JPS63242266A - 血液ポンプ装置 - Google Patents
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- JPS63242266A JPS63242266A JP62079301A JP7930187A JPS63242266A JP S63242266 A JPS63242266 A JP S63242266A JP 62079301 A JP62079301 A JP 62079301A JP 7930187 A JP7930187 A JP 7930187A JP S63242266 A JPS63242266 A JP S63242266A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
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。
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。
口、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、排出を往復動可
能なブツシャプレートによって行うブツシャプレート型
のものが知られている。
して、血液チャンバーへの血液の導入、排出を往復動可
能なブツシャプレートによって行うブツシャプレート型
のものが知られている。
ブツ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。
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 ″(19
84) P69−74)。
84) 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。
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、ブツ
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、ブツ
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0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。
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。
二1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。
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
イプのブツシャプレート型の人工心臓装置を示すもので
ある。
イプのブツ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、ブツシ
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。ブツシャプレート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はボルトである)。
可能なダイヤフラム2によって区画されていて、ブツシ
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。ブツシャプレート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はボルトである)。
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、ブツシャプレート3の動きをスムーズにしている。
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、ブツシャプレート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
てブツシャプレート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
てブツシャプレート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
tsa上にステンレス等の円板状の移動体(回転体)1
8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1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
tsa上にステンレス等の円板状の移動体(回転体)1
8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1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2
1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で増幅して供給す北(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。
部分15aを所定の周期で組み合わせ、共通の発振器2
1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で増幅して供給す北(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。
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。
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)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。
、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、磁気の影響を受は易い部
分(特に、第1図に示したブツ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図に示したブツ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1
6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1
6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1
3を第1図のように結合せしめる。
動体18の軸20に対して公知のボールネジ送り機構1
3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3
0と、ブツシャプレート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、ブツシャプレート3が繰返し往復動じ、
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。
0と、ブツシャプレート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、ブツシャプレート3が繰返し往復動じ、
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
めて存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
めて存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。
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。
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のブツシャプレート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。
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のブツシャプレート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を介しブツシャプレート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は
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。
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を介しブツシャプレート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は
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。
以上の各側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。
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管部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。
、人工血管55を介して血液ポンプの血液導出管部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すものピストン
機構63を設け、ハウジング部材10をシリンダとし、
この中にブツシャプレート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6
6を介して作用せしめている。即ち、スクリュー機構6
5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、
この中にブツシャプレート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6
6を介して作用せしめている。即ち、スクリュー機構6
5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6
2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、ピストンへフド64
の往復運動が生じ、ブツシャプレート3によってダイヤ
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。
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6
2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、ピストンへフド64
の往復運動が生じ、ブツシャプレート3によってダイヤ
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。
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。
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。
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。
血液チャンバ一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。
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。
へ0発明の作用効果
本発明は上述の如<、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。
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 ・・・・ブツシャプレート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7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 ・・・・ピストンへ・ノド 65 ・・・・スクリュー機構 67 ・・・・チャンバー である。 代理人 弁理士 逢 坂 宏 第3図 第4図 忙 C( 塚 ば) 浮 U) ■ 浮
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 ・・・・ブツシャプレート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7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 ・・・・ピストンへ・ノド 65 ・・・・スクリュー機構 67 ・・・・チャンバー である。 代理人 弁理士 逢 坂 宏 第3図 第4図 忙 C( 塚 ば) 浮 U) ■ 浮
Claims (1)
- 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 true JPS63242266A (ja) | 1988-10-07 |
JPH084619B2 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) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2001187137A (ja) * | 1999-12-28 | 2001-07-10 | Yoshida Dental Mfg Co Ltd | 自動注射器 |
JP2005334657A (ja) * | 2004-05-28 | 2005-12-08 | Ethicon Endo Surgery Inc | 液圧制御式で調節可能な胃帯のための圧電駆動型のベローズ注入装置 |
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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 |
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- 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
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1991
- 1991-01-07 US US07/638,015 patent/US5041132A/en not_active Expired - Fee Related
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DE3810660A1 (de) | 1988-10-13 |
US5092878A (en) | 1992-03-03 |
US5041132A (en) | 1991-08-20 |
JPH084619B2 (ja) | 1996-01-24 |
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