(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の断層像データに基づき、該被検体の腔所領域を抽出して該腔所領域に相当する体腔モデルを積層造形する工程と、
該体腔モデルの周囲を立体モデル成形材料で囲繞して該立体モデル成形材料を硬化させる工程と、
前記体腔モデルを除去する工程と、を含む立体モデルの製造方法。
【請求項２】
前記立体モデル成形材料は透明材料からなる、ことを特徴とする請求項１に記載の立体モデルの製造方法。
【請求項３】
前記立体モデル成形材料は生体組織に近い特性を有する材料からなる、ことを特徴とする請求項１に記載の立体モデルの製造方法。
【請求項４】
前記立体モデル成形材料は透明かつ生体組織に近い特性を有する材料からなる、ことを特徴とする請求項１に記載の立体モデルの製造方法。
【請求項５】
前記体腔モデルの表面を円滑にする工程が更に含まれる、ことを特徴とする請求項１に記載の立体モデルの製造方法。
【請求項６】
前記被検体の断層像データに基づき該被検体の生体情報及び／又は断層像データ特定情報を示す標識を形成する工程が更に含まれる、ことを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
【請求項７】
前記立体モデル成形材料により、前記体腔モデルとともに前記標識も囲繞され、該標識は前記立体モデル内に残される、ことを特徴とする請求項６に記載の製造方法。
【請求項８】
前記体腔モデルが表出するように、該体腔モデルを前記立体モデル成形材料で囲繞し、該体腔モデルが表出した部分を溶剤に浸漬して該体腔モデルを溶解除去する、ことを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
【請求項９】
前記体腔モデルの一部又は全部に前記立体モデル成形材料が薄膜に形成されている、ことを特徴とする請求項１に記載の製造方法。
【請求項１０】
被検体の断層像データに基づき、該被検体の腔所領域を抽出して該腔所領域に相当する体腔モデルを積層造形する工程と、
該体腔モデルの表面を円滑にする工程と、
該体腔モデルの周囲を透明かつ生体組織に近い特性を有する立体モデル成形材料で囲繞して該立体モデル成形材料を硬化させる工程と、
前記体腔モデルを除去する工程と、を含む立体モデルの製造方法。
【請求項１１】
前記体腔モデルの一部又は全部に前記立体モデル成形材料が薄膜に形成されている、ことを特徴とする請求項１０に記載の製造方法。
【発明の詳細な説明】
技術分野
この発明は立体モデルに関する。更に詳しくは、被検体の血管などの体腔を再現した立体モデルに関する。
技術背景
脳血管を再現したシリコーンゴム製立体モデルがUniversity of Geneva Modelとして知られている。この脳血管モデルは透明シリコーンゴム製の直方体中に脳血管が腔所として再現されており、当該腔所がモデル表面まで連通して開口している。この開口へ拍動流のポンプを接続して液体を流し込むことにより、in vitroの状態下で脳動脈瘤、硬膜動静膜奇形、血管狭窄などの病変をシュミレーションすることができる。また、当該開口を介して脳血管中へカテーテルや塞栓物質の挿入訓練をすることもできる。
この脳血管モデルは死体を元に作成されたものであり、脳血管に該当する腔所の形状はレディーメイドで固定されている。
他方、ＣＴスキャナー等により得られた被検体の断層像データに基づき立体的な生体モデルの形成方法が特開平５-１１６８９号公報、特公平８−１８３７４号公報、実開平６−１３８０５号公報、特開２００２−４０９２８号公報、特開２００１−５３７７号公報等に記載されている。
これらの方法によれば、撮影装置により等間隔に撮影することにより得られた複数枚の断層撮影データを基に、光造形によって対象とする諸器官と同一形状を有する立体モデルが形成される。従って、十分な断層撮影データが得られる限りにおいて、いかなる部位でも、その内部形状まで含めてオーダーメイドの立体モデルを形成することができる。
発明の開示
本発明者らは、上記の脳血管モデルをオーダーメイドで作成すべく検討を重ねてきたところ、既述の特許文献で紹介されている断層像データに基づく立体モデルの形成方法を適用可能ではないかと考えた。
そこで、当該形成方法により脳血管モデルの作成を試みたところ、次の課題に突き当たった。
脳血管モデルを医療現場においてin vitroの状態で使用するには、モデルに高い透明性と生体組織に似た弾力性及び柔軟性が要求される。しかしながら、上記の形成方法で用いられる光造形その他の積層造形法を実行する材料には、かかる要求を満足するものがない。
また、立体モデルの造形体積が大きくなり又は造形精度が高くなると、積層造形に要する時間が飛躍的に増大する。したがって、医療現場で要求される脳血管モデルを従来技術の形成方法で積層造形するには多大な時間が必要となる。そのため、モデル作成コストが高くなり、またモデルの作成に緊急を要する場合に対応できないことがある。
本発明者らは上記課題の少なくとも一つを解決すべく鋭意検討を重ねたところ、下記本発明に想到した。即ち、
被検体の断層像データに基づき血管などの体腔モデルを積層造形する工程と、
該体腔モデルの周囲を立体モデル成形材料で囲繞して該立体モデル成形材料を硬化させる工程と、
前記体腔モデルを除去する工程と、を含む立体モデルの製造方法。
この発明によれば、積層造形工程においては血管などの比較的体積の小さい領域（体腔モデル）を形成するので、その所要時間を短くすることができる。
また、積層造形された体腔モデルを立体モデル成形材料で囲繞して立体モデルの肉部を形成するので、当該立体モデル成形材料を任意に選択するすることにより、医療現場の要求に応じた立体モデルを形成することができる。例えば、シリコーンゴムを用いることにより、透明でかつ生体に近い弾力性及び柔軟性を備えた脳血管モデル（立体モデル）を形成することができる。
【図面の簡単な説明】
図１はこの発明の実施例で積層造形された体腔モデルを示す斜視図である
図２は体腔モデルに付加されたガイド部を示す斜視図である。
図３は実施例の立体モデルを示す斜視図である。
図４は他の実施例の立体モデルを示す。
図５は他の実施例の立体モデルに付加された標識を示す。
図６はこの発明の実施例の医療用モデルを示す斜視図である。
図７は同じく医療用モデルの使用態様を示す。
