている。また、各同軸ケーブル 38は、通過する電気信号が 10MHzまでであれば、電磁結合切換部 18において反射が発生しないことが確認されている。さらに、各シールド線 38bについても、アースを共通にすればコモンモードノイズを除去可能であることも確認されている。さらにまた、各シールド線 38bによる磁気発生器 12からの磁界の変動を抑制するために、直径 1. 2 [mm]程度の極細の同軸ケーブルを同軸ケーブル 38として用い、シールド線 38bの表面積をできる限り小さくすることが望ましいことも確認されている。

[0049] また、磁界センサ 14は、上述した磁気発生器 12と同様の構成を有しており、平面状コイル 30が形成されて、な、基板 28表面に図示しな、接着剤を塗布して、前記接着剤を介して上顎 22の上顎歯 46に固定保持される。この場合、同軸ケーブル 38 は、図 1に示す電磁結合切換部 18に接続する。

[0050] ここで、磁束を発生させる磁気発生器 12と、前記磁束を検出する磁界センサ 14との組み合わせを予め電磁結合切換部 18に選択した状態で、ネットワークアナライザ 20から計測用電気信号 (入力電流）を電磁結合切換部 18及び同軸ケーブル 38を介して選択された磁気発生器 12に供給すると、図 3及び図 4に示すように、この磁気発生器 12の平面状コイル 30から磁束（図 3及び図 4に示す矢印付きの実線）が発生し、選択された磁界センサ 14の平面状コイル 30に鎖交する。

[0051] この場合、磁界センサ 14の平面状コイル 30には、電磁誘導によって検出用電気信号（出力電流）が生成され、前記出力電流は、同軸ケーブル 38及び電磁結合切換部 18を介してネットワークアナライザ 20に出力される。

[0052] なお、上述したように、磁気発生器 12と磁界センサ 14とは同様の構成を有しているので、上顎歯 46に固定保持されている磁界センサ 14を磁気発生器として使用し、下顎歯 44に固定保持されている磁気発生器 12を磁界センサとして使用できることは勿論である。

[0053] 電磁結合切換部 18は、磁束を発生させる磁気発生器 12_;と、前記磁束を検出する磁界センサ 14との組み合わせを選択するスィッチであり、同軸リレー、半導体スイツチ等のスイッチング装置により構成することが好ましぐ反射を考慮して同軸ケーブル

38と略同一の特性インピーダンス (例えば、 50[ Ω ] )で整合することが好ましい。

[0054] ネットワークアナライザ 20は、計測用電気信号 (入力電流)を磁気発生器 12に供給し、磁界センサ 14力も検出用電気信号（出力電流)を受信する装置であり、前記入力電流と前記出力電流とから、磁気発生器 12と磁界センサ 14との電磁結合に基づくゲインや位相を計測することができる。

[0055] 図 1に示すように、 PC本体 26は、前記入力電流及び前記出力電流に基づいて磁界センサ 14に対する各磁気発生器 12の位置及び方向を求め、求めた各磁気発生器 12の位置及び方向と、剛体である下顎（下顎骨） 24の形状に基づき、上顎 22に対する下顎 24の 3次元運動をリアルタイムに算出する信号処理手段である。

[0056] ここで、 PC本体 26は、キーボードやマウス等の入力装置 32と、 CRTディスプレイ等のモニタディスプレイ 34と、プリンタ 36とにそれぞれ接続され、ネットワークアナライザ 20の測定結果に基づいて、上顎 22と下顎 24との相対的な運動を算出して、上顎 22 に対する下顎 24の任意の位置や方向を求める装置である。

[0057] 3次元顎運動測定装置 10は、図 5に示すように、上顎 22及び下顎 24の相対的な運動を行う前における磁気発生器 12及び磁界センサ 1^の初期位置を測定するための校正用コイル装置 50をさらに有する。

[0058] 校正用コイル装置 50では、図 5及び図 6に示すように、エポキシ等の絶縁材料からなる基板 52表面の略全面に形成された電極パターン 54の一部を剥離して複数の絶縁領域 56を確保し、各絶縁領域 56に、例えば、スクリーン印刷技術によってパターン印刷されたスパイラル形状の平面状コイル 58 (図 5では k= 1〜6)が形成されてい

k

る。この平面状コイル 58の外周端部と電極パターン 54との間にはコンデンサ 60が

k

接続され、平面状コイル 58はリード 64を介して同軸ケーブル 62の心線 62aに接続

k

される一方、電極パターン 54はリード 66を介して同軸ケーブル 62のシールド線 62b に接続されている。 [0059] ここで、コンデンサ 60は、図 6に示すように、平面状コイル 58に対して並列に接続

k

されている力この平面状コイル 58に対して直列に接続されていても構わない（図示

k

せず)。

[0060] そして、校正用コイル装置 50は、図 5に示すように、磁気発生器 12及び磁界センサ 14と非接触の状態で磁気発生器 12及び磁界センサ 14の近傍位置に配置され、各平面状コイル 58は同軸ケーブル 62を介して電磁結合切換部 18に接続される。

k

[0061] 本実施の形態では、各平面状コイル 58の直径を 10 [mm]程度、巻き数を 10ター

k

ン程度、平面状コイル 58の卷線の幅を 0. 2[mm]程度及び前記卷線の配置間隔を

k

0. 2[mm]程度に設定し、さらに各平面状コイル 58を 20 [mm]間隔で互い違いに

k

基板 52表面に形成している。また、同軸ケーブル 62は、同軸ケーブル 38と同様の構成を有する一方、各シールド線 62bに接続された電極パターン 54は、各平面状コィル 58に対する共通のアース電極として機能する。

k

[0062] ここで、校正用磁束を発生させる平面状コイル 58と、前記校正用磁束を検出する

k

磁気発生器 12又は磁界センサ 14との組み合わせを予め電磁結合切換部 18に選択した状態で、ネットワークアナライザ 20から校正用電気信号 (校正用入力電流)を電磁結合切換部 18及び同軸ケーブル 62を介して選択された磁気発生器 12又は磁界センサ 14に供給すると、この平面状コイル 58力も校正用磁束（図 5に示す矢印付

j k

きの実線)が発生し、選択された磁気発生器 12又は磁界センサ 14の平面状コイル 3 0 (図 2参照）に鎖交する。

[0063] この場合、磁気発生器 12又は磁界センサ 14の平面状コイル 30には、電磁誘導によって検出用電気信号 (校正用出力電流）が生成され、前記校正用出力電流は、同軸ケーブル 38及び電磁結合切換部 18を介してネットワークアナライザ 20に出力される。

[0064] また、図 1に示すように、 3次元顎運動測定装置 10は、図示しない測定者等が手に持って任意に移動させることの自由な、内部に磁気マーカ 72を有するポインタ 70を有している。

[0065] このポインタ 70は、磁石あるいは磁気発生器である磁気マーカ 72が内蔵されると共に、略円錐状の尖った先端部 74を有する鉛筆状の棒体である。ポインタ 70〖こ内蔵される磁気マーカ 72以外の部分の材質は、榭脂等の非磁性体且つ非導電体とされている。

