JPH084619B2 - 血液ポンプ装置 - Google Patents
血液ポンプ装置Info
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- JPH084619B2 JPH084619B2 JP62079301A JP7930187A JPH084619B2 JP H084619 B2 JPH084619 B2 JP H084619B2 JP 62079301 A JP62079301 A JP 62079301A JP 7930187 A JP7930187 A JP 7930187A JP H084619 B2 JPH084619 B2 JP H084619B2
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Description
【発明の詳細な説明】 イ．産業上の利用分野 本発明は血液ポンプ装置、例えば完全（体内埋め込み
タイプ）人工心臓装置又は補助人工心臓装置に関するも
のである。
タイプ）人工心臓装置又は補助人工心臓装置に関するも
のである。
ロ．従来技術 従来、例えば体内埋め込みタイプの完全人工心臓装置
として、血液チャンバーへの血液の導入、排出を往復可
能なプッシャプレートによって行うプッシャプレート型
のものが知られている。
として、血液チャンバーへの血液の導入、排出を往復可
能なプッシャプレートによって行うプッシャプレート型
のものが知られている。
プッシャプレートの駆動源としては、可逆式のDCブラ
シレスモータを用い、このDCモータの回転力を直線運動
に変換するカム機構を組み込んだ装置がある〔Vol.XXX
“Trans.Am.Soc.Artif Intern Organs"（1984）P69−
74〕。その他、スターリングエンジンや形状記憶合金等
を駆動源に用いることも研究されている。
シレスモータを用い、このDCモータの回転力を直線運動
に変換するカム機構を組み込んだ装置がある〔Vol.XXX
“Trans.Am.Soc.Artif Intern Organs"（1984）P69−
74〕。その他、スターリングエンジンや形状記憶合金等
を駆動源に用いることも研究されている。
この中でも、DCモータを用いた装置が注目されている
が、DCモータでは、高いエネルギーを得るにはその重量
を大きくする（即ち、コイルの巻数を増やす等）必要が
あるため、高いエネルギー変換効率と軽量化及び小型化
とが相反する特性となり、双方を同時に満足することは
不可能である。しかも、電磁波を発生するので、プッシ
ャプレートの位置検出（換言すれば、血液の流量検出）
のためにその近傍に配されるホールセンサに悪影響を及
ぼしたり、駆動制御系へのノイズ混入の原因となって誤
動作を生ぜしめる危険性がある。また、モータシャフト
とコイルとはいずれも導電性であって、それらと人工心
臓のハウジングとの間の絶縁分離も容易ではなく、医療
用機器としての電気的安全性の確保が容易でない。
が、DCモータでは、高いエネルギーを得るにはその重量
を大きくする（即ち、コイルの巻数を増やす等）必要が
あるため、高いエネルギー変換効率と軽量化及び小型化
とが相反する特性となり、双方を同時に満足することは
不可能である。しかも、電磁波を発生するので、プッシ
ャプレートの位置検出（換言すれば、血液の流量検出）
のためにその近傍に配されるホールセンサに悪影響を及
ぼしたり、駆動制御系へのノイズ混入の原因となって誤
動作を生ぜしめる危険性がある。また、モータシャフト
とコイルとはいずれも導電性であって、それらと人工心
臓のハウジングとの間の絶縁分離も容易ではなく、医療
用機器としての電気的安全性の確保が容易でない。
ハ．発明の目的 本発明の目的は、入力するエネルギーの変換効率を向
上させると同時に軽量で、制御性に優れ、ノイズの発生
がなく、かつ電気的安全性等も良好な駆動源を用いた血
液ポンプ装置を提供することにある。
上させると同時に軽量で、制御性に優れ、ノイズの発生
がなく、かつ電気的安全性等も良好な駆動源を用いた血
液ポンプ装置を提供することにある。
ニ．発明の構成 即ち、本発明は、血液導入部と血液導出部とを有する
血液チャンバーが拡大及び縮小を繰返すように駆動せし
められる血液ポンプ装置において、圧電変換素子の動作
による振動部の高周波振動を回転運動として取出す超音
波モータが、駆動源として用いられていることを特徴と
する血液ポンプ装置に係るものである。
血液チャンバーが拡大及び縮小を繰返すように駆動せし
められる血液ポンプ装置において、圧電変換素子の動作
による振動部の高周波振動を回転運動として取出す超音