図８他の実施例の立体モデルを示す斜視図である。
図９他の実施例の立体モデルを示す斜視図である。
図１０は、図９の立体モデルの製造方法を示す模式図である。
発明を実施するための最良の形態
以下、この発明の各要素について詳細に説明する。
（被検体の断層像データ）
被検体は人体の全体若しくは一部を対象とするが、動物や植物を断層撮影の対象とすることができる。また、死体を除くものではない。
断層像データは積層造形を実行するための基礎となるデータをいう。一般的に、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置、超音波装置などによって得られた断層撮影データから三次元形状データを構築し、当該三次元形状データを二次元に分解して断層像データとする。
以下、断層像データ生成の一例を説明する。
ここでは、体軸方向に平行移動しながら等間隔に撮影することによって得られた複数の二次元画像を入力データ（断層撮影データ）として使用する場合について説明するが、他の撮影方法によって得られた二次元画像、或いは三次元画像を入力画像とする場合でも同様な処理を行うことによって腔所の三次元形状データを得ることができる。入力された各二次元画像は、まず撮影時の撮影間隔に基づいて正確に積層される。次に、各二次元画像上に、画像濃度値に関しての閾値を指定することにより、体腔モデルの対象とする腔所領域のみを各二次元画像中より抽出し、一方で他の領域を積層された二次元画像中より削除する。これにより腔所領域に相当する部分の三次元形状が二次元画像を積層した形で与えられ、この各二次元画像の輪郭線を三次元的に補間し、三次元曲面として再構成することにより対象とする腔所の三次元形状データが生成される。尚、この場合は濃度値に関しての閾値を指定することによって、まず入力画像中より腔所領域の抽出を行ったが、この方法とは別に、腔所表面を与える特定濃度値を指定することによって入力画像中より腔所表面の抽出し、三次元補間することによって直接的に三次元曲面を生成することも可能である。また、閾値指定による領域抽出（或いは特定濃度値指定による表面抽出）を行った後に入力画像の積層を行ってもよい。また、三次元曲面の生成はポリゴン近似によって行ってもよい。
尚、前記三次元形状データには、該三次元形状データの生成中、或いは生成後において、形状の修正や変更を施すことが可能である。例えば、断層撮影データ中には存在しない構造を付加することや、サポートと呼ばれる支持構造を付加することや、或いは断層撮影データ中の構造を一部除去することや、腔所の形状を変更することなどが可能であり、これによって、立体モデルの内部に形成される腔所の形状を自由に修正或いは変更することができる。さらには、腔所の内部に非積層造形領域を設けることも可能であり、後に説明する内部を中空の構造とし、非積層造形領域を設けた体腔モデルを作製する場合には、そのような非積層造形領域を腔所の内部に設けた三次元形状データを生成しておく。尚、これらの処理は、積層造形システム、或いは積層造形システムに対応したソフトウェアにおいて行ってもよい。
次に、生成した腔所の三次元形状データを、必要に応じて体腔モデルの積層造形に使用する積層造形システムに対応した形式に変換し、使用する積層造形システム、或いは使用する積層造形システムに対応したソフトウェアへと送る。
積層造形システム（或いは積層造形システムに対応したソフトウェア）では、積層造形時の体腔モデルの配置や積層方向などの各種設定項目の設定を行うと同時に、積層造形中における形状保持などの目的で、サポート（支持構造）をサポートが必要な箇所に付加する（必要なければ付加する必要はない）。最後に、このようにして得られた造形用データを積層造形時の造形厚さに基づいてスライスすることによって、積層造形に直接利用されるスライスデータ（断層像データ）を生成する。尚、上記の手順とは逆に、スライスデータの生成を行った後にサポートの付加を行ってもよい。また、スライスデータが使用する積層造形システム（或いは積層造形システムに対応したソフトウェア）によって自動的に生成される場合には、この手順を省略することができる。但し、この場合でも積層造形厚さの設定を行っても良い。サポートの付加についても同様であり、積層造形システム（或いは積層造形システムに対応したソフトウェア）によってサポートが自動的に生成される場合には、手動で生成する必要はない（手動で生成してもよい）。
上記の例では、断層撮影データから三次元形状データを構築しているが、データとして最初から三次元形状データが与えられた場合もこれを二次元に分解して次の積層造形工程に用いる断層像データを得ることができる。
当該画像処理において、生体情報を収集若しくは追加することができる。
ここに生体情報とは、眼球、鼻、骨などの生体組織の形状若しくは位置又はその向き（オリエンテーション）をいう。かかる生体情報は当該生体組織の三次元データ形状を形成し、これを画像処理することにより得ることができる。即ち、断層撮影データ（二次元画像）を画像処理して、三次元形状データを構成し、更には断層像データを形成するとき、当該断層像データに血管等の体腔に関するデータと眼球等その他の生体情報に関するデータを含ませることができる。かかる生体情報は三次元データを作成したときにオペレータが手動で追加することもできる。
この発明では血管などの体腔を対象としており、ここに体腔とは諸器官（骨格、筋、循環器、呼吸器、消化器、泌尿生殖器、内分泌器、神経、感覚器など）に存在する腔所、並びに、これらの諸器官や体壁などの幾何学的配置によって構成される腔所を指す。したがって、心臓の内腔、胃の内腔、腸の内腔、子宮の内腔、血管の内腔、尿管の内腔などの諸器官の内腔や、口腔、鼻腔、口峡、中耳腔、体腔、関節腔、囲心腔などが「体腔」に含まれる。
（積層造形）
積層造形とは、断層像データに基づき薄い層を形成し、これを順次繰り返すことにより所望の造形を得ることをいう。
積層造形された体腔モデルは立体モデル成形材料で囲繞され、さらにそれから分解除去されなければならない。除去を容易にするため、積層造形に用いる材料を低い融点の材料とするか、若しくは溶剤に容易に溶解する材料とすることが好ましい。かかる材料としては低融点の熱硬化性樹脂若しくはワックス等を用いることができる。いわゆる光造形法（積層造形に含まれる）において汎用される光硬化性樹脂においてもその分解が容易であれば、これを用いることができる。