[0066] PC本体 26は、ネットワークアナライザ 20から出力される各信号を処理する信号処理手段として機能し、この信号処理手段は、予め記録されているアプリケーションプログラムに基づき、後述するように、最尤度法等の繰り返し計算を利用して、磁気発生器 12及び磁界センサ 14の位置をリアルタイムに算出すると共に、さらには、必要なときに、内部に磁気マーカ 72を有する移動自由なポインタ 70の先端の接触部位の位置を算出する。また、前記信号処理手段は、ポインタ 70の先端の接触部位の位置を、磁気発生器 12又は磁界センサ 14を基準とする相対位置として記憶し登録し (上顎 22及び下顎 24の特徴点のマーキング処理）、必要なときに読み出す処理も行うことがでさる。

[0067] このようにして、磁気発生器 12等の 3次元位置が測定された場合、 PC本体 26は、測定した磁気発生器 12等の位置を図示しな、RAM及びノヽードディスクに記憶すると共に、これらの位置に基づき、モニタディスプレイ 34上に、被測定者 16に対応する人物の顎運動画像を動画としてリアルタイムに表示する。

[0068] 本実施の形態の 3次元顎運動測定装置 10は、基本的には以上のように構成され、且つ動作するものであり、次に、図 7〜図 16を参照しながらその動作をさらに詳細に説明する。

[0069] 先ず、ステップ S1において、磁気発生器 12 (1= 1, 2) (図 1及び図 5参照）と磁界センサ 14 (j = l〜3)とを、被測定者 16の口腔内の所定位置に配置する一方、校正用コイル装置 50を磁気発生器 12及び磁界センサ 14の近傍に配置する。

[0070] この場合、平面状コイル 30 (図 2参照）の形成面とは反対側の表面に図示しない接着剤を塗布してから、前記接着剤を介して被測定者 16の歯冠表面に各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14をそれぞれ貼り付ける。

[0071] 図 1及び図 5では、磁気発生器 12_;を下顎 24の中切歯あるいは側切歯に貼り付け、磁界センサ 14を上顎 22の中切歯あるいは側切歯に貼り付けた一例を示しているが、口腔内における磁気発生器 12_;及び磁界センサ 14の貼り付け箇所は、上述した一例に限定されるものではない。例えば、磁気発生器 12を上顎 22に配置し、磁界センサ 14jを下顎 24に各々配置しても構わない。また、磁気発生器 12_;及び磁界センサ 1 4の取り付け箇所は、前述した上顎歯 46及び下顎歯 44ば力りでなぐ上顎歯 46、下顎歯 44、舌及び口腔内に装着された義歯のうち少なくとも 2つの組み合わせでよいことは勿論である。

[0072] そして、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 1 を、同軸ケーブル 38を介して電磁結合切換部 18に各々接続する。

[0073] 一方、校正用コイル装置 50は、磁気発生器 12及び磁界センサ 14と非接触に配置する。この場合、校正用コイル装置 50は、被測定者 16から離間して配置されている力被測定者 16の口腔外であれば、例えば、頭部、額部、頰部に配置しても構わない。

[0074] 次、で、上下顎の特徴点のマーキング処理を行う（ステップ S 2)。

[0075] ここで、上下顎の特徴点のマーキング処理とは、上顎 22あるいは下顎 24の表面上の任意点、例えば、下顎 24でいえば、下顎左右第一大臼歯中心窩の点や左右下顎頭近傍の点等の特徴点を、下顎 24の所定位置に取り付けられた磁気発生器 12の平面状コイル 30に対する相対座標として設定する処理である。

[0076] さらに詳しく説明すると、上顎 22及び下顎 24の特徴点のマーキング処理とは、上顎 22の所定位置に取り付けられた磁界センサ 14の平面状コイル 30の位置に対する上顎 22の任意点の相対位置 (相対的 3次元位置)と、下顎 24の所定位置に取り付けられた磁気発生器 12の平面状コイル 30の位置に対する下顎 24の任意点の相対位置 (相対的 3次元位置)とを、 PC本体 26に認識させ、且つ登録 (記憶)する処理である。

[0077] 上述した処理にぉ、ては、例えば、下顎 24の任意点（所望点、特徴点、あるヽは代表点）を設定するために、測定者等は、図示しないポインタホルダ力もポインタ 70 (図 1参照）を取り外し、ポインタ 70の先端部 74を、下顎歯列中の所定位置、例えば、第 1大臼歯の咬合面中心窩に接触させる。

[0078] これにより、磁気マーカ 72によって発生する磁束力磁気発生器 12の平面状コィル 30に鎖交し、これらの平面状コイル 30では電磁誘導によって電気信号 (誘導電圧 )が発生する。この電気信号は、同軸ケーブル 38を介して電磁結合切換部 18に出力され、電磁結合切換部 18では、各平面状コイル 30に接続される同軸ケーブル 38 を順次選択して、各電気信号をネットワークアナライザ 20を介して PC本体 26に出力する。

[0079] そのため、 PC本体 26では、得られた各電気信号に基づ!/、て、平面状コイル 30の位置を基準とする第 1大臼歯の咬合面中心窩に対する 3次元座標位置及び方向を、平面状コイル 30の出力により後述する最尤度法等により求めることができる。

[0080] 実際上、ポインタ 70の先端部 74を被測定者 16の第 1大臼歯の咬合面中心窩に接触させているとき、入力装置 32により、モニタディスプレイ 34上の表示に従い、所定の箇所、例えば、モニタディスプレイ 34の画面における「磁気マーカ付きポインタの接触中」と表示されている箇所をクリックする。これにより、平面状コイル 30で検出される磁束から、ポインタ 70内部の磁気マーカ 72の位置が求められ、さらにポインタ 7 0の先端部 74の位置が求められる。この場合、先端部 74の位置が、第 1大臼歯の咬合面中心窩の位置である。

[0081] このようにして、左右の両第 1大臼歯の咬合面中心窩の相対位置が求められ、これらの相対位置は、 PC本体 26のハードディスクに記憶且つ登録される。同様な手順で、下顎 24のその他の特徴点、例えば、左右下顎頭近傍の点等の数点をマーキングし、平面状コイル 30の位置に対する相対位置を記憶して登録しておくことにより、下顎 24の運動に伴う磁気発生器 12の移動と同時に、マーキングした数点の運動も測定することができる。

[0082] これにより、 X線 CTや光学的手段によらず、上顎 22及び下顎 24の任意点の位置を簡便に測定することができる。そのため、被測定者 16に X線を照射させることなく測定を行うことができる上に、光学的手段による位置検出方法のような大きな機械的構造物を被測定者 16の口腔内に挿入することを回避することができる。

[0083] また、被測定者 16が、下顎 24の任意点 (特徴点、例えば下顎左右第一大臼歯中心窩の点や左右下顎頭近傍の点）のマーキング中に、頭部や顎部を動力しても、動力した後の測定結果に基づいて前記任意点の相対的位置を求めることができるので、正確なマーキング処理を行うことが可能である。

[0084] また、ポインタ 70による下顎 24の任意点のマーキング (相対位置把握)では、ボインタ 70の先端部 74を所望点に接触させることによりその任意点を所望点として座標位置を記憶して登録するため、被測定者 16の表面に出ている点のみし力座標位置を登録することができない。