波モータが、駆動源として用いられていることを特徴と
する血液ポンプ装置に係るものである。
ホ．実施例 以下、本発明の実施例を図面について説明する。
第１図〜第２図は、第１の実施例による体内埋め込み
タイプのプッシャプレート型の人工心臓装置を示すもの
である。
タイプのプッシャプレート型の人工心臓装置を示すもの
である。
この人工心臓装置においては、血液チャンバー１が変
形可能なダイヤフラム２によって区画されていて、プッ
シャプレート３による繰返しの往復動作でダイヤフラム
２が実線位置と仮想線位置との間で移動し、これによっ
て血液４が拡大されたチャンバー１内に吸引され（実線
位置）、或いは縮小したチャンバー１外へ吐出される
（仮想線位置）ようになっている。プッシャプレート３
の位置は、ホール素子28とマグネット29とからなるセン
サによって検出される。チャンバー１に連設された血液
導入管部５と血液導出管部６とには夫々、逆止弁（図示
せず）が設けられている。ダイヤフラム２は、一対のハ
ウジング部材７と８との周辺接合域にて挟着されている
（図中の９はボトルである）。
形可能なダイヤフラム２によって区画されていて、プッ
シャプレート３による繰返しの往復動作でダイヤフラム
２が実線位置と仮想線位置との間で移動し、これによっ
て血液４が拡大されたチャンバー１内に吸引され（実線
位置）、或いは縮小したチャンバー１外へ吐出される
（仮想線位置）ようになっている。プッシャプレート３
の位置は、ホール素子28とマグネット29とからなるセン
サによって検出される。チャンバー１に連設された血液
導入管部５と血液導出管部６とには夫々、逆止弁（図示
せず）が設けられている。ダイヤフラム２は、一対のハ
ウジング部材７と８との周辺接合域にて挟着されている
（図中の９はボトルである）。
また、後方側のハウジング部材８は更に、筒状の第３
のハウジング部材10に対しボルト11で結合されている。
なお、図中の14は、外気と通じるベントラインであり、
プッシャプレート３の動きをスムーズにしている。
のハウジング部材10に対しボルト11で結合されている。
なお、図中の14は、外気と通じるベントラインであり、
プッシャプレート３の動きをスムーズにしている。
ここで注目すべき構成は、ハウジング部材10内には後
記に詳述する超音波モータ12が配され、この超音波モー
タの回転力を利用したボールネジ送り機構13によってプ
ッシャプレート３を作動せしめ、ダイヤフラム２を変形
させるようにしていることである。
記に詳述する超音波モータ12が配され、この超音波モー
タの回転力を利用したボールネジ送り機構13によってプ
ッシャプレート３を作動せしめ、ダイヤフラム２を変形
させるようにしていることである。
即ち、超音波モータ12は、第３図に示すように基本的
には、ステンレス鋼等の円板状の弾性体15に圧電セラミ
ックス等の圧電変換素子16を貼り合せて振動体17とし、
細分割されてリング状に配された弾性体分割部分15a上
にステンレス等の円板状の移動体（回転体）18を配した
ものである。この移動体18は、振動体17の中央貫通孔19
に挿入して軸支される回転軸20を有している。この超音
波モータ12においては、圧電変換素子16は円周方向に例
えば90゜の位相差の２つの波が励振できるように貼合さ
れ、高次の振動モードを形成して中央部から外周部にか
けて振幅がゼロとなるノードを生ぜしめ、このノードの
時間的位置変化を利用して中央部からモータの出力軸
（即ち、上記の回転軸20）を取出している。
には、ステンレス鋼等の円板状の弾性体15に圧電セラミ
ックス等の圧電変換素子16を貼り合せて振動体17とし、
細分割されてリング状に配された弾性体分割部分15a上
にステンレス等の円板状の移動体（回転体）18を配した
ものである。この移動体18は、振動体17の中央貫通孔19
に挿入して軸支される回転軸20を有している。この超音
波モータ12においては、圧電変換素子16は円周方向に例
えば90゜の位相差の２つの波が励振できるように貼合さ
れ、高次の振動モードを形成して中央部から外周部にか
けて振幅がゼロとなるノードを生ぜしめ、このノードの
時間的位置変化を利用して中央部からモータの出力軸
（即ち、上記の回転軸20）を取出している。
これを具体的に説明すると、第３図のように、各弾性
体部分15aを所定の周期で組み合わせ、共通の発振器21
の出力をそのまま増幅器22で増幅して供給すると同時
に、90゜の位相差を位相器23で生ぜしめた後に増幅器24
で増幅して供給する（但し、図面では理解容易のため
に、他の弾性体部分15aについては図示省略した）。こ
の結果、圧電素子16に対し、時間的に90゜異なる信号が