前記体腔モデルは、次の工程において立体モデル成形材料で囲繞する際に外部から付加される圧力等の外力に耐え得る強度を有する範囲であれば、その内部を中空構造とし薄肉化することができる。これによって、積層造形に所要される時間や造形に伴うコストが低減されるだけでなく、後の溶出行程において体腔モデルの溶出を簡素化できる。
具体的な積層造形の方式として、例えば粉末焼結方式、溶融樹脂噴出方式、溶融樹脂押出方式等を挙げることができる。
粉末焼結方式の積層造形では、平面状に敷設された粉末材料上に、断層像データに基づいて、レーザ等の加熱用ビームを走査することによって、粉末の表面を溶融させて粉末同士を接合させ、焼結された粉末薄層を形成する。このときすでに焼結されている下層の薄膜との接合も同時に行われる。次に、新たな粉末の薄層が再度上面に供給され、この行程を繰り返して粉末焼結層を順次形成すると同時に積層させていく方式の積層造形を行うことによって体腔モデルの積層造形を行う。
溶融樹脂噴出型の積層造形では、断層像データに基づいてノズルヘッドを平面上で走査させながら、ノズルより溶融した造形材料を噴出或いは滴下させ堆積固化させて薄層を形成し、この薄層を順次形成すると同時に積層させていく方式の積層造形を行うことによって体腔モデルの積層造形を行う。
溶融樹脂押出型の積層造形では、細いノズルから造形材料を押し出し、この細線状の材料を描画するようにノズルから送り出し固化させながら、断層像データに基づいてノズルヘッドを面上で走査させることによって薄層を形成し、これを積層する方式の積層造形を行うことによって体腔モデルの積層造形を行う。
尚、積層造形によって作製された体腔モデルには、積層造形の後に、表面研磨や、表面コーティングの付加など各種の加工（除去加工及び付加加工）を加えることが可能であり、これによって体腔モデルの形状を修正或いは変更することが可能である。これらの加工の一環として、体腔モデルの作製にあたって、積層造形後の除去が必要なサポートを付加した場合には、サポートの除去を行っておく。
体腔モデルの表面を他の材料でコーティングすることにより、体腔モデルの材料の一部の成分又は全部の成分が立体モデル成形材料中に拡散することを防止することができる。その他、体腔モデルの表面を物理的に処理（熱処理、高周波処理等）、若しくは化学的に処理することにより、当該拡散を防止することもできる。
体腔モデルは表面処理することにより、表面の段差を円滑化することが好ましい。これにより、立体モデルの内腔表面が円滑になり、より実際の血管等の体腔内表面を再現できることとなる。表面処理の方法として、体腔モデルの表面を溶剤に接触させること、加熱して表面を溶融すること、コーティングすること及びこれらを併用することが挙げられる。
既述のように、生体情報が得られた場合には、体腔モデルと同時に当該生体情報を表示した標識を作成することが好ましい。製造工数の増加を抑制するためである。
（立体モデルの形成）
体腔モデルの一部又は全部を立体モデル成形材料で囲繞してこれを硬化し、体腔モデルを除去することにより立体モデルが形成される。即ち、体腔モデルは後の工程において所謂ロストワックス用消失モデルとして使用される。ロストワックス用消失モデルとは、ロストワックス鋳造法と呼ばれる精密鋳造法で使用される模型のことで、この模型の周囲を微粒子の耐火物やセラミック耐火物でコーティングし、焼成した後にこの模型を溶かして除去することによって、前記消失モデルと同一形状を有する鋳造物を鋳造するための鋳型を製造する目的で使用されるものである。しかしながら、本発明では、積層造形により作製された体腔モデルを前記の鋳型製造の目的で使用するのではなく、立体モデル成形材料によってその周囲全体、或いは周囲の特定部分を満たし、当該立体モデル該成形材料を硬化させることによって立体モデルを形成した後、立体モデル内部に存在する体腔モデルのみを除去することによって、対象とする腔所と同一の形状ないし構造を持つ空洞を内部に有する立体モデルを製造する目的で使用する。
立体モデル成形材料は当該モデルの用途に応じて適宜選択される。例えば、シリコーンゴム（シリコーンエラストマー、シリコーンゲル）や熱硬化性のポリウレタンエラストマー等のエラストマー或いはゲルの他、シリコーン樹脂、エポキシ樹脂、ポリウレタン、不飽和ポリエステル、フェノール樹脂、ユリア樹脂等の熱硬化性樹脂や、ポリメタクリル酸メチル等の熱可塑性樹脂を単独で、或いは複数組み合わせて使用することができる。これらの材料の硬化方法は周知の方法による。
立体モデルの対象を脳血管モデルとするときには、透明でかつ生体組織に近い弾力性及び柔軟性を備える材料を採用することが好ましい。かかる材料としてシリコーンゴム（シリコーンエラストマー又はシリコーンゲル）を挙げることができる。また、シリコーンゴムは生体組織と同等の接触特性を有するので、カテーテル等の医療器具を挿入し手術の試行に適したものとなる。
立体モデル形成材料を複数層から形成することができる。例えば、腔所の周りをより生体組織に近い特性（弾力性、柔軟性等）を有する材料で形成し、外周を耐久性の高い材料で形成することができる。
立体モデルの外形も任意に形成することができる。例えば、体腔モデルの周囲を成形材料で満たす際には、予め用意しておいた所望形状の外型を使用すると良い（この外型の内部を体腔モデルと成形材料で満たす）が、外型を使用せず、体腔モデルの表面にゾル或いは粉末状の成形材料を付着させ、これを硬化させることによって立体モデルを形成（ディッピング成形、スラッシュ成形）しても良い。外型を使用する場合には、後の外型の除去に備え、使用する前記成形材料との親和力の低い材料を使用することが望ましい。但し、外型の除去を行わず最終的に得られる立体モデルの一部としても良い。
尚、立体モデルの外部形状を外型によって成形する場合、外型の成形面の形状を対象とする腔所を内含する諸器官等の外部形状と一致させることによって、腔所と該腔所を内含する諸器官等の外部形状とを共に再現することが可能である。
立体モデルの外部形状は、対象とする腔所を内含する諸器官等の外部形状と一致させる必要はなく、他形状（例えば立方体形状など）で置き換えてもよい。例えば、透明性を有する成形材料を使用して立体モデルの製造を行う場合には、該立体モデルの外部形状に平面を設けることによって、該立体モデル内部に再現した腔所の認識性を向上させることができる。ここでいう平面は、腔所の認識に実質的な支障をきたさない範囲の曲面や凹凸面を含むものである。また、この平面を下面とすることにより立体モデルの載置安定性が向上する。
