CN100559424C - 立体模型 - Google Patents

Abstract

本发明提供可再现血管等的体腔部分的动态特性的立体模型。其内部设有再现基于被检体的断层像数据形成的血管等的体腔的腔体的膜状模型，埋入具有类似于活体组织的物理特性的基体材料内。基体材料采用硅凝胶等柔软且具有弹性的材料。

Description

立体模型

技术领域

本发明涉及立体模型。具体涉及再现被检体的血管等体腔的立体模型。

背景技术

本发明人提出了再现被检体的血管等体腔的块状的立体模型(非专利文献1)。该立体模型这样获得：基于被检体的断层像数据将血管等的体腔模型积层造形，用立体模型成形材料围绕该体腔模型的周围，并将该立体模型成形材料固化，然后除去体腔模型。

另外，提出了膜状的立体模型(非专利文献2)。

另外，作为与本发明关联的文献请参照专利文献1～专利文献5。

专利文献1：特开2003-11237号公报

专利文献2：特开平11-73096号公报

专利文献3：WO 03/096309 A1

专利文献4：特开平10-33253号公报

专利文献5：特开平3-111726号公报

非专利文献1：再现脑血管内腔的手术试验用医疗模型，第20届机器人学会学术报告会论文集，2002

非专利文献2：基于以脑血管内手术为对象的活体信息的手术模拟器有关的研究，ROBOTICS-MECHATRONICS报告会论文集，2003

发明内容

依据上述各立体模型可准确再现脑血管等体腔的复杂且微妙的立体形状，因此，适合用于患部的确认或导管插入模拟。但是，块状的立体模型中，因血管的膜状结构和血管周围区域的结构不能个别再现而模型内部的血管形状受拘束，在医疗设备或流体的插入模拟中，不能表现可像手术时看到的血管的动态变形。

另外，膜状立体模型因保形性差而不易控制。

本发明第一方面为解决上述课题构思而成，其结构中包括：膜状模型，体腔再现在该膜状模型的内部；围绕着该膜状模型的透光性基体材料，该基体材料具有弹性且对所述膜状模型具有密合性；以及容纳所述基体材料的透光性外壳，在所述外壳与所述膜状模型之间，所述基体材料具有容许所述膜状模型自由变形的容限。

依据这样构成的立体模型，活体血管所具有的膜状结构和血管周围的软组织的结构个别地再现，也包括其物理特性。从而，血管等具有柔软性的膜状结构的模型，形成埋入血管周围组织的具有弹性特性的基体材料的状态。因此，在医疗器件或流体的插入模拟中，立体模型内部的膜状结构的血管模型可在基体材料内与活体内的血管同样柔软地变形，适合再现活体血管的变形特性。

附图说明

图1是光弹性效应的说明图。

图2是表示本发明的作用的示意图。

图3是表示内部应力与入射光的关系的模式图。

图4是表示实施例的中子11的透视图。

图5是表示导向部的透视图。

图6是图2的A-A线剖视图，表示中子的结构。

图7表示本发明实施例的立体模型。

图8是图7的B-B线剖视图，表示基体材料中埋入膜状模型的状态。

图9表示另一实施例的立体模型。

图10表示另一实施例的立体模型。

图11是图10的C-C线剖视图，表示基体材料中埋入膜状模型的状态。

图12是表示本发明实施例的应力观察装置的结构的模式图。

图13是表示实施例的应力观察装置的受光部的动作的流程图。

图14是表示本发明另一实施例的应力观察装置结构的模式图。

图15是表示本发明另一实施例的应力观察装置结构的模式图。

图16是表示本发明另一实施例的应力观察装置结构的模式图。

图17同样是表示应力观察装置的动作的流程图。

图18是表示适合观察光弹性的膜状模型的制造方法的流程图。

图19是表示本发明另一实施例的应力观察装置结构的模式图。

图20是表示本发明另一实施例的应力观察装置结构的模式图。

图21是表示本发明另一实施例的应力观察装置结构的模式图。

图22是表示本发明另一实施例的应力观察装置结构的模式图。

图23是表示本发明的作用的示意图。

符号说明

11中子，12体腔模型，15、55硅橡胶层(膜状模型)，21、41、51立体模型，22、42、43、44、46、47、52基体材料。

具体实施方式

以下，就本发明的各构成要素进行详细说明。

(膜状模型)

膜状模型如下形成。

被检体以人体的全部或者一部分为对象，但也可以将动物或植物作为断层拍摄的对象。另外，死体也并不除外。

断层像数据指的是成为实行积层造形用基础的数据。一般，通过X线CT装置、MRI装置、超声波装置等得到的断层拍摄数据建立三维形状数据，将该三维形状数据二维分解后作为断层像数据。

以下，说明一例断层像数据生成。

这里，就将体轴方向平行移动并等间隔拍摄而得到的多个二维图像用作输入数据(断层拍摄数据)的场合进行说明，但将用其它拍摄方法得到的二维图像或者三维图像作为输入图像的场合也通过进行同样的处理，能够得到腔体的三维形状数据。输入的各二维图像，首先基于拍摄时的拍摄间隔准确地积层。接着，通过在各二维图像上指定与图像浓度值相关的阈值，从各二维图像中只抽出成为体腔模型的对象的腔体区域，另一方面，将其它区域从积层的二维图像中删除。从而腔体区域相当的部分的三维形状通过将二维图像积层而获得，将该各二维图像的轮廓线以三维方式插补，作为三维曲面再构成而生成作为对象的腔体的三维形状数据。另外，这时通过指定与浓度值相关的阈值，首先从输入图像中抽出腔体区域，但不同于该方法，可通过指定给出腔体表面的特定浓度值，从输入图像中抽出腔体表面，并通过进行三维插补来直接生成三维曲面。另外，也可进行阈值指定的区域抽出(或者特定浓度值指定的表面抽出)后进行输入图像的积层。另外，三维曲面的生成也可根据多边形近似来进行。

还有，对于所述三维形状数据，可在该三维形状数据的生成过程中或者生成后，进行形状的修改或变更。例如，可附加断层拍摄数据中不存在的结构，或者附加称为支架的支持结构，或者除去一部分断层拍摄数据中的结构，或者变更腔体形状等，从而，能够将立体模型内部形成的腔体形状自由修改或者变更。而且，也可在腔体内部设置非积层造形区域，设内部为中空的结构(如下文所述)，在制作设置了非积层造形区域的体腔模型时，预先生成这种将非积层造形区域设置在腔体内部的三维形状数据。另外，这些处理可根据积层造形系统或者与积层造形系统对应的软件进行。

接着，将生成的腔体的三维形状数据，根据需要变换成与体腔模型的积层造形上使用的积层造形系统对应的形式，传送到所使用的积层造形系统或者与所使用的积层造形系统对应的软件。