弾性体部分15aの配列方向（円周方向）に沿って加えら
れるので、これに応じて圧電素子16が第４図の如くに変
形（sin波とcos波の合成波による）し、弾性体15は合成
波の進行方向25に波を打つように変形してゆく。
体部分15aを所定の周期で組み合わせ、共通の発振器21
の出力をそのまま増幅器22で増幅して供給すると同時
に、90゜の位相差を位相器23で生ぜしめた後に増幅器24
で増幅して供給する（但し、図面では理解容易のため
に、他の弾性体部分15aについては図示省略した）。こ
の結果、圧電素子16に対し、時間的に90゜異なる信号が
弾性体部分15aの配列方向（円周方向）に沿って加えら
れるので、これに応じて圧電素子16が第４図の如くに変
形（sin波とcos波の合成波による）し、弾性体15は合成
波の進行方向25に波を打つように変形してゆく。
一方、移動体18については、その底面には複合プラス
チック等の大きな摩擦係数の耐摩耗材料26がリング状に
接着されていて、上記の弾性体15の変形方向25とは逆方
向27に推進力を受けて移動することになる。
チック等の大きな摩擦係数の耐摩耗材料26がリング状に
接着されていて、上記の弾性体15の変形方向25とは逆方
向27に推進力を受けて移動することになる。
こうして、移動体18はロータとして、振動体17（ステ
ータ）の谷部に触れることなく、山部付近での摩擦力で
機械的出力を取出せるため、高いエネルギー効率を得る
ことができる。
ータ）の谷部に触れることなく、山部付近での摩擦力で
機械的出力を取出せるため、高いエネルギー効率を得る
ことができる。
従って、第３図において移動体18を時計方向又は反時
計方向へ制御性良く正、逆回転させることができる。こ
の超音波モータ12の特長をまとめると、次のようであ
る。
計方向へ制御性良く正、逆回転させることができる。こ
の超音波モータ12の特長をまとめると、次のようであ
る。
（１）．巻線不要であるから、構造が簡単となり、小
型、軽量化が可能である。例えば、DCモータと同出力に
して重量は1/10と軽量化できる。
型、軽量化が可能である。例えば、DCモータと同出力に
して重量は1/10と軽量化できる。
（２）．摩擦力を利用しているので、応答性、位置制御
性に優れている。
性に優れている。
（３）．高エネルギー変換効率が得られ、かつ低速、高
トルクが得られる。
トルクが得られる。
（４）．磁気を生じないため、磁気の影響を受け易い部
分（特に、第１図に示したプッシャプレート位置検出用
のホールセンサ28）に悪影響を与えず、また第３図の如
き駆動回路系（これは電源と共にハウジングに内蔵して
もよい。）のノイズ要因ともならない。
分（特に、第１図に示したプッシャプレート位置検出用
のホールセンサ28）に悪影響を与えず、また第３図の如
き駆動回路系（これは電源と共にハウジングに内蔵して
もよい。）のノイズ要因ともならない。
（５）．駆動源としてのモータとこの人工心臓のハウジ
ングとの間の絶縁は、上記したセラミックス圧電素子16
によって容易かつ確実であり、電気的安全性に優れてい
る。
ングとの間の絶縁は、上記したセラミックス圧電素子16
によって容易かつ確実であり、電気的安全性に優れてい
る。
このような特長を持つ超音波モータ12を用い、その移
動体18の軸20に対して公知のボールネジ送り機構13を第
１図のように結合せしめる。即ち、この機構13は、軸20
に結合された雌ねじ部30と、プッシャプレート３に結合
された雄ねじ部31との間に必要に応じて鋼球32を入れ、
軸20の回転力を往復直線運動に変換して雄ねじ部31を作
動せしめるものである。従って、超音波モータ12の制御
された回転駆動に応じて、プッシャプレート３が繰返し
往復動し、ダイヤフラム２の変形による血液チャンバー
１の拡大、縮小が実現される。
動体18の軸20に対して公知のボールネジ送り機構13を第
１図のように結合せしめる。即ち、この機構13は、軸20
に結合された雌ねじ部30と、プッシャプレート３に結合
された雄ねじ部31との間に必要に応じて鋼球32を入れ、
軸20の回転力を往復直線運動に変換して雄ねじ部31を作
動せしめるものである。従って、超音波モータ12の制御
された回転駆動に応じて、プッシャプレート３が繰返し
往復動し、ダイヤフラム２の変形による血液チャンバー
１の拡大、縮小が実現される。
本実施例によれば、上記の超音波モータ12の使用によ
って、入力エネルギーの変換効率が高く、軽量で制御性
に優れ、ノイズがなく、電気的安全性の良好な駆動源を
実現できるので、体内埋め込み方式の人工心臓として極
めて有用な装置を提供することができる。