[0085] しかし、実際には、被測定者 16の内部の点の運動を計測する必要もあり、そのような場合には、その位置を PC本体 26により算出した上で登録することも可能である。例えば、左右下顎頭の近傍の点（耳珠のやや前方)を皮膚の上力ポインタ 70で指し示し、ポインタ 70で指示し記憶した左右の点を結んだ直線に対し、内側へそれぞれ、例えば 20[mm]動力した点を PC本体 26により算出することで、その点 (左右顆頭点に対応する。）を登録することが可能である。

[0086] 下顎 24形状の特徴点の相対位置の登録処理が終了した場合、測定者等はポインタ 70を図示しな!、ポインタホルダに返却する。

[0087] 次に、ステップ S3では、校正用コイル装置 50の平面状コイル 58から発生する磁束 k

を磁気発生器 12及び磁界センサ 14の平面状コイル 30で測定し、測定結果から磁気発生器 12及び磁界センサ 14の初期位置及び初期方向を算出する。ここで、磁気発生器 12及び磁界センサ 14の初期位置及び初期方向とは、上顎 22に対して下顎 24が相対的運動を行っておらず、図 5に示すように、下顎 24が上顎 22に対して開いていない状態における磁気発生器 12及び磁界センサ 14の位置及び方向である。

[0088] 前記初期位置及び初期方向の算出方法の説明に先立ち、平面状コイル 58力の k 磁束を磁気発生器 12及び磁界センサ 14の平面状コイル 30で測定する方法について説明する。

[0089] 先ず、電磁結合切換部 18により、ネットワークアナライザ 20からの校正用電気信号

(入力電流）を流す平面状コイル 58と、平面状コイル 58によって発生する磁束を検 k k

出する平面状コイル 30とを選択する。そして、ネットワークアナライザ 20から電磁結合切換部 18を介して選択された平面状コイル 58に交流電流を流す。

k

[0090] ここで、前記交流電流は、同軸ケーブル 38、 62のインピーダンスを考慮して、 10 [ MHz]までの周波数を有する交流電流であることが好ましぐここでは 1 [MHz]〜2 [ MHz]程度の高周波の交流電流を用いて、る。

[0091] この場合、平面状コイル 58のうち、例えば、平面状コイル 58に前述した交流電流を流すと、前記交流電流によって交流磁束である校正用磁束が発生し、前記校正用磁束は、被測定者 16の口腔内に配置された磁気発生器 12及び磁界センサ 14の平面状コイル 30に鎖交する。これらの平面状コイル 30では、電磁誘導によって検出電気信号 (誘導電圧）が発生し、これにより、誘導電流は、同軸ケーブル 38を介して電磁結合切換部 18に流れる。

[0092] 電磁結合切換部 18では、予め選択した平面状コイル 30からの検出電気信号 (誘導電流）をネットワークアナライザ 20に出力する。ネットワークアナライザ 20では、前記校正用電気信号及び前記検出電気信号の振幅及び位相から、平面状コイル 58 k と平面状コイル 30との間の電磁結合におけるゲインや位相を求め、得られたゲインや位相を PC本体 26に出力する。

[0093] 電磁結合切換部 18は、平面状コイル 58及び平面状コイル 30の組み合わせを変 k

更することにより、上述した電磁結合の組み合わせを切り換えることができる。

[0094] 図 1及び図 5では、校正用コイル装置 50に 5個の平面状コイル 58〜58が配置さ

1 5 れる一方、被測定者 16の口腔内に合計 5個の平面状コイル 30が配置されている。そのため、平面状コイル 58力発生する校正用磁束は、磁気発生器 12、 12及び磁

1 1 2 界センサ 14、 14、 14の合計 5つの平面状コイル 30に鎖交する。従って、 1つの平

1 2 3

面状コイル 58に対する電磁結合の組み合わせは 5通りとなる。なお、磁気発生器 12

1

は、平面状コイル 58力の校正用磁束に対しては磁界センサとして機能するので、 i k

磁気発生器 12についても、後述する絶対座標系で初期位置及び方向を求めることが可能である。

[0095] さらに、電磁結合切換部 18によって平面状コイル 58〜58を切り換えて選択すると

1 5

、合計で 25通りの電磁結合の組み合わせを実現することができる。従って、 25通りの電磁結合についての測定結果力ネットワークアナライザ 20から PC本体 26に出力されること〖こなる。

[0096] そこで、 PC本体 26では、このようにして得られた測定結果より、各磁気発生器 12 及び各磁界センサ 14について、それらの初期位置及び初期方向の算出を絶対座標系を用いて行う。

[0097] ここで、前記絶対座標系の原点は、どの位置でもよいが、図 8では、簡単のために、校正用コイル装置 50の平面状コイル 58におけるスパイラル部分（図 6参照）の中心

3

点を絶対座標系 X Y Zの原点とした場合について示し、以下同様とする。ここで、絶

0 0 0

対座標系 X Y Zの X軸及び Z軸は、平面状コイル 58 (図 6参照）の表面に沿った座

0 0 0 0 0 3

標軸であり、 Y軸は、平面状コイル 58に直交する方向の座標軸である。

0 3

[0098] このステップ S3における磁気発生器 12及び磁界センサ 14の初期位置及び初期方向の算出は、先ず、図 9に示すように、磁気発生器 12及び磁界センサ 14のうちの 1つの平面状コイル 30 (図 8では磁界センサ 14の平面状コイル)から、各平面状コィ

1

ル 58までの位置ベクトル p〜pを求める。

k 1 6

[0099] ここで、平面状コイル 30の位置及び方向角（姿勢角、回転角）に関するパラメータを、図 9に示す 5自由度情報 (X, y, z, θ , φ )で表して、各ベクトル p〜pをベクトル

1 6 p〜p x， y， ζ， Θ， φ)とする。

1 6

[0100] この場合、平面状コイル 30で検出される各平面状コイル 58力ゝらの測定磁束 B と、 k mk 磁気モーメントが既知である各平面状コイル 58の各双極子による平面状コイル 30か k

らの磁束密度の計算値を計算磁束 B とするとき、測定磁束 B と計算磁束 B とから、 ck mk ck 次の（1)式により最尤度法等により、ベクトル p (X, y, z, θ , φ)〜ρ (χ, y, ζ, θ ,

1 6

φ)の各パラメータを求める。ただし、（1)式で kとは、平面状コイル 58の個数を示し k

、 k=l〜6である。なお、ここでは、簡単のために、ベクトルを示す表記 (矢印の符号）を省略し、以下同様とする。

[0101] ∑ (B B )² = 0又は極小値 …ひ）

mk ck

この（1)式の最小自乗法による最尤度法で、各平面状コイル 30の初期位置及び初期方向を求める計算を詳しく説明する。

[0102] まず、上記（1)式を、以下の（2)式の評価関数 S(p)と置く。

[0103] S(p)=S(p〜p ) =∑ (B —B )² = 0

1 6 mk ck

又は最小値 ·'·（2)

ただし、（2)式において、各値は以下の通りである。

[0104] Β =(ΐ/4π μ) X

ck

[∑{(-M/p ³) + (3(Μ ·ρ)ρ/ρ ⁵)}]