また、立体モデルの外部形状に対しては、成形材料の硬化による形成の後、各種の除去加工や付加加工を行ってもよく、これによって平滑化したり、形状に修正や変更を加えることができる。
血管を再現した体腔モデルは立体モデルの腔所を規定するものであり、この腔所へカテーテル等を挿入するためには、体腔モデルの端部を立体モデルの表面に表出させて、立体モデルにおいて腔所の端部が開口するようにする。
体腔モデルの形態によっては、立体モデルの表面へ表出しない場合があるが、その場合は体腔モデルの端部から柱状のガイド部を伸ばしてこれを立体モデルの表面へ表出させればよい。更には、立体モデルの形成後、立体モデルの表面からその中に埋設されている体腔モデルの端部まで孔を穿設してもよい。
型を用いずに立体モデルを形成することもできる。例えば、体腔モデルの表面に立体モデル形成材料を膜状に形成する。体腔モデル（中実である）が血管を再現したものであるとき、当該膜状の立体モデルから体腔モデルを除去すると、当該血管の中空モデルが形成される。
体腔モデルの一部を立体モデル形成材料で膜状に囲繞し、残部は型を用いて立体モデル成形材料で厚肉に囲繞することができる。
ここに、型を用いたブロック状の立体モデルでは血管等の体腔の動的挙動を再現することができない。他方、膜状の立体モデルでは血管等の体腔の動的挙動をほぼ忠実に再現可能であるが、単独では形状を維持できないので、取り扱いが困難となる。そこで、ブロック状の立体モデルの一部を膜状に形成することが好ましい。例えば、ブロック状の立体モデル内に空隙部を設け、当該空隙部内に位置する血管等の体腔を膜状に形成することができる。例えば、脳血管モデルにおいては、当該空隙部をくも膜下腔に対応させ、観察やカテーテル手術のシュミレーションが必要となる血管を当該くも膜下腔内に存在させる。これにより、観察時においては当該血管の動的挙動をリアルに再現可能となり、カテーテル手術においてはよりリアルなシュミレーションが可能になる。
生体情報を表示する標識を体腔モデルと併せて形成した場合には、この標識も立体モデル形成材料でその一部又は全部を囲繞する。標識と体腔モデルとを同一材料で形成した場合などにおいて、体腔モデルと同時に標識が除去されることが好ましくない場合には、標識は立体モデル形成材料で完全に覆われた状態としても良い。
（体腔モデルの除去）
中子として立体モデル成形材料中に埋設されている体腔モデルは、立体モデル成形材料の硬化後に、除去される。除去の方法は体腔モデルの造形材料に応じて適宜選択され、立体モデルに影響の出ない限り、特に限定されない。
体腔モデルを除去する方法として、（a）加熱により溶融する加熱溶融法、（b）溶剤により溶解する溶剤溶解法、（c）加熱による溶融と溶剤による溶解とを併用するハイブリッド法等を採用することができる。これらの方法により体腔モデルを選択的に流動化し、立体モデルの外部へ溶出してこれを除去する。
体腔モデルの積層造形に使用する材料と、立体モデルの成形材料との間には、既述の加熱溶融法、溶剤溶解法、若しくはハイブリッド法のいずれを使用するかに依存して、互いに関連のある以下のような制約条件が課される。
（1）加熱溶融法により体腔モデルの溶出を行う場合には、下記(1-1)と(1-2)の両方の制約条件を満たす必要がある。
（1-1）体腔モデル造形材料は、加熱により溶融する。
（1-2）立体モデル成形材料は、制約条件(1-1)に記載の造形材料の溶融温度より低い温度において硬化可能であり、かつ、硬化後においては制約条件(1-1)に記載の造形材料の溶融温度より高い耐熱温度を有する。
この加熱溶融法では、体腔モデルの造形材料の溶融温度より高く、硬化後における立体モデルの成形材料の耐熱温度より低い温度に加熱することによって、立体モデル内部の体腔モデルを選択的に溶融し流動化させる。溶出前において体腔モデルは、立体モデルや、外型除去の順序に応じては外型と一体となった状態にあるが、前記制約条件(1-1)と(1-2)の両方が満足される場合には、これらの構造全体或いは一部分を加熱器等により加熱することによって体腔モデルを選択的に溶融することが可能である。尚、立体モデルの加熱は立体モデル外部より行うことも可能であるが、立体モデル内部や積層造形モデル内部に加熱電極を配置することや、外部からレーザー、高周波等を照射することなどによって、立体モデル内部より加熱を行うことも可能である。そして、この状態において体腔モデルを立体モデルの外部へ溶出させ除去を行う。この体腔モデルの溶出時には、重力や遠心力等の遠隔力や、衝撃や振動を与えることによって発生する慣性等を利用することができるが、体腔モデルが露出した部分に外圧（正圧、負圧）を掛けたり、他の液体を腔所内部に流し込むことによって溶出を促進することも可能である。また、立体モデル内部の体腔モデル（特に溶出後に立体モデル内部に残留した体腔モデルの一部）は、固相の状態において、直接外力を加えたり衝撃や振動を与えたり直接把持することなどによって、立体モデルの外部に排除してもよい。この際、立体モデル内部の体腔モデルを複数の部分に分解してもよい。
この加熱溶解法の適用を可能とする体腔モデルの造形材料には、各種の熱可塑性樹脂（サーモプラスチック）（溶融時の流動性が高い（溶融時の粘性が低い）ものが好ましい）やワックス（油脂やパラフィン等）、或いは低融点金属や氷（水）などの他、立体モデルの形成に使用する成形材料の耐熱温度より低い温度において溶融する限りにおいて多様な材料を使用することができる。尚、これらの造形材料の選択は立体モデルに使用する成形材料の特性に応じて決定する必要がある（造形材料の特性に応じて成形材料を選択してもよい）。
（2）溶剤溶解法により体腔モデルの溶出を行う場合には、下記(2-1)と(2-2)の両方の制約条件を満たす必要がある。
（2-1）体腔モデル造形材料は、溶剤に溶解する（そのような溶剤が存在する）。
（2-2）立体モデル成形材料は、制約条件(2-1)に記載の溶剤の内、少なくとも一種類の溶剤（以下、特定溶剤と呼ぶ）に対して耐溶剤性を有する。