积层造形系统(或者与积层造形系统对应的软件)中，进行积层造形时的体腔模型的配置或积层方向等的各种设定项目的设定，同时为了积层造形中形状保持等的目的而使支架(支持结构)附加到需要支架的部位(若不需要就不必附加)。最后，基于积层造形时的造形厚度切割这样得到的造形用数据，从而生成直接用于积层造形的切割数据(断层像数据)。另外，可与上述工序相反，在进行切割数据的生成后进行附加支架。另外，在切割数据由所使用的积层造形系统(或者与积层造形系统对应的软件)自动生成时，可省略该工序。但是，这时也可进行积层造形厚度的设定。支架的附加也同样，由积层造形系统(或者与积层造形系统对应的软件)自动生成支架时，将不需要手动生成(可不用手动生成)。

上述的例子中，用断层拍摄数据建立三维形状数据，但是作为数据最初就提供了三维形状数据时，也可将该数据二维分解而得到用于下个积层造形工艺的断层像数据。

本发明以血管等的体腔为对象，这里体腔指存在于各器官(骨骼、筋、循环器、呼吸器、消化器、泌尿生殖器、内分泌器、神经、感觉器等)的腔体，以及由这些器官或体壁等的几何学配置而构成的腔体。因而，心脏的内腔、胃的内腔、肠的内腔、子宫的内腔、血管的内腔、尿管的内腔等各种器官的内腔，或者口腔、鼻腔、咽喉、中耳腔、体腔、关节腔、心包等均属“体腔”。

用上述断层像数据形成上述体腔。

形成方法并没有特别的限定，但最好为积层造形。这里积层造形指基于断层像数据形成薄层，依次重复这种工序得到所期望的造形。即，基于被检体的断层像数据，抽出被检体的腔体区域，然后将与该腔体区域相当的体腔模型积层造形。

积层造形后的体腔模型必须在之后的工序中分解除去。为了容易进行除去，用于积层造形的材料最好为低熔点材料，或者在溶剂中容易溶解的材料。作为相关材料能够采用低熔点的热固化树脂或者蜡等。所谓光造形法(含于积层造形中)中通用的光固化树脂，如果其分解容易就可以利用。

所述体腔模型只要在以下的工序中用膜状模型成形材料围绕时具有能够抵抗从外部附加的压力等的外力的强度的范围，就能使其内部成为中空结构且薄化。从而，不仅能减少积层造形所需要的时间或伴随造形的成本，而且能够使后面的溶出工艺中体腔模型的溶出简化。

作为具体的积层造形方式，例如有粉末烧结方式、熔融树脂喷注方式、熔融树脂抽出方式等。

另外，通过积层造形制作的体腔模型，可在积层造形之后，增加表面研磨、表面涂敷等各种加工(除去加工及附加加工)，从而能够修改或者变更体腔模型的形状。作为这些加工之一环，在体腔模型的制作中，附加了在积层造形后必须除去的支架时，预先进行支架的除去。

通过用其它材料涂敷体腔模型的表面，能够防止体腔模型材料的一部分成分或者全部成分扩散到膜状模型成形材料中的情况。另外，通过对体腔模型的表面进行物理处理(热处理、高频处理等)或者化学处理，也能防止该扩散。

最好通过表面处理来使体腔模型表面的高低差平滑。从而，膜状模型的内腔表面成为平滑，能够再现更加符合实际的血管等体腔内表面。作为表面处理方法，有使体腔模型表面与溶剂接触的方法、加热而熔化表面的方法、涂敷的方法以及将这些方法并用的方法等。

将体腔模型的一部分或者全部用膜状模型成形材料薄薄地围绕，然后将它聚合或者加硫等来固化。通过除去体腔模型来形成膜状模型。

膜状模型成形材料根据该模型的用途适当选择。例如，能够采用硅橡胶(硅弹性体)、热固化的聚氨基甲酸乙酯弹性体等的弹性体外，还可将硅树脂、环氧树脂、聚氨基甲酸乙酯、不饱和聚酯、苯醛树脂、尿素树脂等的热固化树脂或聚甲基丙烯酸甲酯等的热塑性树脂单独或者多个组合使用。将这些材料涂镀、喷镀或者浸镀等方法薄薄积层到体腔模型的表面，然后用公知的方法加硫或者固化。

设膜状模型的对象为脑血管模型时，最好采用透明且具有近似活体组织的弹性及柔软性的材料。作为相关材料可列举硅橡胶。另外，硅橡胶具有与活体组织相同的接触特性，因此适合插入导管等医疗器件进行手术试验的情况。也可以适当使用氨基甲酸乙酯树脂或氨基甲酸乙酯弹性体。

可用多个层形成膜状模型形成材料。其厚度也可任意设定。

(基体材料)

基体材料作为透光性材质，可观察膜状模型的变形。

基体材料选择具有弹性的材料。最好其纵弹性系数为2.0kPa～100kPa的低弹性。而且，基体材料最好具有充分的延伸率。从而，即使膜状模型变形较大，基体材料也不会从膜状模型剥落。例如，设无负载时为1，并确保相对膜状模型的粘接性的状态下拉伸时基体材料最好具有无附加时的2～15倍的延伸率。这里延伸率指的是基体材料可恢复原状的最大变形量。另外，最好从加重而变形的基体材料除去重荷时基体材料恢复原状的速度比较缓慢。例如，粘弹性参数即损耗系数tanδ(1Hz时)可为0.2～2.0。

从而，基体材料具有与血管等的周围存在的组织相同或者近似的特性，膜状模型的变形在更加接近实际的环境中进行。即，可真实再现插入导管等的感觉。

基体材料选择对膜状模型具有密合性的材料。从而，对膜状模型插入导管等，使膜状模型变形也不会在基体材料与膜状模型之间产生偏移。当两者间产生偏移时，就会在施加到膜状模型的应力上产生变化，因此在进行例如导管的插入模拟时会带来障碍，在插入时可能产生不谐调感。

作为膜状模型以脑血管模型为对象时，基体材料与膜状模型的密合性(粘接强度)最好为1kPa～20kPa。

作为相关的基体材料，实施例中采用硅凝胶和甘油凝胶，但其材质并没有特别地限定。还有，若外壳上能确保密封性就能使用高粘度的液体作为基体材料。尤其适合作为再现被不具有弹性的活体组织包围的血管的膜状模型的基体材料。通过混合这些多种流体并且还混合对流体有粘接性的药剂，也能调制出合适的基体材料。

作为基体材料的材料采用凝胶时，采用物理特性不同的多个材料，能够使基体材料更加接近活体组织。

为了观察膜状模型的动态举动，基体材料最好具有透光性。为了明确膜状模型与基体材料的边界，可使膜状模型或者基体材料的至少一方带色。另外，最好将膜状模型的材料折射率与基体材料的材料折射率基本相等，以能更加准确观察膜状模型的动态举动。

膜状模型没必要全部埋入该基体材料内。即，膜状模型的一部分可位于空隙部内(参照图8)。另外，膜状模型的一部分也可以处于固体基体材料(具有与活体组织不相似的物理特性)内或者流体内。

(外壳)