(3) (M ·r)と（M ）における「·」はベクトルの内積

k k k k

ベクトル p：各平面状コイル 58と平面状コイル 30との間の位置ベクトル

k k

ベクトル M：各平面状コイル 58における磁気モーメント（既知）

k k

上記のように定義される（2)式において、評価関数 S(p)が、ベクトル p = qにおいて極小値をとれば、 mを後述するパラメータの数として下記 (4)式が成立する。

[0105] (3S(p)/3p)

i I =0(i=l, 2〜m) ·'·(4)

p=q

上記（2)式を、この（4)式に代入して展開すれば、∑の範囲を n=l〜mとして、次の（5)式が得られる。

[0106] ∑ ( d ²S/ dp dp) Δρ = - ( 3²S/ d p ) , (i=l, 2,〜m)

… ）

この（5)式は、 m行 n列の行列式による連立方程式であり、これを解いてベクトル Δ pを求め、ベクトル p^(k+1)=ベクトル p^k+ベクトル Δρから最適解であるベクトル qを求めることがでさる。

[0107] なお、磁界 B 、B の距離による一階微分値を求め、この一階微分値と測定磁界 B mk ck

のみに対して最尤度法を適用することで、磁界が距離の 3乗に比例することを考慮 mi

すると、精度を向上させることができる。

[0108] 上述した初期位置及び初期方向の算出は、磁界センサ 14の平面状コイル 30につ

1

いてであつたが、他の平面状コイル 30についても、測定磁界 B を用いることで、その mk

初期位置及び初期方向を算出することができる。

[0109] このようにしても、（1)式の演算が収束しな力つた場合、あるいは収束した場合においても、パラメータの解が前後の軌跡力も不自然な場合には、その点における解を除いて、演算を繰り返せばよい。

[0110] 次いで、ステップ S4では、ステップ S3で算出された絶対座標系 X Y Z (図 8〜図 1

0 0 0

0参照)で表された各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の初期位置及び初期方向を、図 8及び図 10〜図 12に示す上顎 22の座標系（上顎座標系） XYZと、図 8、図 10、図 12及び図 13で示す下顎 24の座標系（下顎座標系） XYZとで表現する。

b b b

[0111] 上顎座標系 XYZの原点は、上顎 22のどの位置に設定してもよいが、図 8では、 s s s

簡単のために、上顎座標系 XYZが磁界センサ 14の中心位置（図 2の平面状コィ s s s 2 ル 30を構成するスパイラル部分の中心点）を原点として設定されている場合を示す。ここで、上顎座標系 X Y Zの X軸及び Z軸は、平面状コイル 30の表面に沿った座標軸であり、 Y軸は、平面状コイル 30に直交する方向の座標軸である。

[0112] また、下顎座標系 X Y Zの原点は、下顎 24のどの位置に設定してもよいが、図 8で

b b b

は、下顎座標系 X Y Zが磁気発生器 12の中心位置（図 2の平面状コイル 30を構成

b b b 1

するスパイラル部分の中心点）を原点として設定されている場合を示す。ここで、下顎座標系 X Y Zの X軸及び Z軸は、平面状コイル 30の表面に沿った座標軸であり、 Y

b b b b b

軸は、平面状コイル 30に直交する方向の座標軸である。

b

[0113] ここで、上顎座標系 X Y Zにおける任意点の位置ベクトル P (j = l〜3)について、絶対座標系 X Y Zでは位置ベクトル P として表現されて!/、れば、この位置ベクトル P

0 0 0 jsO

は、絶対座標系 X Y Zに対する上顎座標系 X Y Zの位置ベクトル P と、絶対座標 js 0 0 0 s s s s0

系 X Y Zから上顎座標系 X Y Zへの座標変換行列（回転行列) Rとにより、下記の（

0 0 0 s s s s

6)式で表される。

[0114] P =R (P P ) ー(6)

js s jsO s0

なお、図 9では、磁界センサ 141の位置力上顎座標系 X Y Zでは位置ベクトル P

s s s Is で表され、絶対座標系 X Y Zでは位置ベクトル P で表された場合にっヽて示す。

0 0 0 IsO

[0115] ここで、回転行列 Rは、図 9に示す軸 X軸、 Y軸及び Z軸に対する回転角を α、 β

s 0 0 0

及び γとすれば、下記の（7)式で表される。

[0116] [数 1] cosy - siny 0 1 0 0 cosp 0 - sin p'

Rs siny cosy 0 0 cos a - sin a 0 1 0

0 0 1 0 sin a cos a -βΐηβ 0 cosP

( 7 )

[0117] また、図 10に示すように、磁界センサ 14に直交し且つ軸 Yに平行な単位ベクトル

2

について、絶対座標系 X Y Zでは dで表されている場合、この単位ベクトルを上顎

0 0 0 s0

座標系 X Y Zの単位ベクトル d (図 10及び図 11参照）に変換すれば、下記の（8)式で表される。 [0118] d =R d - -- (8)

s s sO

一方、下顎座標系 X Y Zにおける任意点の位置ベクトル P (i= l、 2)について、

b b b ib

図 8及び図 12に示す絶対座標系 x Y zでは位置ベクトル p として表現されていれ

0 0 0 ibO

ば、この位置ベクトル Pは、絶対座標系 X Y Zに対する下顎座標系 X Y Zの位置

ib 0 0 0 b b b ベクトル P と、絶対座標系 X Y Zから下顎座標系 X Y Zへの座標変換行列（回転

b0 0 0 0 b b b

行列) Rとにより、下記の（9)式で表される。

b

[0119] P =R (P P ) · '· (9)

ib b ibO bO

ここで、回転行列 Rは、上記の（7)式と同様に表される。

b

[0120] また、図 12及び図 13に示すように、磁気発生器 12に直交し且つ軸 Yに平行な単

1 b

位ベクトルについて、絶対座標系 X Y Zでは d で表されている場合、この単位べクト

0 0 0 b0

ルを上顎座標系 X Y Zの単位ベクトル dに変換すれば、下記の（10)式で表される。

b b b b

[0121] d =R d · '· (10)

b b bO

ここで、回転行列 Rを求めるには、上顎座標系 X Y Zの単位ベクトル dが Y軸に平行であり、且つベクトル Pを図示しない X Z平面に投影した際に、投影したベクトルがベクトル Pの X方向成分と平行であるという条件の下で、ステップ S3で算出された各平面状コイル 30の初期位置及び初期方向を用いて、（6)式についての非線形の連立方程式を構築し、この連立方程式について、例えば、ニュートン法による反復計算を実行することにより求めることができる。

[0122] 回転行列 Rにつ!/、ても、下顎座標系 X Y Zの単位ベクトル dが Y軸に平行であり

b b b b b b

、且つベクトル Pを図示しない X Z平面に投影した際に、投影したベクトルがべタト

ib b b

ル Pの X方向成分と平行であるという条件の下で、ステップ S3で算出された各平面 ib b

状コイル 30の初期位置及び初期方向を用いて、（6)式についての非線形の連立方程式を構築し、この連立方程式について、例えば、ニュートン法による反復計算を実行することにより求めることができる。