って、入力エネルギーの変換効率が高く、軽量で制御性
に優れ、ノイズがなく、電気的安全性の良好な駆動源を
実現できるので、体内埋め込み方式の人工心臓として極
めて有用な装置を提供することができる。
第５図及び第６図は、本発明の他の実施例を示すもの
である。
である。
この例では、上述した例に比べて、超音波モータの構
成とその駆動力伝達機構が異なっている。即ち、超音波
モータ42は、圧電変換素子（圧電セラミックス）46を貼
付けたステンレス等のリング状弾性体45に対し、複合プ
ラスチック等の摩擦係数の大きな耐摩耗材料56を接着し
たステンレス等のリング状移動体48が接した状態で、上
述したと同様にして作動せしめられるものである。そし
て、この超音波モータ42の出力軸は、移動体48と一体の
円筒形のカム40として構成され、このカム40のカム溝51
に対してダイヤフラム２のプッシャプレート３の作動軸
41の側面に設けたピン52が挿入され、カムシャフト機構
43を形成している。
成とその駆動力伝達機構が異なっている。即ち、超音波
モータ42は、圧電変換素子（圧電セラミックス）46を貼
付けたステンレス等のリング状弾性体45に対し、複合プ
ラスチック等の摩擦係数の大きな耐摩耗材料56を接着し
たステンレス等のリング状移動体48が接した状態で、上
述したと同様にして作動せしめられるものである。そし
て、この超音波モータ42の出力軸は、移動体48と一体の
円筒形のカム40として構成され、このカム40のカム溝51
に対してダイヤフラム２のプッシャプレート３の作動軸
41の側面に設けたピン52が挿入され、カムシャフト機構
43を形成している。
従って、超音波モータ42の回転力は移動体48からカム
40に伝えられ、カム40の正、逆回転によってカム溝51内
のピン52は前後方向に強制的に往復直線運動せしめら
れ、作動軸41を介しプッシャプレート３も往復動せしめ
られることになる。この超音波モータ42な振動体47をリ
ング状にし、移動体48との接触部分をくし歯状にしたの
で、振幅を拡大でき、かつより軽量化を実現できる。
40に伝えられ、カム40の正、逆回転によってカム溝51内
のピン52は前後方向に強制的に往復直線運動せしめら
れ、作動軸41を介しプッシャプレート３も往復動せしめ
られることになる。この超音波モータ42な振動体47をリ
ング状にし、移動体48との接触部分をくし歯状にしたの
で、振幅を拡大でき、かつより軽量化を実現できる。
以上の各例による人工心臓としての血液ポンプは、体
内埋め込み型左心補助として第７図のように用いられ
る。即ち、人間の心臓53の左心室からの大動脈54に対
し、人工血管55を介して血液ポンプの血液導出部６を結
合し、他方、左心室に対して血液導入管部５を人工血管
（図示せず）を介して結合する。そして、血液ポンプ自
体はあばら骨に固定し、そのベントライン14はパイプに
よって外部に導かれ、外気に通じている。
内埋め込み型左心補助として第７図のように用いられ
る。即ち、人間の心臓53の左心室からの大動脈54に対
し、人工血管55を介して血液ポンプの血液導出部６を結
合し、他方、左心室に対して血液導入管部５を人工血管
（図示せず）を介して結合する。そして、血液ポンプ自
体はあばら骨に固定し、そのベントライン14はパイプに
よって外部に導かれ、外気に通じている。
第８図は、本発明の更に他の実施例を示めすものであ
る。
る。
この例では、ポンプのハウジング部材10内にピストン
機構63を設け、ハウジング部材10をシリンダとし、この
中にプッシャプレート３の作動軸41の先端にピストンヘ
ッド64を固定し、このピストンヘッド64に対し、第６図
に示したと同様の超音波モータ42を用いたスクリュー機
構65でシリコーンオイル62をパイプ66を介して作用せし
めている。即ち、スクリュー機構65は、シリコーンオイ
ル62を容した伸縮自在なチャンバー67とピストン機構63
との間にパイプ66によって接続されていて、既述した超
音波モータ42（ここでは、配線等は簡略化のために図示
省略した。）がパイプ66内に固定され、その移動体48に
はスクリュー羽根61付きのリング60を取付けている。
機構63を設け、ハウジング部材10をシリンダとし、この
中にプッシャプレート３の作動軸41の先端にピストンヘ
ッド64を固定し、このピストンヘッド64に対し、第６図
に示したと同様の超音波モータ42を用いたスクリュー機
構65でシリコーンオイル62をパイプ66を介して作用せし
めている。即ち、スクリュー機構65は、シリコーンオイ
ル62を容した伸縮自在なチャンバー67とピストン機構63
との間にパイプ66によって接続されていて、既述した超