外壳用以容纳基体材料，可作成任意形状。为了能够观察膜状模型的动态举动而全部或者其一部分用透光性材料形成。该外壳可用透光性的合成树脂(丙烯酸板等)或玻璃板形成。

外壳中开通了与膜状模型的腔体连通的孔穴。从该孔穴能够插入导管。

立体模型最好全部具有透光性。从观察导管的插入状态的方面来说，至少可以辨认其膜状模型的内部。

外壳与膜状模型之间设有足够的距离。从而，对具有弹性的基体材料确保足够的容限(厚度)，且因导管插入等而外力加到膜状模型时根据该外力，膜状模型可自由变形。另外，该容限可根据立体模型的对象、用途等任意选择，但最好为例如膜状模型的膜厚的10倍～100倍以上。

(立体模型的制造方法)

将体腔模型被膜状模型覆盖的状态的中子(体腔模型+膜状模型)置于外壳中，对该外壳注入基体材料，并凝胶化。然后，除去体腔模型时成为膜状模型残留在基体材料中的状态。

或者，在基体材料注入前除去体腔模型，在得到膜状模型后，将该膜状模型置于外壳内，然后向该外壳内注入基体材料，通过将它凝胶化也能实现膜状模型埋入基体材料中的状态。

体腔模型的除去方法可根据体腔模型的造形材料适当选择，只要不影响立体模型的其它材料就无特别限定。作为除去体腔模型的方法，可采用(a)通过加热熔融的加热熔融法；(b)用溶剂溶解的溶剂溶解法；(c)将加热熔融和溶剂的溶解并用的混合法等。通过这些方法，使体腔模型有选择地流动，并向立体模型外部溶出而除去体腔模型。

(扩散除去工艺)

有可能体腔模型材料成分的一部分扩散到膜状模型内部，在膜状模型产生阴影，降低其辨认性。为了除去该阴影，最好在除去体腔模型后再次加热试样。该加热可在体腔模型除去的中途执行。

本发明的立体模型还可以如下形成。

作为中子，将体腔模型埋入凝胶状基体材料，并除去该体腔模型。从而，在基体材料中形成再现体腔的腔体。然后在腔体的外壁附着膜状模型的形成材料后经聚合或者加硫等来固化。通过使膜状模型形成材料流入基体材料的腔体，或者将基体材料浸渍到膜状模型形成材料，能够使膜状模型形成材料附着到基体材料的体腔外壁。

另外，取代对该腔体外壁附着膜状模型形成材料，可对该腔体外壁进行亲水化处理。从而，对立体模型的腔体内填充水或者水溶液时在外壁形成水膜，缓和导管插入阻力。即，该水膜相当于膜状模型。

对该腔体外壁进行疏水化处理(亲油化处理)时也同样，对腔体内填充油时在外壁形成油膜，缓和导管的插入阻力。即，该油膜相当于膜状模型。

腔体外壁用公知的方法被亲水化或者疏水化。例如作为基体材料采用硅凝胶时，通过将具有界面活性剂等极性基的膜形成在该外壁，能够将该腔体外壁亲水化。同样地，能够通过将油或蜡等的油性膜形成在腔体外壁，使该腔体外壁疏水化。

本发明人发现可通过光弹性效应观察到膜状模型的内部应力。即，依据本发明的其它方面，已述的第一方面的立体模型中，所述膜状模型由透光性材料形成，对它施加了外力时其厚度方向上基本上不发生内部应力，而沿其表面的方向上发生第一内部应力，所述基体材料基本上由不产生内部应力的材料构成，且用于观察光弹性效应。

依据这样构成的立体模型，即使膜状模型为三维形状，其中产生的光弹性效应也主要由第一内部应力(沿膜状模型外壁表面的方向的应力)而产生，能够由观察的光弹性效应(光的波长)确定该外壁上的应力。

该应力观察装置在设观察对象为膜状模型(具有再现体腔的腔体的透光性的模型)时，有利于观察该腔体周围区域的物理特性。即，在导管或液体的插入模拟中应力施加到膜状模型外壁时，产生光弹性效应而能够观察其应力状态。从而，能够模拟出将导管或液体插入到血管等的体腔时对活体组织的影响。

以上描述中，设外壁为由弹性材料构成的薄膜，对它施加了外力时，其厚度方向不受拘束，只有沿其表面的方向上产生强制变位。从而，外壁上产生的应力只有第一内部应力，用光弹性效应可确定膜状外壁的应力。显然，为了获得光弹性效应，外壁具有透光性。

外壁的厚度只要能维持上述特性，就无特别限定，但根据本发明人的研究，最好设在0.1～5.0mm。若为0.1～1.0mm则更好。

另外，为了不使外壁上产生厚度方向的应力，该外壁在其厚度方向上成为无物理限制的状态。具体地说，外壁的外侧直接或者隔着空间与凝胶、流体(水等)等可容易变形的基体材料相接，在外壁向其厚度方向变形时基本上不受基体材料的阻力。为了不对外壁产生物理上的阻力，基体材料需要预定的容限(厚度)。由于该基体材料容易变形，为了确保该预定的容限，其周围用外壳围绕。另外，外壁的成形材料与基体材料的成形材料之间最好具有高的密合性。这是因为在两者间产生滑动时产生摩擦阻力而可能产生不规则的内部阻力。作为该外壁的形成材料，例如可采用氨基甲酸乙酯树脂或氨基甲酸乙酯弹性体，而作为基体材料的形成材料，例如可采用硅凝胶。

另外，若由基体材料产生光弹性效应，就会成为外壁的光弹性效应的噪声而不理想。因而，基体材料最好采用如凝胶或流体(水等)那样的基本上不产生内部应力的材料。

还有，在观察光弹性效应时可对外壁的内侧即中空部插入任意物体。例如，在膜状模型的场合，可插入导管或液体。

中空部的外壁最好形成为基本上同一厚度的圆环状截面。从而，从任意方向观察外壁时均能得到相同光弹性效应(光的波长)。另外，外壁中与第一内部应力有关系的材料宽度固定，可容易确定应力。

用光弹性观察膜状模型的应力状态时，膜状模型中至少需要观察应力状态的部位由各向同性材料形成。膜状模型要具有透光性。

作为该具有光弹性的材料，可使用例如硅橡胶(硅弹性体)或热固化性的聚氨基甲酸乙酯弹性体等的弹性体外，还可将硅树脂、环氧树脂、聚氨基甲酸乙酯、不饱和聚酯、苯醛树脂、尿素树脂等热固化树脂或聚甲基丙烯酸甲酯等的热塑性树脂单独或多个组合使用。

为了在对膜状模型的腔体插入导管或液体时，能够以光弹性效应方式观察该外壁上的应力状态，至少该外壁需要用可弹性变形的材料形成。当然，整个膜状模型能够用可弹性变形的材料形成。

作为该膜状模型的形成材料，最好采用伴随导管等的插入容易变形(即，纵弹性系数小)，且即便极小的变形也能观察到大的光弹性效应的变化的(即，光弹性系数大)材料。该材料例如可采用聚氨基甲酸乙酯弹性体。另外，也可采用明胶(植物性琼脂)、植物性琼脂、角叉菜胶、槐树豆胶那样的多糖类凝胶化剂。

基体材料由不产生内部应力的材料形成。为了再现活体组织，要求适当的弹性和对膜状模型的密合性。

膜状模型与基体材料的最佳组合是用聚氨基甲酸乙酯弹性体形成膜状模型，且基体材料采用硅凝胶。

(光弹性效应)