[0123] 次に、このようにして求められた回転行列 R、 Rより、上顎座標系 X Y Zから下顎座

s b s s s

標系 X Y Zに座標変換を行うための座標変換行列（回転行列) Rを下記の（11)式 b b b bs により求める。

[0124] R =R R— ¹ —（11) ここで、 R— ¹は、回転行列 Rの逆行列である。

s s

[0125] これらの回転行列 R、 R、 Rを用い、さらに（6)式及び（9)式から、校正用コイル装 s b bs

置 50を用いて絶対座標系 X Y Zで測定された各平面状コイル 30の初期位置及び

0 0 0

初期方向を、上顎座標系 X Y Z又は下顎座標系 X Y Zで表すことができる。

s s s b b b

[0126] 次いで、ステップ S5において、前記初期位置及び初期方向における磁気発生器 1 2と磁界センサ 14との間の電磁結合に基づいて、各磁気発生器 12の磁気モーメント Mを求める。

[0127] このステップ S5では、電磁結合切換部 18により交流電流を流す各磁気発生器 12 と、磁束を検出する磁界センサ 14とを予め選択した状態で、ネットワークアナライザ 2 0から電磁結合切換部 18を介して磁気発生器 12の平面状コイル 30に交流電流を流し、前記交流電流によって発生する磁束を、選択された磁界センサ 14の平面状コィル 30で誘導電流として検出し、前記誘導電流を電磁結合切換部 18を介してネットワークアナライザ 20に出力する。

[0128] 図 13は、代表的に、磁気発生器 12力ゝらの磁束を磁界センサ 14で検出する場合

2 3

について示している。

[0129] ここで、磁気発生器 12で発生する磁束に対して、磁界センサ 14で磁束密度 B (図

8では、 i= l、 2及び j = l〜3)を検出した場合、磁気発生器 12と磁界センサ 14との間のベクトル rと、上顎座標系 X Y Zで表された磁界センサ 14における法線方向の単位ベクトル dと、磁気発生器 12の磁気モーメント Mとから、磁束密度 Bは、下記の

(12)式で表される。

[0130] B = (ΐ/4 π μ ) X

{ (-M /r ³) + (3 (M -r ) -r /τ ⁵) } -d

i ϋ i ϋ ϋ ϋ j

- (12)

ただし、磁気モーメント M_;は、 M_;= (磁気モーメント M_;の大きさ M_u) · (磁気発生器 1 2の法線方向の単位ベクトル d)である。

[0131] なお、図 8では、磁気発生器 12から発生する磁束に対して、磁界センサ 14で磁

2 3 束密度 B を検出する場合について示している。

23

[0132] (12)式より、磁気モーメント Mの大きさ Mは、下記の（13)式で求められる。 [0133] M =Β /[ (ΐ/4 π μ ) X

ij ϋ

{ ( - d/r ³) + (3 (d -r ) -r /r ⁵) } - d ]

i ϋ i ij ij ij j

•••(13)

実際には、磁束 ^を複数回測定して、これらの測定結果に基づいて、磁気モーメント Mの平均値を算出する。

[0134] 次いで、ステップ S6において、同軸ケーブル 62を電磁結合切換部 18から取り外し

、校正用コイル装置 50及び同軸ケーブル 62を、磁気発生器 12から発生する磁束の影響を及ぼさなヽ場所に移動する。

[0135] 次いで、ステップ S7において、上顎 22に対する下顎 24の運動が行われた際の各磁気発生器 12と各磁界センサ 14との電磁結合の変化に基づいて、上顎 22に対する下顎 24の相対的位置及び姿勢角を求める。

[0136] 先ず、電磁結合切換部 18により、ネットワークアナライザ 20からの測定用電気信号

(入力電流）を流す磁気発生器 12の平面状コイル 30と、この平面状コイル 30によつて発生する磁束を検出する磁界センサ 14の平面状コイル 30とを選択する。そして、ネットワークアナライザ 20から電磁結合切換部 18を介して選択された磁気発生器 12 の平面状コイル 30に交流電流を流す。

[0137] ここで、前記交流電流は、ステップ S3における校正用電気信号の場合と同様に、同軸ケーブル 38のインピーダンスを考慮して、 10 [MHz]までの周波数を有する交流電流であることが好ましぐ一例として、 1 [MHz]〜2 [MHz]程度の高周波の交流電流を用いた。

[0138] この場合、磁気発生器 12の平面状コイル 30のうち、例えば、図 3に示す 1つの平面状コイル 30に前述した交流電流を流すと、前記交流電流によって交流磁束である測定用磁束が発生し、前記測定用磁束は、被測定者 16の口腔内に配置された磁界センサ 14の平面状コイル 30に鎖交する。この平面状コイル 30では、電磁誘導によつて検出電気信号（出力電流）が発生し、この出力電流は、同軸ケーブル 38を介して電磁結合切換部 18に流れる。

[0139] 電磁結合切換部 18では、予め選択した平面状コイル 30からの出力電流をネットヮークアナライザ 20に出力する。ネットワークアナライザ 20では、前記入力電流及び前記出力電流の振幅及び位相から、磁気発生器 12と磁界センサ 14との間の電磁結合におけるゲインや位相を求め、得られたゲインや位相を PC本体 26に出力する。

[0140] ここで、電磁結合切換部 18は、磁気発生器 12と磁界センサ 14との組み合わせを変更することにより、上述した電磁結合の組み合わせを切り換えることができる。図 1 及び図 5では、被測定者 16の口腔内に 2個の磁気発生器 12、 12と 3個の磁界セン

1 2

サ 14、 14、 14とが配置されているので、前記電磁結合の組み合わせは 6通りとな

1 2 3

る。従って、ステップ S7では、 6通りの電磁結合についての測定結果力ネットワークアナライザ 20から PC本体 26に出力されることになる。

[0141] 先ず、磁束を発生する磁気発生器 12と、前記磁束の磁束密度 Bを検出する磁界センサ 14との間の位置ベクトルが r (図 8参照）である場合、磁界センサ 14における j ϋ j 法線方向の単位ベクトル dと、磁気発生器 12の磁気モーメント M_;とから、磁束密度 B は、上述した（12)式で表される。ここで、位置ベクトル rは、上顎座標系 X Y Zと下顎座標系 X Y Zとの間の位置ベクトル P と、上顎座標系 X Y Zで表された任意点の b b bs s s s

位置ベクトル Pと、下顎座標系 X Υ Ζで表された任意点の位置ベクトル Ρと、回転 is b b b ib 行列 R と力ら、下記の（14)式で表される。

[0142] r =P R ^_1P -P - -- (14)

ij b bs ib is

ここで、 R ¹は回転行列 R の逆行列であり、この回転行列 R は、図 11に示す上顎 bs bs bs 座標系 X Y Zの X軸、 Y軸及び Z軸に対する回転角 a、 β及び γより、下記の（1

5)式で表される。

[0143] [数 2] cosy_s - smy_s 0 1 0 0 cosp_s 0 - sin β₅ sin y_s cosy_s 0 0 cos _s - sin _s 0 1 0

0 0 1 0 sin a_c cos ₀ — sinp_s 0 cosp_s

…い 5 )