溶剤溶解法は、立体モデル内部に存在する体腔モデルを、溶剤によって選択的に溶解し流動化することにより、立体モデル内部より溶出させ、除去を行う方法であり、前記制約条件(2-1)と(2-2)の両方が満足される場合に限ってその適用が可能である。
この溶剤溶解法では、前記制約条件(2-2)によって与えられる特定溶剤を使用することにより、立体モデル内部の体腔モデルを選択的に溶解し流動化させる。溶出前において体腔モデルは、立体モデルや、外型除去の順序に応じては外型と一体となった状態にあるが、前記制約条件(2-1)と(2-2)の両方が満足される場合には、これらの構造全体或いは体腔モデルが露出した部分を含む一部分を前記特定溶剤に接触させることによって体腔モデルを選択的に溶解することが可能である。そして、この状態において体腔モデルを立体モデルの外部へ溶出させ除去を行う。この体腔モデルの溶出時には、加熱溶融法の場合と同じく、重力や遠心力等の遠隔力や、衝撃や振動を与えることによって発生する慣性等を利用することができる他、体腔モデルが露出した部分に外圧（正圧、負圧）を掛けたり、他の液体を腔所内部に流し込むことなどによって溶出を促進することも可能である。また、立体モデル内部の体腔モデル（特に溶出後に立体モデル内部に残留した体腔モデルの一部）は、固相の状態において、直接外力を加えたり衝撃や振動を与えたり直接把持することなどによって、立体モデルの外部に排除してもよい。この際、立体モデル内部の体腔モデルを複数の部分に分解してもよい。
この溶剤溶解法の適用を可能とする体腔モデルの造形材料には、シアノアクリレート（アセトンに溶解）や澱粉（水等に溶解）等の接着物質や、トルエンスルホンアミド樹脂（アセトン等に溶解）、ポリビニルアルコール（水等に溶解）などの可溶剤溶解性を有する各種樹脂、ワックス（油脂やパラフィン等）などの使用が可能である。尚、溶剤溶解法を実施する場合には、立体モデルに使用する成形材料が体腔モデルの溶解に使用する溶剤に対して耐溶剤性を有する必要があり、体腔モデルに使用する造形材料の選択は立体モデルに使用する成形材料の特性に応じて決定するとよい（造形材料の特性に応じて成形材料を選択してもよい）。
更に本発明者らの検討によれば、立体モデルにおいて体腔モデルの表出している部分を溶剤槽へ浸漬すれば、浸透圧の関係により体腔モデルが溶解するとともに、その内部に溶剤が吸い上げられ、溶剤界面より上に位置する体腔モデルまでもが順次溶解されることが確認できた。この場合、体腔モデルにおいて立体モデルに表出する部分以外の部分が全て立体モデル内に埋もれている場合も同様であることが確認されている。
（3）ハイブリッド法により体腔モデルの溶出を行う場合には、下記(3-1)と(3-2)の両方の制約条件を満たす必要がある。
（3-1）体腔モデル造形材料は、加熱により溶融し、かつ、溶剤に溶解する（そのような溶剤が存在する）
（3-2）立体モデル成形材料は、制約条件(3-1)に記載の造形材料の溶融温度より低い温度において硬化可能であり、かつ、硬化後においては制約条件(3-1)に記載の造形材料の溶融温度より高い耐熱温度を有すると同時に制約条件(3-1)に記載の溶剤の内、少なくとも一種類の溶剤（特定溶剤）に対して耐溶剤性を有する。
ハイブリッド法は、先に詳述した加熱溶融法と溶剤溶解法とを併用することによって、立体モデル内部に存在する体腔モデルを、立体モデル内部より溶出させ、除去を行う方法であり、前記制約条件(3-1)と(3-2)の両方が満足される場合に限ってその適用が可能である。当該ハイブリッド法における体腔モデルの加熱方法並びに溶解方法は既述の加熱溶解法及び溶剤溶解法で説明した方法を任意に組合せることができる。
例えば、このハイブリッド法では、（1）加熱によって立体モデル内部より体腔モデルを溶出する行程と、（2）溶剤によって立体モデル内部より体腔モデルを溶出する行程と、を任意の順序で実施することによって（或いは、各工程を任意の順序で複数回実施することによって）、立体モデル内部より前記体腔モデルの除去を行う。
ハイブリッド法では、上記の各工程を任意の順序で、必要に応じて複数回実施することが可能であり、例えば、加熱より体腔モデルを溶融し流動化させることにより体腔モデルの大半を立体モデル内部より溶出した後、立体モデルを室温まで冷却し、先の溶出によって形成された立体モデル内部の空洞領域に前記制約条件(3-2)によって与えられる特定溶剤を注入することで、表面張力などにより立体モデル内部に残留した体腔モデルの一部を再度流動化し、注入した溶剤と共に立体モデルの外部へ溶出することなども可能である。
このハイブリッド法の適用を可能とする体腔モデルの造形材料としては、前記加熱溶解法と前記溶剤溶解法の双方の適用を可能とする材料を使用することができ、トルエンスルホンアミド樹脂などの熱可塑性樹脂（サーモプラスチック）や、ワックス（油脂やパラフィン等）などの使用が可能である。
加熱により体腔モデルの溶融を行う加熱溶融法やハイブリッド法によれば、体腔モデルの露出面積によらず立体モデル内部への熱拡散の進行に伴って非接触にて積層造形モデル全体を溶融し流動化することが可能であり、溶剤溶解法のように物理的な接触によって接触領域から次第に体腔モデルを溶解する場合には溶出が困難であるような複雑な形状、例えばアスペクト比の高い細管状の腔所などを容易に再現することが可能である。
以上では、加熱溶融法及び溶剤溶解法及びハイブリッド法により体腔モデルを立体モデルの内部より溶出する方法について説明を行ったが、これらの方法以外にも、露出部分から体腔モデルに直接外力を与えることや、立体モデルの外部より衝撃力や振動等を与えることや、直接把持することなどによってなどによって、立体モデル内部より体腔モデルを排除することも可能である。またこの際、立体モデル内部の体腔モデルを複数の部分に分解し、分解された各部分を立体モデル内部より取り出してもよい。尚、この方法によって体腔モデルの除去を行う場合には、内部を中空として体腔モデルを作製することによって、体腔モデルの分解を容易化することが可能である。
内部に腔所を再現した立体モデルは、立体モデル化の対象とする腔所を複数に分割し、分割された各腔所に対して本発明の製造方法を実施することにより各腔所を内部に再現した立体モデルを作製し、得られたそれぞれの腔所に対する立体モデルを組み合わせることによって、立体モデル化の対象とする腔所全体を再現した立体モデルを得ることも可能である。この場合、各腔所に対する立体モデルはそれぞれ異なる製造方法によって製造することも可能である。但し、本発明は複数に分割されたそれぞれの腔所に対する立体モデル及びその製造方法も発明の対象とするものである。