音波モータ42（ここでは、配線等は簡略化のために図示
省略した。）がパイプ66内に固定され、その移動体48に
はスクリュー羽根61付きのリング60を取付けている。
従って、超音波モータ42の作動によってリング60（即
ち、スクリュー羽根61）が制御性良く正、逆回転を繰返
し、これに伴ってチャンバー67が実線状態と仮想線状態
との間で伸縮を繰返しながらシリコーンオイル62がパイ
プ66を通してピストンヘッド64へ供給又は吸引されるこ
とになる。この結果、ピストンヘッド64の往復運動が生
じ、プッシャプレート３によってダイヤフラム２の変形
を繰返し行わせることができる。
ち、スクリュー羽根61）が制御性良く正、逆回転を繰返
し、これに伴ってチャンバー67が実線状態と仮想線状態
との間で伸縮を繰返しながらシリコーンオイル62がパイ
プ66を通してピストンヘッド64へ供給又は吸引されるこ
とになる。この結果、ピストンヘッド64の往復運動が生
じ、プッシャプレート３によってダイヤフラム２の変形
を繰返し行わせることができる。
この例によるポンプは体内埋め込み型であるので、上
記のスクリュー機構65及びチャンバー67も体内に埋設す
ることができる。
記のスクリュー機構65及びチャンバー67も体内に埋設す
ることができる。
以上、本発明を例示したが、上述の例は本発明の技術
的思想に基づいて更に変形が可能である。
的思想に基づいて更に変形が可能である。
例えば、上述の超音波モータの構成や材質、駆動方法
等は種々変更してよいし、その駆動力伝達手段も上述の
送り機構等以外も様々であってよい。血液チャンバー部
分の構造も上述した例に限定されることもない。また、
本発明は補助人工心臓だけでなく、完全人工心臓にも適
用可能であり、更には人工心臓以外の人工心肺等にも適
用してよい。
等は種々変更してよいし、その駆動力伝達手段も上述の
送り機構等以外も様々であってよい。血液チャンバー部
分の構造も上述した例に限定されることもない。また、
本発明は補助人工心臓だけでなく、完全人工心臓にも適
用可能であり、更には人工心臓以外の人工心肺等にも適
用してよい。
ヘ．発明の作用効果 本発明は上述の如く、超音波モータを駆動源としてい
るので、その特長を効果的に発揮した高エネルギー変換
効率、高制御性、小型、軽量、低ノイズで電気的安全性
の良好な血液ポンプ装置を提供できる。
るので、その特長を効果的に発揮した高エネルギー変換
効率、高制御性、小型、軽量、低ノイズで電気的安全性
の良好な血液ポンプ装置を提供できる。
図面は本発明の実施例を示すものであって、 第１図は第１の実施例による人工心臓の断面図、 第２図はその側面図、 第３図は超音波モータの一部破断要部分解斜視図、 第４図は超音波モータの原理図、 第５図は他の実施例による人工心臓の断面図、 第６図は他の超音波モータの一部破断要部分解斜視図、 第７図は人工心臓の使用状態を示す概略図、 第８図は更に他の実施例による人工心臓の一部拡大断面
図 である。 なお、図面に示す符号において、 １……血液チャンバー ２……ダイヤフラム ３……プッシャプレート ４……血液 ５……血液導入管部 ６……血液導出管部 12、42……超音波モータ 13……ボールネジ送り機構 15、45……弾性体 16、46……圧電セラミックス 17、47……振動体 18、48……移動体（回転体） 20……出力軸 26、56……高摩擦性耐摩耗材料 30……雌ねじ部 31……雄ねじ部 40……カム 41……作動軸 43……カムシャフト機構 51……カム溝 52……ピン 61……スクリュー 62……オイル 63……ピストン機構 64……ピストンヘッド 65……スクリュー機構 67……チャンバー である。
図 である。 なお、図面に示す符号において、 １……血液チャンバー ２……ダイヤフラム ３……プッシャプレート ４……血液 ５……血液導入管部 ６……血液導出管部 12、42……超音波モータ 13……ボールネジ送り機構 15、45……弾性体 16、46……圧電セラミックス 17、47……振動体 18、48……移動体（回転体） 20……出力軸 26、56……高摩擦性耐摩耗材料 30……雌ねじ部 31……雄ねじ部 40……カム 41……作動軸 43……カムシャフト機構 51……カム溝 52……ピン 61……スクリュー 62……オイル 63……ピストン機構 64……ピストンヘッド 65……スクリュー機構 67……チャンバー である。
Claims (1)
- 【請求項１】血液導入部と血液導出部とを有する血液チ
ャンバーが拡大及び縮小を繰返すように駆動せしめられ
る血液ポンプ装置において、圧電変換素子の動作による