[0144] また、下顎座標系 X Y Ζで表された磁気発生器 12に直交し且つ Υ軸に平行な単 b b b 1 b

位ベクトル d (図 13参照）についても、回転行列 Rを用いて上顎座標系 X Y Zに座 b bs s s s 標変換を行えば、下記の（16)式で示す単位ベクトル dで表される。 [0145] d =Rd ---(16)

bs b b

この（15)式の回転行列 Rを求め、得られた結果を（14)式及び（16)式に代入して

bs

位置ベクトル P及び単位ベクトル dを求める。

bs bs

[0146] この場合、各磁界センサ 14の平面状コイル 30で検出される各磁気発生器 12の平面状コイル 30からの測定磁束 Bと、磁気モーメントが既知である磁気発生器 12の平面状コイル 30の双極子による磁束密度の計算値を計算磁束 Bとするとき、測定磁束 Bと計算磁束 Bとから、次の（17)式により最尤度法等により、ベクトル rの各パラメ一

1J ci 1J タを求める。

[0147] ∑ (B— B )² = 0又は極小値 … ァ）

次に、上記（17)式を、以下の（18)式の評価関数 S (p)と置く。

[0148] S(p)=S(r ) =∑ (B— B )² = 0

ij ϋ ci

又は最小値ー（18)

ただし、（18)式において、磁束密度 Bは、（ 12)式における Bであり、磁束密度 B

ij iJ ci は下記の（ 19)式で表される。

[0149] B =(ΐ/4π μ ) X

[∑ { (-M/r ³) + (3 (M -r )r /r ⁵) }]

i ϋ i ϋ ϋ ϋ

•••(19)

(M 'r )と（M 'r )における「 ·」はベクトルの内積

i ij i ij

ベクトル各磁気発生器 1 の平面状コイル 30における磁気モーメント (既知）。

[0150] 上記のように定義される（18)式において、評価関数 S(r )が、ベクトル r =qにおい

IJ 1J

て極小値をとれば、 mを後述するパラメータの数として下記（20)式が成立する。

[0151] (3S(r)/3 (r)) I =0(i、 j = l, 2〜m)

ij ϋ nj=q

ー(20)

上記（18)式を、この（20)式に代入して展開すれば、∑の範囲を n=l〜mとして、次の（21)式が得られる。

[0152] ∑ ( d ²S/ dp dp ) Δρ = - ( 3²S/ d p ) , (i=l, 2,〜m)

ー(21)

この（21)式は、 m行 m列の行列式による連立方程式であり、これを解いてベクトル Δ ρを求め、ベクトル p⁽ⁱ⁺¹⁾ =ベクトル +ベクトル Δ ρから最適解であるベクトル qを求めることができる。

[0153] なお、磁界 B、 Bの距離による一階微分値を求め、この一階微分値と測定磁界 B のみに対して最尤度法を適用することで、磁界が距離の 3乗に比例することを考慮すると、精度を向上させることができる。

[0154] 上述した初期位置及び初期方向の算出は、磁界センサ 14の平面状コイル 30につ

1

いてであつたが、他の平面状コイル 30についても、測定磁界 Bを用いることで、その位置及び方向を算出することができる。

[0155] このようにしても、（21)式の演算が収束しなかった場合、あるいは収束した場合においても、パラメータの解が前後の軌跡力も不自然な場合には、その点における解を除いて、演算を繰り返せばよい。

[0156] 次いで、ステップ S8では、ステップ S7で得られた上顎 22に対する下顎 24の相対的運動を、下顎 24の動きとしてモニタディスプレイ 34上の画像に変換して表示させる。この場合、下顎 24の動きは、ハードディスクあるいはデジタルビデオディスク等に記録することが可能であるので、何回でも再生することが可能となり、また、スロー再生、スチル再生、高速再生も可能となることから、さまざまな視点力顎運動を診断することが可能となる。

[0157] ここで、いくつかの実験例を図 14〜図 16を参照しながら説明する。

[0158] 図 14は、上顎 22の中切歯及び側切歯の歯冠表面に 3つの磁気発生器 12 (12〜 i 1

12 )を各々配置する一方、下顎の 22の中切歯及び側切歯の歯冠表面に 3つの磁界

3

センサ 14 (14〜 14 )を各々配置した状態で、被測定者 16近傍に配置された校正 j 1 3

用コイル装置 50の平面状コイル 58力も磁束を発生させた場合における、平面状コィ k

ル 58と、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の平面状コイル 30との間のゲイン k i j

の周波数特性を調べたものである。

[0159] ここで、コイル 1〜3は、磁気発生器 12〜12の平面状コイル 30の測定結果を示し

1 3

、コイル 4〜6は、磁界センサ 14〜14の平面状コイル 30の測定結果を示している。

1 3

[0160] また、この実験例では、各平面状コイル 58に流れる l〜2[MHz]の校正用電気信 k

号 (交流電流）と、各コイル 1〜6に検出される誘導電流（出力電流）との比を前記ゲインとして、ネットワークアナライザ 20から PC本体 26に出力したものである。

[0161] この場合、各コイル 1〜6は、平面状コイル 58に流れる校正用電流の周波数が 1.

k

3 [MHz]〜l . 5 [MHz]であると、前記ゲインが最大となると共に、前記ゲインにノィズ成分が含まれていないことが分かる。これは、平面状コイル 58

k (図 2参照）とコンデンサ 60とによる共振周波数や、平面状コイル 30とコンデンサ 37とによる共振周波数を、 1. 3 [MHz]〜l. 5 [MHz]程度の値に設定しているためである。前記校正用電流の周波数が前記共振周波数であると、共振によって校正用コイル装置 50や各コィル 1〜6に含まれるリアクタンス分が消滅してインピーダンスが低下し、ゲインが増加するためである。

[0162] 図 15は、上顎 22に対して下顎 24が下方向に開いた際における、 1つの磁気発生器 12と 1つの磁界センサ 14との間のゲインを示すものであり、上顎 22に対する下顎

2 2

24の角度を 1 [° ]ずつ開いたときのゲインをプロットしたものである。

[0163] 図 15では、磁気発生器 12の平面状コイル 30に交流電流を流す一方、前記交流

2

電流による磁束を磁界センサ 14の平面状コイル 30で検出したものである。ここで、

2

下顎 24の角度が同一の値である場合、磁気発生器 12の平面状コイル 30を流れる

2

前記交流電流の周波数が高い程、ゲインが増加している。これにより、前記交流電流の周波数を高くする程、磁界センサ 14

2の感度が増加することが分かる。

[0164] 図 15の結果より、ネットワークアナライザ 20の確度力例えば、 0. l [dB]であり、上顎 22に対して下顎 24を下方向に 1 [° ]開いた際の磁界センサ 14の移動距離が 1.