光弹性效应指的是在透光性材料中产生内部应力时，带有短暂的双折射性，由于在最大主应力和最小主应力方向上折射率不同，入射光分为两个平面偏振光行走的情况。根据该两个波的相位差产生干涉条纹，通过观察该干涉条纹能够知道透光性材料的内部应力的状态。

要产生该光弹性效应，如图1所示，使来自光源的光通过第一偏振片(偏振光滤波片)而成为偏振光，并使该线偏振光通过立体模型。若在立体模型中产生内部应力，则根据内部应力的强度产生双折射，生成最大主应力(acosφsinωt)和最小主应力(acosφsin(ωt-A))。这些光因速度不同而产生相位差，使之通过第二偏振片(偏振光滤波片)而进行观察，则出现干涉条纹。还有，该第二偏振片的偏振方向与第一偏振片的变更方向基本上正交。

作为使立体模型介于一对偏振片之间观察透过立体模型的光上产生的光弹性效应的方法，已知有正交尼科耳(Nicol)法、平行尼科耳法、灵敏色法等。另外，作为通过使1/4偏振片介于偏振片与立体模型之间来检出光弹性效应的方法，已知有圆偏振光法、塞拿蒙(Senarmont)法等。

本发明中，如图2A所示，观察对象100具有中空部101，该中空部101的周围区域103用具有光弹性效应的弹性材料以薄膜状(膜厚：0.1～5.0mm)形成。周围区域103被凝胶等的透光性基体材料105所围绕。基体材料105容易变形，且基本上不会引起光弹性效应。另外，通过确保基体材料105具有足够的厚度(容限)，对于周围区域103的变形成为无阻力。该基体材料105的厚度根据其材质任意选择，但最好为周围区域103厚度的10倍以上，若为100倍以上则更好。该厚度厚的基体材料105容易发生砂型倒塌，因此最好用透光性的壳体107覆盖。壳体107的形状为任意形状。

在图2A的观察对象100中，如图中箭头所示施加外力(与导管对应)时周围区域103变形。这时，变形部上几乎不发生沿周围区域103厚度方向的内部应力σt。这是由于基本上不存在对于外力的来自基体材料105的回弹力。因而，变形部中基本上只发生沿着周围区域103表面方向的内部应力σp(第一内部应力)。

若使偏振光透过该观察对象100，则响应第一内部应力σp而产生光弹性效应，可观察到与该第一内部应力σp的大小对应的波长光。

本发明人专心致力于研究利用根据光弹性效应在入射光上产生的波长，换言之，利用所观察到的光的色变化，确定上述第一内部应力σp的方法的结果，发现分成观察时存在于中空部101的轮廓区域的部分(轮廓区域)和观察时存在于靠近中空部101的部分(前面区域)的两种情况，能够用分别不同的方法确定周围区域103上的内部应力σp。

(所述轮廓区域的应力观察方法)

在周围区域103内观察所述轮廓区域时，第一内部应力σp的方向与观察方向即入射光的方向平行，因此周围区域103的材料在内部应力σp的方向上会宽幅存在。这时，在所述轮廓区域观察到的因第一内部应力σp而产生的光弹性效应成为该宽度W上存在的材料上的波长变化之总和。因而，如图2B所示，具有单位宽度w的特定区域1031(单位区域)的波长变化可通过由观察后的光弹性效应得到的波长变化除以宽度W而获得。

这里，如果周围区域103以基本相同的厚度且圆环状形成，则因该宽度W固定而能够从观察到的光弹性效应求出单位区域的波长变化，从而能够容易求出所述轮廓区域的内部应力。具体地说，只要准备与周围区域的内径或者外径对应的换算表(表示观察光的波长(色)与单位区域的内部应力的关系)，就能从观察到的光弹性效应的光波长(色)掌握单位区域上产生的内部应力。

如果有表示周围区域103的三维数据，也能用该数据确定周围区域的宽度W。

接着就膜状模型的所述轮廓区域中内部应力的三维分析方法进行说明。

图3是说明该分析方法的模式图。上述内部应力σp(矢量或者张量)在本发明的对象即平面应力问题中，描述为其构成要素即内部主应力σ1和σ2。然后，根据各观察方向得到的膜状模型的所述轮廓区域107上的各点108(即，形成膜状模型的轮廓的外壁上的各点)，若假定有与观察方向即偏振光的入射方向平行的切平面，则用该方法求得的内部应力即内部主应力σ1和σ2定义为该切平面上的应力，且在该切平面上直走。因而，这些内部主应力σ1和σ2沿着各膜状模型表面的方向，相当于本说明书中规定的第一内部应力。另外，膜状模型的厚度方向的内部应力，在本发明的特性上可以忽略。

产生光弹性效应的相位差R由下式表示。

R＝α(σ1cos²θ+σ2sin²θ)D

(其中D为偏振光的通过长度)

因而，观察到的光弹性效应将包含上述的内部主应力σ1和σ2的影响。

于是，本发明人为了独立求出上述内部主应力σ1和σ2而专心致力于研究，结果发现，通过解下述方程式就能得到内部主应力σ1和σ2的值。

$\mathrm{\θ}=-\frac{1}{2}{\tan }^{-1}\frac{R_1/D_1-R_3/D_3}{R_1/D_1-2R_2/D_2+R_3/D_3}$ (0＜θ＜π/4)

${\mathrm{\σ}}_1=\frac{1}{2\mathrm{\α}}\{\frac{R_1}{D_1}(1+\cos \mathrm{ec}2\mathrm{\θ})+\frac{R_3}{D_3}(1-\cos \mathrm{ec}2\mathrm{\θ})\}$

${\mathrm{\σ}}_2=\frac{1}{2\mathrm{\α}}\{\frac{R_1}{D_1}(1-\cos \mathrm{ec}2\mathrm{\θ})+\frac{R_3}{D_3}(1+\cos \mathrm{ec}2\mathrm{\θ})\}...\left(1\right)$

在解上述式时，设偏振光以三个不同的入射角度入射，并设此时的偏振光的通过长度为D1、D2、D3。从观察到的光弹性效应求出相位差R1、R2和R3。另外，R2是θ＝90度时的相位差。

通过解上述式，能够容易独立求出内部主应力σ1和σ2。

(所述前面区域的应力观察方法)

从观察对象100的背后投射偏振光，并进行靠近观察对象100时光弹性效应的观测时，在所述前面区域观测的波长(色)变化成为存在于图2A所示的空洞部101背面的膜(空洞背膜)上的光弹性效应与存在于该空洞部101前面的膜(空洞前膜)上的光弹性效应之总和，不能独立求出所述前面区域(即，空洞前膜)上的波长变化。

于是，本发明人为了独立求出所述前面区域上的波长变化而专心致力于研究，结果发现，通过以下方法得到所述前面区域上的波长变化。

即，这种情况下，从观测对象100跟前投射偏振光，使透过所述空洞前膜的光在空洞部101前面反射，再将透过该空洞前膜后返回跟前的光，在观察对象100前面观测，从而可独立求得所述前面区域上的波长变化，在这样的空洞部101前面的反射，能够通过使空洞部101内部灌满反射率高的液体或者混入反射率高的材料的液体，或者在空洞部101表面(至少前面)形成由反射率高的材料构成的层来实现。