（拡散除去工程）
体腔モデルの造形材料及び立体モデルの成形材料の選択の如何、又は立体モデルの成形条件若しくは体腔モデルの除去条件の如何によっては、体腔モデルの材料の全部又は一部が立体モデルの成形材料中に拡散することが本発明者らの検討により明らかになった。かかる拡散が生じると、立体モデルの腔所の周囲が曇ってしまい、視認性が低下する。
そこでこの発明では、この拡散した体腔モデルの材料を立体モデル内から除去することを一つの目的とする。
立体モデルが、特に、シリコーンゴム等の弾性を有する材料によって構成される場合、溶出行程において体腔モデルを加熱によって溶融した際に、体腔モデルの造形材料の成分の一部が立体モデルの内部へと拡散し、立体モデル内部に曇り等を発生するおそれがある。
この曇りの発生は、加熱により体腔モデルを溶融した後に、造形材料の成分が気化（蒸発）し、立体モデル内部へと拡散することに起因して発生すると考えられる。体腔モデルの溶出後に立体モデル内部に残留したこの拡散成分は、多くの場合（拡散成分が立体モデルの構成材料と化学的に結合する場合などを除く）、立体モデルを再度加熱することによって再度気化する（蒸発させる）ことが可能である。立体モデルの内部で気化した拡散成分の一部は、拡散により立体モデル内部より立体モデルの外部へと排出されるため、これによって立体モデル内部より拡散成分を除去することが可能である。さらに立体モデルの内部で気化した拡散成分は、冷却することによって、その一部、場合によってはその全てが立体モデル表面へと析出され、これによって立体モデル内部より拡散成分を除去することも可能であり、拡散除去行程では、これらの方法を利用することによって立体モデル内部より拡散成分の除去を行う。尚、成形材料としてエラストマー等の架橋ポリマーを使用する場合には、架橋密度の高い材料を選択して使用することによって、これらの方法による拡散除去の効果を高めることが可能である。
また立体モデル内部の拡散成分、特に色素などは加熱により分解が可能な場合も多く、これによって拡散により生じた曇り除去或いは変色することも可能である。但し、立体モデルの加熱は、立体モデルを構成する材料の耐熱温度より低い範囲内で行う必要があり、この方法は、この温度範囲内で拡散成分の分解が可能な場合にのみ適用が可能である。
この拡散除去工程は、体腔モデルを除去した後に実行することも、当該除去の途中で実行することもできる。また、除去の途中及び除去の後でそれぞれ実行することもできる。
（生体情報の標識）
オーダーメイドの立体モデルを目的とする本発明において、再現された血管等の体腔と他の生体組織との対応関係、被検体の向きその他の生体情報が要求される場合がある。
断層像データには、血管等の体腔に関する情報の他にも生体情報を含んでいるので、これから当該他の生体情報を抽出することができる。例えば、断層像データから他の生体情報を含む三次元イメージを形成し、立体モデルと当該イメージを目視により比較して、立体モデルの表面若しくは内部に当該生体情報を示した標識を形成することができる。例えば、生体情報として被検体の向きを上下左右の文字又は記号として、立体モデルの表面に記載してもよい。その他、当該生体情報と併せて若しくは別個に、断層像データの特定情報（被撮影者名、撮影日時、撮影病院、撮影条件等）を記載することもできる。
当該標識は、既述の通り、断層像データを解析することにより体腔モデルと併せて形成することもできる。体腔モデルを積層造形する際に当該標識も併せて形成し、後に除去することによって、当該標識の形状を立体モデルの一部に残すことや、あるいは、立体モデル中に埋め込むことができる。また、体腔モデルと同時に当該標識を外部へ排出し、その後、形成された空洞部に着色したシリコーンゴム等を注入してこれを標識とすることもできる。
かかる標識として、被検体の向き（オリエンテーション）を示すものの場合、被検体の向きを示す記号若しくは文字が表面に記載された立方体、矢印、被検体のミニチュア等を採用することができる。
当該生体情報として、立体モデルにおいて血管等の体腔以外の生体組織（骨組織、眼球等）に対応する部分の色を変更することができる。また、当該生体組織も腔所にしてもよい。更には、当該生体組織の形状を立体モデルから分離可能とすることもできる。また、当該生体組織の外殻を立体モデル中に描画することもできる。
（医療モデル）
本発明らは、当初直方体の立体モデルを作成した。この場合、エッジの部分から腔所の様子（即ち、血管の形状）を正確に視認することができなかった。
そこで、立体モデルからエッジをなくすためこれを球形にしたところ、全体がレンズとなり腔所形状の視認がより困難になった。
この発明は、立体モデルのかかる課題を解決し、視認性に優れたモデルを提供することを他の目的とする。
本発明らはかかる課題を解決すべく鋭意検討を重ねてきたところ、次の発明に想到した。即ち、立体モデルの成形材料と実質的に等しい屈折率の透光性流動体中に立体モデルを浸漬する。
これにより、視覚的には立体モデルと透光性流動体が一体となるので、たとえ立体モデルにエッジがあったとしてもまた立体モデルが曲面を有していたとしても、透光性流動体の視野面（観察される面）が平面性を備えておれば、腔所の観察障害は生じない。ここで平面とは実質的に腔所の観察障害が生じない程度の曲面及び／又は凹凸を含んでいてもよい。
即ち、透光性流動体をケース（筺体）中に充填し、その中に立体モデルを全体的若しくは部分的に浸漬する。そして、当該立体モデルを変動させて立体モデルにおける観察の要求される部位を当該ケースの観察面（平明）へ向ける。当該観察要求部位方向にエッジがあったとしても、当該透光性流動体によりそのエッジが消され、ケースの観察面では明瞭に観察することができる。
以下、この発明の実施例について説明する。
（第１実施例）
立体モデル化の対象とする脳血管及び患部である脳動脈の形状に関する三次元データを得るため、撮影領域の血管内部へ造影剤を投与しながら、患者の頭部に対して、０．３５×０．３５×０．５ｍｍの空間分解能を持つヘリカルスキャン方式のＸ線ＣＴ装置により撮影を行った。撮影により得られた三次元データは、３次元ＣＡＤソフトへの受け渡しのため、体軸方向に等間隔に配列された５００枚の５１２×５１２の解像度をもつ２５６階調の二次元画像（断層撮影データ）に再構成した後、各二次元画像に対応する画像データを撮影方向に一致する順序で前記Ｘ線ＣＴ装置に内蔵されたドライブにより５．２５インチ光磁気ディスクへ保存した。