振動部の高周波振動を回転運動として取出す超音波モー
タが、駆動源として用いられていることを特徴とする血
液ポンプ装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62079301A JPH084619B2 (ja) | 1987-03-31 | 1987-03-31 | 血液ポンプ装置 |
| DE3810660A DE3810660A1 (de) | 1987-03-31 | 1988-03-29 | Blutpumpe |
| US07/622,573 US5092878A (en) | 1987-03-31 | 1990-12-05 | Blood pump |
| US07/638,015 US5041132A (en) | 1987-03-31 | 1991-01-07 | Blood pump |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62079301A JPH084619B2 (ja) | 1987-03-31 | 1987-03-31 | 血液ポンプ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63242266A JPS63242266A (ja) | 1988-10-07 |
| JPH084619B2 true JPH084619B2 (ja) | 1996-01-24 |
Family
ID=13686019
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62079301A Expired - Lifetime JPH084619B2 (ja) | 1987-03-31 | 1987-03-31 | 血液ポンプ装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5092878A (ja) |
| JP (1) | JPH084619B2 (ja) |
| DE (1) | DE3810660A1 (ja) |
Families Citing this family (33)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE462782B (sv) * | 1989-01-16 | 1990-09-03 | Guenther Georg Nabholz | Implanterbar blodpump |
| WO1991004584A1 (en) * | 1989-09-08 | 1991-04-04 | Massachusetts Institute Of Technology | Miniature actuator |
| DE4020120A1 (de) * | 1990-06-25 | 1991-01-31 | Klaus Prof Dr Ing Affeld | Medizinische vorrichtung zur erzeugung eines alternierenden volumenstroms fuer den antrieb von implantierbaren blutpumpen |
| KR920002899A (ko) * | 1990-07-06 | 1992-02-28 | 야마무라 가쯔미 | 방출장치 |
| JP2977253B2 (ja) * | 1990-09-04 | 1999-11-15 | 三菱重工業株式会社 | 中空型超音波モータ |
| JPH04226673A (ja) * | 1990-09-26 | 1992-08-17 | Gebr Sulzer Ag | 血液送出用ポンプ |
| US5282849A (en) * | 1991-12-19 | 1994-02-01 | University Of Utah Research Foundation | Ventricle assist device with volume displacement chamber |
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| JP4489886B2 (ja) * | 1999-12-28 | 2010-06-23 | 株式会社吉田製作所 | 歯科用自動注射器 |
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| CN104019018B (zh) * | 2014-06-16 | 2015-04-08 | 吉林大学 | 一种腔阀一体式压电泵 |