这时，在所述轮廓区域上观察到的因第一内部应力σp而产生的光弹性效应成为所述空洞前膜的膜厚上的波长变化之总和的2倍。因而，对于该膜厚内单位宽度w’的波长变化，通过由观察到的光弹性效应获得的波长变化除以膜厚的2倍宽度W’来获得。

更严格地说，由于所述前面区域形成曲面，在观察方向的膜厚在曲面上的各点处不同，但这里如果周围区域103基本上以同一厚度且圆环状形成，由于该宽度W’的分布固定，就能从观察到的光弹性效应立即求出单位宽度w’的波长变化，从而能够容易求出所述前面区域的内部应力。具体地说，如果准备与所述前面区域内的位置对应的换算表(表示观察光的波长(色)与单位区域的内部应力之间的关系)，就能从观察到的光弹性效应的光波长(色)掌握在单位区域上产生的内部应力。

若有表示周围区域103的三维数据，就能从该数据确定所述前面区域内各点上的宽度W’。

接着，就膜状模型的所述前面区域上的内部应力的三维分析方法进行说明。

图23是说明该分析方法的模式图。对按照各观察方向所得到的膜状模型的所述前面区域109上的各点110(即，成为膜状模型前面的外壁上的各点)假定切平面时，用该方法求得的内部主应力(内部应力σp(矢量或者张量)的构成要素)σ1和σ2定义为该切平面上的应力，且在该切平面上直走。因而，这些内部主应力σ1和σ2在于沿着各膜状模型表面的方向，相当于本说明书中规定的第一内部应力。还有，膜状模型厚度方向的内部应力在本发明的特性上可忽略。

由于所述前面区域109存在于空洞部101表面，因而成为曲面，在该曲面上观察到光弹性效应。将同曲面上的光弹性分布投射到平面上时，该平面状的各点上的相位差R，如下式表示。

R＝α(σ1-σ2)D

(其中D是在各点上的偏振光的通过长度)

因而，观察到的光弹性效应含有上述内部主应力σ1和σ2的影响，这时，内部主应力σ1和σ2存在于与观测方向垂直的平面内，因此通过调整用以检出光弹性效应的偏振片的方向，能够光学地除去一方，能够得到内部主应力σ1和σ2的值。

即，本发明另一方面表示为如下。

一种被检体的应力观察装置，其特征在于包括：具有中空部的观察对象，该中空部的周围区域是由透光性的弹性材料构成的薄膜状，在所述周围区域施加了外力时，其厚度方向上基本上不发生内部应力，沿着其表面的方向上发生第一内部应力；将所述周围区域的内表面作为反射面的手段；以及检出通过所述内表面后在所述反射面反射的光中产生的光弹性效应的部件，所述光弹性效应只因所述第一内部应力而产生。

就本发明另一方面进行说明。

一种被检体的应力观察装置，其特征在于包括：具有中空部的观察对象，该中空部的周围区域是由透光性弹性材料构成的薄膜状，在所述周围区域施加了外力时，其厚度方向上基本上不发生内部应力，沿着其表面的方向上发生第一内部应力；以及检出通过该观察对象的周围区域的光中产生的光弹性效应的部件，所述光弹性效应只因所述第一内部应力而产生。

依据由这样构成的应力观察装置，即便中空部的周围区域为三维形状，在该处产生的光弹性效应也只因为第一内部应力(沿着周围区域表面的方向的应力)而产生，可由观察到的光弹性效应(光的波长)确定该周围区域上的应力。

该应力观察装置在该观察对象为立体模型(具有再现体腔的腔体的透光性的模型)时，有利于观察该腔体周围区域的物理特性。即，在导管或液体的插入模拟中对立体模型的腔体的周围区域施加了应力时，产生光弹性效应而能观察其应力状态。从而，能够模拟出将导管或液体插入血管等的体腔时对活体组织的影响。

以上，周围区域作为由弹性材料构成的薄膜，在被施加了外力时其厚度方向不受拘束，仅沿其表面的方向产生强制变位。从而，在周围区域产生的应力只有第一内部应力，可由光弹性效应确定膜状周围区域的应力。当然，为了获得光弹性效应，周围区域具有透光性。

周围区域的厚度只要能够维持上述特性就无特别地限定，但根据本发明人的研究，最好为0.1～5.0mm。若为0.1～1.0mm则更好。

另外，为了在周围区域不产生厚度方向的应力，该周围区域在该厚度方向上处于没有物理限制的状态。具体地说，周围区域的外侧直接或者隔着空间与凝胶、流体(水等)的可容易变形的基体材料相接，设成在周围区域向其厚度方向变形时基本上不受来自基体材料的阻力。为了对周围区域不产生物理阻力，基体材料需要预定的容限(厚度)。由于该基体材料容易变形，要确保该预定的容限，其周围会被外壳围绕。另外，周围区域的成形材料和基体材料的成形材料之间最好具有高的密合性。这是因为在两者间产生滑动时会产生摩擦阻力，有可能产生不规则的内部阻力。该周围区域的形成材料例如可采用氨基甲酸乙酯树脂或氨基甲酸乙酯弹性体，作为基体材料的形成材料例如可采用硅凝胶。

另外，在基体材料上产生光弹性效应时，会成为周围区域的光弹性效应的噪声，因此并不理想。因而，基体材料最好采用凝胶或流体(水等)等基本上不产生内部应力的材料。

还有，对于周围区域的内侧即中空部，在观察光弹性效应时可插入任意物体。例如，立体模型的场合，可插入导管或液体。

中空部的周围区域最好基本上以同一厚度的圆环状截面形成。从而，从任何方向观察周围区域均能得到相同的光弹性效应(光的波长)。另外，在周围区域与第一内部应力有关系的材料的宽度固定(可从周围区域的直径确定该宽度)，因此能够容易确定周围区域的单位区域(具有单位宽度)的应力。

本发明另一方面被如下规定。即，通过检出部件取得因第一内部应力而产生的光弹性效应，且还包括求出所述周围区域上的第一内部应力的发生方向的宽度的部件和从取得的光弹性效应与所述周围区域的宽度运算所述周围区域的单位区域上的应力的部件。

依据这样构成的应力观察装置，求出周围区域上的第一内部应力的发生方向的宽度，因此通过由检出部件取得的光弹性效应(光的波长变化)除以该宽度，能够确定周围区域上的单位区域(具有单位宽度)的波长变化。从而，能够更加准确地确定在周围区域上产生的应力状态。

本发明另一方面被如下规定。即，一种立体模型的应力观察装置，其中包括：透光性的立体模型，其至少再现体腔的腔体周围区域的至少一部分由具有光弹性效应的膜状的弹性材料形成，该膜状的弹性材料的周围围绕着由基本上不产生光弹性效应的凝胶构成并对所述周围区域的厚度方向基本上无阻力的基体材料；以及检出通过该立体模型的光中产生的光弹性效应的部件。