次に、パーソナルコンピュータに外部接続した５．２５インチ光磁気ドライブによって、前記画像データをコンピュータ内部の記憶装置へ取り込み、この画像データから、市販の三次元ＣＡＤソフトを利用して、積層造形に必要とされるＳＴＬ形式（三次元曲面を三角形パッチの集合体として表現する形式）の三次元形状データを生成した。この変換では、入力された二次元画像を撮影間隔に基づいて積層することによって、濃度値をスカラー量とする三次元のスカラー場を構築し、そのスカラー場上に血管内表面を与える特定の濃度値を指定することによって、アイソサーフェス（特定スカラー値の境界面）として血管内腔の三次元形状データを構築した後、構築されたアイソサーフェスに対して三角形ポリゴ近似のレンダリングが行われる。
なお、この段階で、三次元形状データに付加データを加え、体腔モデルの端部からガイド部３を膨出させた（図１参照）。このガイド部３は、図２に示すように、中空柱状の部材である。中空部３１を備えることにより、積層造形時間の短縮を図っている。このガイド部３の先端は拡径されており、この部分が立体モデル表面に表出して、大径な開口部１５（図３参照）を形成することとなる。
生成したＳＴＬ形式の三次元形状データを、次に溶融樹脂噴出方式の積層造形システムへと転送し、造形システム内でのモデルの配置や積層方向、積層厚さを決定すると同時にモデルに対してをサポートを付加した。
このようにして生成された積層造形用のデータをコンピュータ上で所定の積層造形厚さ（１３μｍ）にスライスして多数のスライスデータを生成した。そして、このようにして得られた各スライスデータに基づいて、ｐ−トルエンスルホンアミドとｐ−エチルベンゼンスルホンアミドを主成分とした造形材料（融点：約１００度、アセトンに容易に溶解）を加熱により溶融して噴出することにより、各スライスデータに一致する形状を有する指定厚さの樹脂硬化層を一面ずつ積層形成することによって積層造形を行った。最終層の形成の後にサポートを除去することによって、図１に示す脳血管内腔領域の積層造形モデル（体腔モデル）１を作成した。
更に、この体腔モデル１を８０℃の水槽にほぼ３０分間浸漬した。これにより、体腔モデル１の表面が分解し、円滑になった。
一方で、立体モデルの外部形状を成形する目的で使用する外型を機械加工により作成した。この外型の内部成形面は立方体形状をしており、外型を構成する部材は組立・分離が可能である。この注型成形用外型の内部に体腔モデル１を配置した後、モデルの端部を外型内面に接着することによって両者の固定することにより型を作成した。
このようにして作成された型の内部に、加熱による短時間での重合硬化が可能な透明度の高い二液混合型の液体状シリコーンエラストマーを流し込み、７５℃の恒温層内で１時間加熱することにより重合硬化させ、図３に示す立体モデル１１を形成した。そして十分な硬化が得られたことを確認した後、外型を構成する部材を順次分離して取り外した。
このようにして得られた直方体形状の立体モデル１１を１２０℃の恒温層内で１時間加熱することにより、立体モデル１１の内部に存在する体腔モデル１を溶融し、立体モデル１１の外部へ溶出を行った。尚、この溶出は、体腔モデル１の端部が立体モデル１１より露出していた部分（開口部１５）から行った。加熱溶融による造形材料の溶出後、ブロック全体を室温まで冷却し、積層造形モデルの溶出によって立体モデル１１の内部に形成された空洞部にアセトンを注入した。これにより、立体モデル１１内部に残留した体腔モデル造形材料を溶解し、溶液化した造形材料を立体モデルの外部へ溶出した。これにより、立体モデル１１内部より体腔モデル１が完全に除去され、脳血管内腔１３を内部に再現した立体モデル１１を得た。
最後に、体腔モデル１の溶融時に立体モデル１１の材料部分１２へと拡散した前記造形材料の成分を排除するため、再度、１２０℃に設定された恒温層内で前記立体モデル１１を１時間加熱し、前記成分を蒸発させ、これによって除去を行った。
このようにして作製した脳血管内腔１３を有する立体モデル１１は、成形材料に透明度の高いシリコーンエラストマーを使用したことによって高い透明性を有し、さらに外部形状を直方体形状として平面１４を設けたことによって、立体モデル１１内部に再現された脳血管内腔１３の形状や構造、及び、患部を再現した脳動脈瘤の形状が目視によって容易かつ正確に認識されるものであった。さらに、作製した脳血管の立体モデルは、その内部に潤滑液を注入することで、医療器具であるカテーテルの挿入に対して、実際の脳血手術時と非常によく似た挿入感覚や操作感覚を呈するものであった。
（第２実施例）
この実施例の立体モデル４１は球体であり、脳血管内腔４３を有する（図４参照）。この立体モデル４１に製造方法及び成形材料は、外型の形状を除き、第１実施例と同一である。
この実施例の立体モデル４１には、内部に立方体形状の標識４５が埋設されている。この標識４５の各面には患者の顔の向きが記載されている。球体の立体モデル４１はその位置が安定しないので、かかる標識４５を設けることでその脳血管内腔４３のオリエンテーションを正確に把握できることとなる。
かかる標識４５に示される方向は断層像データから抽出される眼球及び骨組織の位置からコンピュータ処理により特定される。特定された向きに配置されるように、この標識４５と体腔モデルとが同時に積層造形される。この標識４５は立体モデル４１内に埋設されるので、体腔モデルの除去工程において分解されることがない。オペレータがマニュアルでこの標識４５を形成することも可能である。
図５には、他の態様の標識４６を示した。この標識４６は矢印で方向を示している。矢印の色若しくは太さに変化を設けることにより、具体的な方向を表すことができる。例えば、右側を緑色、左側を赤色、上側を黒色とすれば、立体モデルが回転しても脳血管内腔のオリエンテーションを特定することができる。
（第３実施例）
図６にこの実施例の医療用モデル５１を紹介する。この医療用モデル５１は第２実施例で説明した球体形状の立体モデル４１、ケース５３及びケース５３内に充填される透光性流動体５４を備えている。