2

616 [mm]であり、下顎 24を下方向に 1 [° ]開いた際のゲインの変化分を A S [dB] とすれば、磁界センサ 14の位置分解能は、下記の（22)式で表される。

2

[0165] (位置分解能） =0· 1 X 1. 616/ A S [mm] 〜（22)

図 16は、図 15に示すゲインを（22)式に代入して求めた磁界センサ 14の位置分

2 解能の算出結果の一例を示すものであり、磁気発生器 12の平面状コイル 30に流れ

2

る校正用交流電流の周波数が 500 [MHz]である場合を示す。

[0166] この算出結果より、下顎 24の開いた角度が 0〜30[° ]の範囲内であれば、磁界センサ 14の位置分解能の最高値が 8 [ m]であり、最低値が約 100 [ m]であり、 3

2

次元顎運動測定装置 10が 100 [； z m]以内の位置精度を達成できることが容易に諒解できる。

[0167] このように、本実施の形態では、上顎 22及び下顎 24のうちの一方に複数の磁気発生器 12を配置し、他方に複数の磁界センサ 14を配置した状態で、 1つの磁気発生器 12力も計測用の磁界を発生させて、 1つの磁界センサ 14で前記計測用の磁界による磁束密度を検出できるようにすれば、前記計測用の磁界を発生した際に、 1つの磁気発生器 12と 1つの磁界センサ 14との間で電磁結合が発生し、この磁界センサ 1 4において、電磁誘導作用で前記磁束密度が電気信号（出力電流）に変換される。

[0168] ここで、各磁気発生器 12と各磁界センサ 14との間で、上述した電磁結合の組み合わせが少なくとも 6通りであれば、検出される 6つの前記計測用の磁界あるいは前記電気信号より、各磁気発生器 12に関する 6自由度運動のノメータを求めることができ、これらのパラメータ力も上顎 22と下顎 24との相対的運動を算出することができる。

[0169] つまり、本実施の形態では、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の取付位置及び取付方向に関係なぐ前記電磁結合の組み合わせを 6通り以上にすることで、上顎 22と下顎 24との相対的運動を測定することができる。従って、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の取付位置及び取付方向によって、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の位置精度や、各磁界センサ 14の測定精度が低下することはな!/、。

[0170] また、上顎 22と下顎 24との間で、各磁気発生器 12_;と各磁界センサ 14とが配置されているので、従来の顎運動測定装置 200 (図 17参照）と比較して、各磁気発生器 1 2と各磁界センサ 14との間の距離は小さくなり、各磁界センサ 14で検出される磁界の位置勾配が大きくなる。これにより、各磁界センサ 14から出力される前記電気信号のレベルも大きくなり、各磁界センサ 14の測定精度を向上させることができる。

[0171] この場合、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14は、上顎 22における上顎歯の歯冠表面と、下顎 24における下顎歯の歯冠表面とに直接取り付けられているので、上顎 22と下顎 24とが相対的運動を行うと、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14 は、上顎 22及び下顎 24に一体となって移動する。

[0172] そのため、上顎 22及び下顎 24が相対的運動を行っても、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の初期位置からの位置ずれは発生しない。従って、各磁界センサ 14 の測定精度と、各磁気発生器 12_;及び各磁界センサ 14の位置精度とを共に向上させることができる。

[0173] 上述したように、各磁気発生器 12_;及び各磁界センサ 1 が上顎 22及び下顎 24に直接配置されているので、 3次元顎運動測定装置 10の小型化を容易に図ることができる。

[0174] なお、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14を合計で 6つ以上に増加させれば、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の位置精度をさらに向上させることができる。

[0175] また、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14のコイルを平面状コイル 30としているので、上顎 22及び下顎 24に平面状コイル 30の取付が容易になると共に、上顎 22及び下顎 24が相対的運動を行っても、平面状コイル 30の初期位置からの位置ずれをより一層抑制することができる。この場合、平面状コイル 30は、印刷技術等で作製可能であるので、 2軸コイルあるいは 3軸コイルと比較して、高精度且つ低コストで作製することが可能である。

[0176] また、本実施の形態では、各磁気発生器 12に交流電流を流して、平面状コイル 30 力も交流磁界を発生するようにしている。この場合、各磁界センサ 14から出力される電気信号は周波数に比例するので、前記交流磁界の周波数が高い程、レベルの大きな電気信号が各磁界センサ 14力も出力される。これにより、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の位置検出に関する位置分解能を向上させることができる。

[0177] また、前記交流磁界の周波数を高くすることにより、例えば、商用周波数によるノィズ、地磁気の変動磁界によるノイズ、車両の移動によるノイズのような低周波ノイズを排除することができるので、前記低周波ノイズに対して強い 3次元顎運動測定装置 1 0を実現することができる。

[0178] ここで、平面状コイル 30、 58に対してコンデンサ 37、 60を並列又は直列に接続し

k

、且つ平面状コイル 30、 58とコンデンサ 37、 60との共振周波数を有する交流磁界

k

を平面状コィノレ 30、 58力ら発生させると、平面状コィノレ 30、 58とコンデンサ 37、 60

k k

との共振によって、校正用コイル装置 50及び各磁気発生器 12内部のリアクタンス分を除去することができ、各磁界センサ 14から出力される電気信号のレベルをさらに増カロさせることができる。これにより、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の位置分解能をさらに向上させることが可能となる。 [0179] また、各校正用コイル装置 50のコイルを平面状コイル 58とすることにより、上顎 22

k

又は下顎 24に直接取り付ける際に、各平面状コイル 58はより確実に上顎 22又は下

k

顎 24に固定され、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の位置精度をさらに向上させることができる。さらに、平面状コイル 58は、自然な顎運動を妨げないように配置

k

することも可會である。

[0180] また、本実施の形態では、被測定者 16の口腔内部等の狭く光学的に隠蔽された箇所に、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14が取り付けられ、各磁気発生器 12及び前記各磁界センサ 14のコイルが平面状コイル 30であり、且つこれらの平面状コィル 30に接続される同軸ケーブル 38についても直径の小さな同軸ケーブルである。その際、各磁気発生器 12はマーカコイルとして機能するので、被測定者 16の顎運動を行う際の各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14の位置及び方向を、 3次元顎運動測定装置 10で計測することができる。これにより、例えば、歯科において顎運動の精密計測が必要な顎関節症患者等に対してこの 3次元顎運動測定装置 10を用いることができ、より正確で信頼性の高い顎運動測定を行うことが可能となる。

[0181] また、被測定者 16の口腔内には、各磁気発生器 12、各磁界センサ 14及び同軸ケ一ブル 38のみが挿入されているので、被測定者 16の負担が軽減され、特に、小児や高齢者に対する負担が大きく減少する。これにより、例えば、 100[ /ζ πι]以下の位置精度で 6自由度の顎運動を計測することが可能となる。

[0182] さらに、各磁気発生器 12及び各磁界センサ 14は共に被測定者 16の口腔内に挿入されているので、 3次元顎運動測定装置 10の小型化と低コスト化とを図ることもできる。そのため、この 3次元顎運動測定装置 10を、例えば、歯科医院に導入することが容易となり、歯科医療全体のレベル向上を図ることができる。

[0183] また、各磁気発生器 12、磁界センサ 14及び同軸ケーブル 38を、各患者の顎運動を測定する度に交換するようにすれば、より衛生的な 3次元顎運動測定装置 10を実現することができる。

[0184] なお、本発明の生体内 3次元運動測定装置及びその方法は、上述の実施の形態に限らず、本発明の要旨を逸脱することなぐ種々の構成を採り得ることは勿論である産業上の利用可能性