依据这样构成的应力观察装置，膜状的弹性材料的周围被凝胶状基体材料围绕。因而，该立体模型中光弹性效应只从弹性材料部分产生而不会从凝胶状基体部分产生光弹性效应。因而，能够准确地观察到膜状弹性材料的应力状态。

还有，依据另一方面，用积层造形作成体腔的周围区域的第一次模型，用模具材料围绕该第一次模型而形成阴模，将所述第一次模型从所述阴模除去，对所述阴模的内腔注入聚氨基甲酸乙酯弹性体进行固化，除去所述阴模后得到由聚氨基甲酸乙酯弹性体构成的膜状模型，用硅凝胶构成且对所述膜状模型的厚度方向基本上无阻力的基体材料围绕该膜状模型的周围，从而制造适合观察光弹性效应的的立体模型。

实施例

(实施例1)

由于得到与作为立体模型化的对象的脑血管及患部即脑动脉形状有关的三维数据，对拍摄区域的血管内部投入造影剂，同时采用具有0.35×0.35×0.5mm的空间分解能力的螺旋扫描方式的X线CT装置对患者的头部进行拍摄。通过拍摄而得到的三维数据，为了交接到三维CAD软件，再构成为在体轴方向等间隔排列的500幅具有512×512的分辨率、256灰度的二维图像(断层拍摄数据)后，用内置于所述X线CT装置的驱动器，将与各二维图像对应的图像数据按与拍摄方向一致的顺序保存在5.25英尺光磁盘中。

接着，通过在个人计算机外部连接的5.25英尺光磁驱动器，使计算机内部的存储装置读取所述图像数据，利用市售的三维CAD软件，由该图像数据生成积层造形所必要的STL形式(将三维曲面表现为三角形补片集合体的形式)的三维形状数据。该变换中，通过基于拍摄间隔将输入的二维图像积层，建立将浓度值作为标量的三维的标量场，通过指定该标量场上给予血管内表面的特定浓度值，作为等值面(特定标量值的边界面)建立血管内腔的三维形状数据后，对建立的等值面进行三角形多边形近似的再现。

还有，在该阶段，将三维形状数据与附加数据相加，使导向部13从体腔模型的端部外突。该导向部13如图4所示为中空柱状的部件。通过设置中空部31，实现缩短积层造形时间。该导向部13的前端直径被扩大，该部分在立体模型表面表达出，形成大直径的开口部25(参照图7)。

接着将生成的STL形式的三维形状数据转移到熔融树脂喷注方式的积层造形系统，在确定造形系统内的模型的配置或积层方向、积层厚度的同时对模型附加支架。

将在这样生成的积层造形用的数据，在计算机上按预定的积层造形厚度(13μm)切割后生成许多切割数据。然后，基于这样得到的各切割数据，通过加热以对甲苯磺酰胺和对乙基苯磺酰胺为主成分的造形材料(熔点：约100度，容易被丙酮溶解)熔融后喷注，从而将具有与各切割数据一致的形状的指定厚度的树脂固化层逐面积层形成来进行积层造形。在形成最终层后除去支架来作成脑血管内腔区域的积层造形模型(体腔模型12)。

还有，处理该体腔模型12的表面而作成平滑。

对该体腔模型12的整个表面形成约1mm厚度的硅橡胶层15(参照图6)。该硅橡胶层15通过将体腔模型12浸渍到硅橡胶槽并将取出的体腔模型旋转并干燥来获得。该硅橡胶层成为膜状模型。

本实施例中，将体腔模型12的整个表面，用硅橡胶层15覆盖，但可将体腔模型12的所期望的部分局部地用硅橡胶层15覆盖。

将体腔模型12用由硅橡胶层15构成的膜状模型覆盖而形成的中子11设置在直方体的外壳24中。该外壳24由透明的丙烯酸板构成。在外壳内注入基体材料22的材料，然后进行凝胶化。

作为基体材料22的材料采用2液混合型的硅凝胶。该硅凝胶透明，且具有很接近血管周围的软组织的物理特性。也可采用缩聚型的硅凝胶。

基体材料22的材料的物理特性调整到适合膜状模型的对象即血管等周围组织的物理特性。

还有，本实施例中设针入度、流动性、粘接性、应力缓和性等指标，最终通过操作员的触摸(插入导管的感觉)，使其物理特性接近活体组织。

硅凝胶的场合，调制该聚合物的骨骼，起初可通过配合硅油来调整该物理特性。

本实施例中膜状模型的成形材料选择硅弹性体(WackerAsahikasei Silicone Co.，LTD制，商品名：RT601)，基体材料选择硅凝胶(Wacker Asahikasei Silicone Co.，LTD制，商品名：SilGel612)。该硅凝胶的纵弹性系数约为5.0kPa，损耗系数tanσ(粘弹性参数)约为1.0，具有大概1000％的延伸率。另外对硅弹性体的密合力(粘接强度)约为8kPa。

硅凝胶之外，还可采用甘油凝胶。该甘油凝胶如下获得。即，将明胶浸入水中，其中再加入甘油和石炭酸，然后加热溶解。在温度高的期间过滤，如果成为不影响中子的温度就注入到外壳内，并冷却。

然后，除去中子11内的体腔模型12。除去的方法采用混合法。即，加热试样，使体腔模型的材料从开口部25向外部流出，还有，向空洞部注入丙酮，将体腔模型的材料溶解除去。

然后，将试样在设定为120℃的恒温层内加热约1小时，除去膜状模型(硅橡胶层15)的阴影。

这样得到的立体模型21如图7和图8所示，成为在由硅凝胶构成的基体材料22中埋入膜状模型15的结构。由于硅凝胶具有接近活体组织的物理特性，膜状模型15表现与血管同等的动态举动。

(实施例2)

图9表示另一实施例的立体模型41。另外，与图7相同的要素上采用同一符号，省略其说明。

本例中，与实际的脑组织对应地，将基体材料设成多层结构，按照脑的各部位积层不同物理特性的基体材料42、43、44。基体材料42对应于大脑动脉部周围的蛛网膜下腔的物理特性，基体材料43对应于交通动脉部周围的软组织的物理特性，基体材料44对应于颈动脉部周围的海绵静脉筒的物理特性。其它部分的基体材料46、47设为与图7相同的基体材料。另外，该其它部分46、47的基体材料可为凝胶以外的(固体等)基体材料。

(实施例3)

图10中示出另一实施例的立体模型51。

该立体模型51中，在基体材料52中设有空隙部53，膜状模型55的一部分存在于该空隙部53内。该空隙部53对应于蛛网膜下腔。

该空隙部53中，对中子(体腔模型+膜状模型)覆盖对应于空隙部53的罩，其周围被由硅凝胶构成的基体材料52填充。然后，除去体腔模型与该罩，从而能够得到图9所示的结构。

图11是图10的C-C线剖视图，表示膜状模型55埋入由硅凝胶构成的基体材料51。

还有，空隙部53中可填充与基体材料52不同的物性(最好具有与构成蛛网膜下腔的活体组织相等的物性(凝胶等))的材料。该填充物最好具有基本上与基体材料52相等的折射率。