ケース５３は全体が透明板（アクリル板等）で形成されている。上側の蓋部５５は側壁にヒンジ５６で結合され、開閉可能である。透光性流動体５４はシリコーンゴム製の立体モデル４１と同一の屈折率を有する透明な液体である。この実施例では当該透光性流動体５４として等屈折率を有するシリコーンオイルを使用した。また、水へ屈折率調合剤を溶解することにより、所望の透光性流動体を得ることができる。
立体モデル４１は球体であるのでその全面が凸レンズとなり、内部の脳血管腔所を正確に視認することができない。かかる立体モデル４１を透光性流動体５４内に浸漬すると、立体モデル４１の形成材料と透光性流動体５４とが同一の屈折率を有するので立体モデル４１の表面での光の屈折がなくなり、当該表面でのレンズ効果が消される。よって、ケース５３を介して実寸大の脳血管腔所を観察することができる。実施例ではケース５３の観察面にメモリが刻印されている。図６では、説明のためにケース５３内に立体モデル４１の外殻形状を記載したが、実際には立体モデル４１の外殻形状は殆ど視認されない。
図６の例において、ケース５３には立体モデル４１を固定するためのリテーナ６１、６１並びに、立体モデル４１を回転させるためのローラ７１、７３が設けられている。リテーナ６１、６１は圧縮コイルばね６２と球状支持部６３とを備え立体モデル４１をローラ７１、７３側へ押圧し、もって立体モデル４１を安定的に停止させている。ローラ７１、７３はこれを回転させることにより、立体モデル４１をそれぞれの回転方向へ回転させるものである。ローラ７１、７３にはそれぞれロッド７４、７５が連結されケース５３の外部から回転させることができる。
ケース５３には、図７に示すように開口８０が設けられており、この開口を介して立体モデル４１に形成された脳血管腔所の任意の端部へカテーテル８３が挿入可能となっている。
（第４実施例）
図８に他の実施例の立体モデル９１を示す。この立体モデル９１は、図１の体腔モデル１からガイド部３を除いたものへシリコーンゴムをほぼ１ｍｍの厚さに塗布し、その後、体腔モデルを実施例１と同様の方法で除去して得られたものである。当該塗布の方法は体腔モデル１をシリコーンゴム槽へディッピングし、取り出した後に体腔モデル１を回転させながら乾燥させることよる。かかる立体モデル９１によれば、脳血管がよりリアルに再現されることになり、カテーテル手術の試行等により有効になる。
（第５実施例）
図９に他の実施例の立体モデル１０１を示す。この立体モデル１０１は、ブロック状の本体部１０２内に空隙部（くも膜下腔に対応）１０３を有し、当該空隙部１０３内において血管部分１０５が、図８と同様に、膜状に形成されている。このように構成された立体モデル１０１によれば、外郭がブロック状に形成されているので取り扱いが容易であるとともに、詳細な観察の要求される血管部分１０５が膜状であるので、その動的挙動がよりリアルに再現されかつカテーテル手術もよりリアルに試行できることとなる。
図９に示す立体モデル１０１は次のようにして形成できる。
まず図８の実施例と同様の方法で体腔モデルの周囲に立体モデル材料を膜状に形成する。
他方、空隙部１０３内に位置する血管を３次元方向に約３倍に拡大した体腔モデルを中空に形成して、その中に既述の膜状立体モデル（その内部に体腔モデルが心材として存在する）を挿入する。この実施例では、拡大した体腔モデル１１０を一旦分割して、その中へ膜状の立体モデル１１３をセットし、分解した体腔モデル１１０を再構築する。図９に体腔モデル１１０の分割ラインが記載されている。そして、拡大した体腔モデル１１０の開口部と膜状立体モデル１１３との間を体腔モデルと同一又は同種の充填材で充填する。このような組付け体を直方体の外枠内にセットし、当該外枠内にシリコーンエラストマーを充填する。シリコーンエラストマーが硬化した後、実施例１と同様にして、体腔モデルの材料を消失させ、更に立体モデル内に拡散した体腔モデル材料の除去を行う。これにより、膜状モデル１１３の内部が中空となるとともに体腔モデル１１０に対応した部分に空隙部１０３が形成される。なお、体腔モデル１１０には突起１１１が形成されてこれが立体モデルの外部へ表出している。当該表出部分より体腔モデルの材料を外部へ排出することができる。
この実施例では、血管部分１０５を拡大して空隙部１０３に対応した体腔モデル１１０を形成した。空隙部１０３が血管部分１０５の動的挙動の自由度を高めるものであることに鑑みれば、空隙部１０３の形状は特に限定されるものではない。したがって、空隙部１０３の形状を単純化することができる。例えば、球形、楕円形等とすることができる。その結果、分割・再構築が容易な形状に体腔モデル１１０を設計することができ、この発明の立体モデル１０１の製造が容易になる。また、膜状立体モデル１１３を中子として体腔モデル１１０を型成形することもできる。また、くも膜下腔の立体形状を断層撮影データに基づき形成し、当該立体形状から体腔モデルを形成してもよい。更には、標準的なくも膜下腔をレディーメードで準備し、これを体腔モデルとして使用することもできる。
なお、空隙部１０３には水等の透明な液体を充填できるようにすることが好ましい。空隙部１０３に何ら透明な液体が充填されていないと、空隙部１０３の周壁で光が乱反射してその内部の血管部分１０５が視認できなくなるからである。血管部分の視認性を向上するためには、空隙部１０３に立体モデル成形材料と実質的に等しい屈折率のシリコーンオイルを充填することが好ましい。体腔モデル１１０の材料を排出した開口部１０４よりかかる透明な液体を空隙部１０３内へ注入することができる。水に屈折率調合剤を配合することにより、立体モデル成形材料と実質的に等しい屈折率を有するものとされた透明液体を用いることができる。
空隙部１０３にシリコーンオイル等の液体を充填することにより、空隙部１０３が現実のくも膜下腔により近いものとなり、血管部分の動的挙動がよりリアルになるとともに、カテーテル手術もよりリアルに試行できることとなる。
この発明は、上記発明の実施の形態及び実施例の説明に何ら限定されるものではない。特許請求の範囲の記載を逸脱せず、当業者が容易に想到できる範囲で種々の変形態様もこの発明に含まれる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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