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| CN105719548A (zh) * | 2016-04-28 | 2016-06-29 | 上海市杨浦区中心医院 | 具备仿真脉动的桡动脉穿刺模型 |
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| CN107582345B (zh) * | 2017-10-17 | 2020-12-11 | 上海交通大学 | 一种超声直线电机驱动的体外反搏执行装置 |
| US11268506B2 (en) | 2017-12-22 | 2022-03-08 | Iradimed Corporation | Fluid pumps for use in MRI environment |
| JP2021518249A (ja) * | 2018-03-20 | 2021-08-02 | セカンド・ハート・アシスト・インコーポレイテッド | 循環補助ポンプ |
| US11534596B2 (en) | 2020-01-09 | 2022-12-27 | Heartware, Inc. | Pulsatile blood pump via contraction with smart material |
| US11806518B2 (en) | 2020-01-10 | 2023-11-07 | Heartware, Inc. | Passive thrust bearing angle |
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|---|---|---|---|---|
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| SU941697A1 (ru) * | 1980-11-11 | 1982-07-07 | Каунасский Политехнический Институт Им.Антанаса Снечкуса | Вибронасос |
| JPS59110389A (ja) * | 1982-12-16 | 1984-06-26 | Canon Inc | 振動波モ−タ |
| US4658172A (en) * | 1984-02-10 | 1987-04-14 | Canon Kabushiki Kaisha | Drive circuit for a vibration wave motor |
| US4725207A (en) * | 1985-02-21 | 1988-02-16 | Regents Of The University Of Minnesota | Automated peritoneovenous shunt |
| JPS62152376A (ja) * | 1985-12-23 | 1987-07-07 | Dainippon Screen Mfg Co Ltd | 圧電モ−タ |
| US4731076A (en) * | 1986-12-22 | 1988-03-15 | Baylor College Of Medicine | Piezoelectric fluid pumping system for use in the human body |
-
1987
- 1987-03-31 JP JP62079301A patent/JPH084619B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1988
- 1988-03-29 DE DE3810660A patent/DE3810660A1/de not_active Withdrawn
-
1990
- 1990-12-05 US US07/622,573 patent/US5092878A/en not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-01-07 US US07/638,015 patent/US5041132A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63242266A (ja) | 1988-10-07 |
| US5041132A (en) | 1991-08-20 |
| DE3810660A1 (de) | 1988-10-13 |
| US5092878A (en) | 1992-03-03 |
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