空隙部的形状可任意形成。

图12表示本发明实施例的应力观察装置60的结构。

本实施例的应力观察装置60大致由光源61、一对偏振片62和63、图7所示的立体模型21、受光部70构成。

光源61最好采用白色光源。也可利用太阳光作为光源。另外，还可以采用单色光源。第一偏振片62和63具有相互正交的偏振方向。从而，如图1所说明的那样，在第二偏振片63侧能够观察到因所述轮廓区域上的立体模型21的内部应力而产生的光弹性效应。

例如对立体模型21的腔体插入导管时，若导管与腔体的外壁相互干涉，则在该腔体外壁上产生应力并在此处出现光弹性效应(干涉条纹)。另外，也可从光弹性效应模拟出伴随线圈栓塞时的动脉瘤的变形的该动脉瘤周围区域的应力状态。

还有，该立体模型中膜状模型由聚氨基甲酸乙酯弹性体形成，基体材料采用硅凝胶。从而可以光弹性效应的方式观察到膜状模型的内部应力变化。

本实施例中光源61、第一偏振片62、立体模型21和第二偏振片63直线配置，但可将第二偏振片63偏移(即从直线错开)配置。在立体模型21的腔体中光漫射，因此在腔体的形状上将第二偏振片63偏移配置时，能够更加清楚地观察到光弹性效应。

图19中示出图12所示的应力观察装置60关联的另一实施例的应力观察装置360(与图12所示的要素相同的要素上采用同一符号，省略其说明)。本实施例中，将光源61和第一偏振片62与第二偏振片63和受光部70分别作为一组，向立体模型21的一侧移动，并列地配置。从而，能够在第二偏振片63侧观察到因立体模型21的所述前面区域上的内部应力而产生的光弹性效应。

从光源61发射的光通过第一偏振片62后入射到立体模型21，再通过立体模型21(膜状模型)的膜部分后，在膜状模型内的空隙部表面反射，再次通过立体模型21(膜状模型)的膜部分，经由偏振片63和第二1/4偏振片83由受光部70观测。依据该方法，能够观察到所述空隙部表面上的光源61的投影面上的光弹性效应。另外在本实施例中，通过对空隙部内部装满反射率高的液体或者混入反射率高的材料的液体，或者在空隙部表面形成由反射率高的材料构成的层，在空隙部表面上使来自光源61的入射光反射。

在这两个实施例(图12所示的应力观察装置60和图19所示的应力观察装置360)中，受光部70设有：由CCD等构成的拍摄装置71和处理用该拍摄装置71拍摄的光弹性效应的图像的图像处理装置70以及输出图像处理部70的处理结果的显示器75和打印机77。

在图像处理装置73中进行如下的处理(参照图13)。

首先，获取对立体模型21未加任何外力的初始状态的图像作为背景图像(步骤1)。当立体模型21由高光弹性系数的材料形成时，有时因自重而产生光弹性效应。因而，从光源61照射光，并再取得外力时(例如插入导管时)的光弹性效应的干涉条纹图像后(步骤3)，将这些背景图像差分处理(步骤5)。

当立体模型21由高光弹性系数的材料形成时，根据内部应力的情况出现细的干涉条纹重复的图案。图像处理装置73通过计数单位面积上的该图案的数，将该内部应力数值化(步骤7)。然后，在经由第二偏振片63得到的立体模型21的形状相关的图像中，对产生内部应力的部分提供与该数值对应的色后向外部表示(步骤9)。

本实施例中用受光部70图像处理光弹性效应的干涉条纹，观察者可直接或者经由拍摄装置71观察该干涉条纹。

图14表示另一实施例的应力观察装置80。在与图12所示的要素相同的要素上采用同一符号，省略其说明。

本实施例中第一偏振片62和立体模型21之间隔着第一1/4偏振片82，在立体模型21和第二偏振片63之间隔着第二1/4偏振片83。从而，能够用圆偏振光法观察到所述轮廓区域上的光弹性效应。依据基于圆偏振光法的光弹性效应的观察，由于干涉条纹上不会出现偏振片与内部主应力间的相对方向的影响，立体模型的姿势控制变得容易。

图20所示的另一实施例的应力观察装置380(与图12所示的要素相同的要素上采用同一符号，省略其说明)中，将光源61和第一偏振片62与第二偏振片63和受光部70分别作为一组，在立体模型21的一侧并列配置，而且将第一1/4偏振片82隔在第一偏振片62和立体模型21之间，将第二1/4偏振片83隔在立体模型21和第二偏振片63之间。从而，能够用圆偏振光法，在第二偏振片63侧观察因立体模型21的所述前面区域上的内部应力而产生的光弹性效应。

本实施例中，从光源61发射的光通过第一偏振片62和第一1/4偏振片82后入射到立体模型21，再通过立体模型21(膜状模型)的膜部分后，在膜状模型内的空隙部表面反射，再通过立体模型21(膜状模型)的膜部分，经由偏振片63和第二1/4偏振片83用受光部70观测。依据该方法，能够不受应力方向的影响而观察所述空隙部表面上的光源61的投影面上的光弹性效应。还有本实施例中，通过对空隙部内部装满反射率高的液体或者混入反射率高的材料的液体，或者在空隙部表面形成由反射率高的材料构成的层，在空隙部表面使来自光源61的入射光反射。

图15表示另一实施例的应力观察装置90。在与图12所示的要素相同的要素上采用同一符号，省略其说明。

本实施例中，将立体模型21保持在旋转/倾斜载物台91上，使立体模型21可旋转和/或倾斜。从而，变更对立体模型21的光的入射方向，并可三维地观察立体模型21的所述轮廓区域上的应力分布。因而，可更加详细地进行立体模型的模拟。

还有，图15的例的立体模型21上也可适用该旋转/倾斜载物台91。

本实施例中将立体模型21旋转和/或倾斜，但预先固定立体模型21的姿势，然后旋转和/或倾斜周围的要素也能得到同样的作用/效果。

另外，图21所示的另一实施例的应力观察装置390(与图12所示的要素相同的要素上采用同一符号，省略其说明)，与图15所示的应力观察装置90同样，将立体模型21保持在旋转/倾斜载物台91，使立体模型21可旋转和/或倾斜。依据该装置，通过变更对立体模型21的光的入射方向，可三维地观察立体模型21的所述前面区域的应力分布。本实施例中使立体模型21旋转和/或倾斜，但预先固定立体模型21的姿势，使周围的要素旋转和/或倾斜也能得到同样的作用/效果。

图16表示另一实施例的应力观察装置200的结构。与图12相同的要素上采用同一符号，省略其说明。

使所述轮廓区域的应力分布可能的该应力观察装置200的图像处理装置273，包括图2所示的表现周围区域103的数据(周围区域数据)205。

另外，图22所示的另一实施例的应力观察装置400(与图12所示的要素相同的要素上采用同一符号，省略其说明)，与图16所示的应力观察装置200相同，包括图2所示的表现周围区域103的数据(周围区域数据)205，使所述前面区域的应力分布可能。