[0185] 本発明の生体内 3次元運動測定装置及びその方法では、各磁気発生器と各磁界センサとの電磁結合の組み合わせが 6通り以上となるので、検出される 6つの計測用磁界あるいは電気信号より、前記各磁気発生器に関する 6自由度運動のパラメータを求めることができ、これらのパラメータから生体内の少なくとも 2つの物体の相対的な運動を算出することができる。そのため、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの取付位置及び取付方向に関係なぐ前記 2つの物体の相対的な運動を測定することができる。従って、前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの取り付けによる前記各磁気発生器及び前記各磁界センサの位置精度の低下や、前記各磁界センサの測定精度の低下を抑制することができる。

[0186] また、前記一方の物体に前記各磁気発生器が取り付けられ、前記他方の物体に前記各磁界センサが取り付けられて、るので、従来の 3次元顎運動測定装置と比較して、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとの間の距離は小さくなり、前記各磁界センサで検出される磁界の位置勾配が大きくなる。これにより、前記各磁界センサから出力される前記電気信号のレベルも大きくなり、前記各磁界センサの測定精度を向上させることができる。

[0187] さらに、前記各磁気発生器と前記各磁界センサとが前記 2つの物体に直接取り付けられているので、生体内 3次元運動測定装置の小型化を容易に図ることができる。

Claims

請求の範囲

[1] 相対的に運動する生体内の少なくとも 2つの物体 (44、 46)のうち、一方の物体に取り付けられる複数の磁気発生器 (12 )と、

前記各磁気発生器（12)の磁界をそれぞれ非接触で検出するために他方の物体に取り付けられる複数の磁界センサ（14)と、

前記各磁界センサ（ 14 )により検出した磁界から前記各磁気発生器（12 )と前記各

J i 磁界センサ（14)との間の相対的な位置及び方向を算出する信号処理手段（26)とを備え、

前記各磁気発生器（12 )及び前記各磁界センサ (14 )の一対の組み合わせの個

i j

数は、少なくとも 5つであり、

前記各磁気発生器（12 )及び前記各磁界センサ（14 )が取り付けられる相対的に

1 j

運動する前記 2つの物体 (44、 46)は、上顎 (22)と一体的に運動する部分 (46)、下顎 (24)と一体的に運動する部分 (44)、舌及び口腔内に装着された義齒のうち少なくとも 2つの組み合わせである

ことを特徴とする生体内 3次元蓮動測定装置。

[2] 請求項 1記載の生体内 3次元運動測定装置において、

前記各磁気発生器（12 )及ぴ前記各磁界センサ（14 )は平面型であり、前記各磁気発生器（12)は 1軸成分の磁界を発生し、前記各磁界センサ（14 )は前記 1軸成分の磁界を検出する

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

[3] 請求項 2記載の生体内 3次元運動測定装置におレ、て、

前記各磁気発生器（12 )及び前記各磁界センサ（14 )は、前記 1軸成分の磁界の発生と検出とを行う平面状コイル (30)である

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

[4] 請求項 3記載の生体内 3次元運動測定装置におレ、て、

前記各磁気発生器（12 )から発生する計測用磁界は、交流磁界であることを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

[5] 請求項 4記載の生体内 3次元運動測定装置において、前記各磁気発生器（1 は、前記平面状コイル (30)と、前記平面状コイル (30)に並列又は直列に接続されるコンデンサ (37)とを有し、

前記各磁気発生器（12 )から発生する前記計測用磁界は、前記平面状コイル (30 )と前記コンデンサ (37)との共振周波数を有する交流磁界である

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

[6] 請求項 1〜5のいずれか 1項に記載の生体内 3次元運動測定装置において、前記生体内 3次元運動測定装置（10)は、非接触の複数の校正用コイル (50)をさらに有し、

前記複数の校正用コイル（50)の成分の一対の組み合わせの個数は、合計で少なくとも 5軸であり、

前記各校正用コイル (50)から発生する校正用磁界を、前記各磁気発生器（12 )及び前記各磁界センサ（ 14 )で検出することにより、前記各磁気発生器（12 )及び前記

J i 各磁界センサ（14 )の初期位置及び初期方向を計測する

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

[7] 請求項 6記載の生体内 3次元運動測定装置において、

前記各校正用コイル (50)は、 1軸、 2軸又は 3軸のコイル (58 )である

k

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

[8] 請求項 6又は 7記載の生体内 3次元運動測定装置において、

前記生体内 3次元運動測定装置（10)は、

前記各磁気発生器 (12)と前記各磁界センサ（ 14 )との間の電磁結合の組み合わせを切り換えると共に、前記各校正用コイル (50)と前記各磁気発生器（12 )又は前記各磁界センサ（14 )との間の電磁結合の組み合わせを切り換える電磁結合切換手段（18)と、

前記電磁結合切換手段（18)に対して、前記各磁気発生器（1 )と前記各磁界センサ（14 )と前記各校正用コイル (50)とを電気的に接続する同軸ケーブル (38)と、をさらに有する

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

[9] 請求項 1記載の生体内 3次元運動測定装置において、前記各磁気発生器（1 )及び前記各磁界センサ（14))は、共に被測定者（16)の口腔内に配置されている

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定装置。

生体内の少なくとも 2つの物体 (44、 46)の相対的な運動を計測する生体内 3次元運動測定方法において、

前記 2つの物体 (44、 46)のうち、一方の物体に複数の磁気発生器（12 )を取り付け、他方の物体に複数の磁界センサ（14)を取り付けて、前記各磁気発生器（12 )及

j i び前記各磁界センサ（14 )の一対の組み合わせの個数の合計を少なくとも 5つとする取付過程と、

前記各磁気発生器 ( 12 )と前記各磁界センサ ( 14 )とに対して非接触状態で複数の校正用コイル (50)を前記各磁気発生器（12 )と前記各磁界センサ（14 )との近傍

ί j

に配置し、前記各校正用コイル (50)から発生する校正用磁界を、前記各磁気発生器（12 )及び前記各磁界センサ（14)で検出して、前記 2つの物体 (44、 46)が相対

I J

的な運動を行って！/、な！、ときの前記各磁気発生器（12 )及び前記各磁界センサ（14 )の初期位置及び初期方向を計測する校正過程と、

前記各校正用コイル (50)を取り除いた後に、電磁結合切換手段（18)を用いて、前記各磁気発生器（12 )と前記各磁界センサ（14 )との間の電磁結合の組み合わせを切り換えながら、前記各磁気発生器（12)の 1つの磁気発生器から発生する計測用磁界を、前記各磁界センサ（14 )の 1つの磁界センサで検出する検出過程と、前記各磁界センサ（14 )により検出した磁界から、前記各磁界センサ（14 )に対する前記各磁気発生器（12 )の相対的な位置及び方向を求め、前記 2つの物体 (44、 46)の相対的な運動を算出する信号処理過程と、

を有し、

前記 2つの物体 (44、 46)は、上顎 (22)と一体的に運動する部分 (46)、下顎 (24) と一体的に運動する部分 (44)、舌及び口腔内に装着された義歯のうち少なくとも 2 つの組み合わせである

ことを特徴とする生体内 3次元運動測定方法。