在这两个实施例(即，图16所示的应力观察装置200和图22所示的应力观察装置400)中，取得用拍摄装置71拍摄的包含光弹性效应的图像，并保存到图像存储器201。在位置确定装置203中，分析取得的图像后使之与周围区域数据205相关联。从而，确定所得到的光弹性效应的位置以及观察方向。例如，预先在立体模型中设置标识器，以该标识器的位置为基准能够使拍摄图像与周围区域数据相关联。内部应力运算装置207中，从周围区域数据205求出产生该光弹性效应的第一内部应力方向的周围区域材料宽度W(参照图2)。然后，通过用拍摄装置获得的光弹性效应的值(表观上的内部应力)除以该材料宽度W，运算周围区域的单位区域上的内部应力。

从而，图17所示的步骤200的处理完成。即，基于周围区域的宽度W，对步骤7中数值化的内部应力进行补正，能够按每个周围区域的单位区域确定内部应力。图17中，与图13相同的步骤上采用同一的要素，省略其说明。

图18中示出适合观察光弹性效应的膜状模型的制造方法。

步骤I中准备体腔模型，用浸渍法使PVA被覆到体腔模型的整个表面(步骤II)。在步骤III中用浸渍法对步骤II中获得的试样上被覆聚氨基甲酸乙酯弹性体。然后，考虑与聚氨基甲酸乙酯弹性体被覆膜的亲合性，分二次用浸渍法被覆PVA(步骤V、VI)。从而，用PVA被覆膜上下完全被覆聚氨基甲酸乙酯弹性体被覆膜。

然后，浸渍到有机溶剂，有选择地溶解体腔模型，溶出后(步骤VII)，最后在水中溶解PVA(步骤VIII)，得到由聚氨基甲酸乙酯弹性体构成的膜状模型。

如此，用水溶性材料膜被覆体腔模型的表面，并在该膜的表面形成聚氨基甲酸乙酯弹性体层，且用水溶性材料层被覆该聚氨基甲酸乙酯弹性体层的表面，用有机溶剂溶解体腔模型，然后用水溶解水溶性材料膜，因而得到由聚氨基甲酸乙酯弹性体构成的膜状模型，从而能够将全部的工艺用浸渍法进行。因而，制造方法变得简单，进而可降低制造成本。

本发明并不受限于上述发明的实施方式及实施例的说明。在不超出权利要求所记载的情况下，本发明包含本领域技术人员可容易想到的范围内各种变形。

以下，公开如下事项。

(1)一种立体模型，其特征在于包括：由透光性材料构成，其内部设有再现基于被检体的断层像数据形成的血管等的体腔的腔体的膜状模型；围绕该膜状模型的基体材料；以及容纳该基体材料的透光性的外壳。

(2)如(1)所述的立体模型，其特征在于：所述膜状模型与所述基体材料的折射率基本上相等。

(3)如(1)或(2)所述的立体模型，其特征在于：所述基体材料由硅凝胶或者甘油凝胶构成。

(4)一种立体模型，其特征在于：其内部设有用以再现基本被检体的断层像数据形成的血管等的体腔的腔体的膜状模型，埋入凝胶状的基体材料，能够识别所述膜状模型的腔体。

(5)如(4)所述的立体模型，其特征在于：所述基体材料由硅凝胶或者甘油凝胶构成。

(6)一种立体模型，其特征在于：在由透光性凝胶状的第一材料构成的基体材料设置再现体腔的腔体，在腔体的外壁以膜状形成透光性的第二材料。

(7)如(6)所述的立体模型，其特征在于：所述第一材料为硅凝胶或者甘油凝胶。

(8)一种立体模型，其特征在于：在由透光性凝胶状的第一材料构成的基体材料设置再现体腔的腔体，腔体的外壁经过亲水性处理或者疏水性处理。

(9)一种立体模型的制造方法，其特征在于包括：基于被检体的断层像数据将血管等的体腔模型积层造形的工序；

用模型成形材料膜状围绕该体腔模型的周围而形成中子的工序；

将该中子设于外壳内，向该外壳注入基体材料并凝胶化的工序；以及

在该基体材料凝胶化后除去所述体腔模型的工序。

(10)一种立体模型的制造方法，其特征在于：形成其内部设有由透光性凝胶状的第一材料构成，并再现基于被检体的断层像数据形成的血管等的体腔的腔体的基体材料，

在所述腔体的内表面以膜状形成透光性的第二材料。

(11)一种立体模型的制造方法，其特征在于：形成其内部设有由透光性凝胶状的第一材料构成，并再现基于被检体的断层像数据形成的血管等的体腔的腔体的基体材料，

所述腔体的内表面经过亲水性处理或者疏水性处理。

Claims (12)

1.一种立体模型，其特征在于包括：

膜状模型，将体腔再现在该膜状模型的内部；

围绕着该膜状模型的透光性基体材料，该基体材料具有弹性且对所述膜状模型具有密合性；以及

容纳所述基体材料的透光性外壳，

在所述外壳与所述膜状模型之间，所述基体材料具有容许所述膜状模型自由变形的容限。

2.如权利要求1所述的立体模型，其特征在于：所述膜状模型由硅弹性体或者氨基甲酸乙酯弹性体构成，所述基体材料由硅凝胶或者氨基甲酸乙酯凝胶构成。

3.如权利要求1所述的立体模型，其特征在于：所述膜状模型和所述基体材料的折射率基本上相等。

4.如权利要求1所述的立体模型，其特征在于：所述体腔为血管。

5.一种立体模型，其特征在于包括：

膜状模型，将体腔再现在该膜状模型的内部；以及

围绕着该膜状模型的透光性基体材料，该基体材料具有弹性且对所述膜状模型具有密合性，

所述膜状模型由硅弹性体或者氨基甲酸乙酯弹性体构成，所述基体材料由硅凝胶或者氨基甲酸乙酯凝胶构成。

6.如权利要求5所述的立体模型，其特征在于：所述膜状模型和所述基体材料的折射率基本上相等。

7.如权利要求5所述的立体模型，其特征在于：所述体腔为血管。

8.一种立体模型，其特征在于包括：

膜状模型，将体腔再现在该膜状模型的内容；以及

围绕着该膜状模型的透光性基体材料，该基体材料具有弹性且对所述膜状模型具有密合性，

所述膜状模型由透光性材料构成，其上施加外力时，其厚度方向基本上不发生内部应力，沿其表面的方向发生第一内部应力，

所述基体材料由基本上不产生内部应力的材料构成，

用以观察光弹性效应。

9.如权利要求8所述的立体模型，其特征在于：所述膜状模型基本上以相同厚度的圆环状截面形成。

10.如权利要求8所述的立体模型，其特征在于：所述体腔为血管。

11.一种立体模型的应力观察装置，其特征在于设有：权利要求8或权利要求9所述的立体模型；以及

检出在该立体模型的所述膜状模型通过或反射的光中产生的光弹性效应的部件。

12.一种立体模型的应力观察方法，其特征在于：检出在权利要求8或权利要求9所述的立体模型的所述膜状模型通过或反射的光中产生的光弹性效应。

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