专利名称：具有低输入功率的注射器的制作方法
技术领域：
本发明大体涉及用于注射医用流体的动力注射器，更具体地，其涉及具
背景技术：
本部分意图向读者介绍与将在以下描述和/或要求权利的本发明各方面 相关的领域的各方面内容。这部分讨论对于为读者提供背景信息非常有用， 有助于更好地理解本发明的各方面。因此，需理解应该依据以上角度阅读这 些陈述，而并非认为是对现有技术的说明。
一般，动力注射器被用于将诸如药物或造影剂这样的医用流体注射到患 者体内。典型地，动力注射器内的马达用于将针筒的柱塞向前驱动以从其注 射医用流体。供电装置通常将能量提供给马达。通常，供电装置远离动力注 射器，以减少来自供电装置的干扰诸如医疗成像设备这样的其它医用设备的 电磁发射的可能性。
不幸的是，向马达供电通常展现出对动力注射器制造者的设计挑战。在 移动针筒的柱塞时，马达通常以高级别消耗能量。供电装置和马达之间的电 线典型地用于携带大电流和/或电压，来将充足的功率供应至马达。具有足够 能力传送该功率的电线非常昂贵。这种花费有助于电线的厚度和/或用于构造 这样的电线的高成本材料。例如，适用于高压的电线通常具有很贵的绝缘装 置。此外，因为供电装置通常远离动力注射器，连接二者的电线通常非常长。 因此，用于将高功率传送给动力注射器的电线使设计的成本明显增加。
发明内容
以下阐述了本发明的一些示例方面。应理解，这些方面仅用于向读者提 供本发明所采取的 一 些形式的简要总结，而这些方面并不意图限制本发明的 范围。实际上，本发明可涵盖没有在以下明确指出的各方面。
在一些方面，本发明大致涉及动力注射器，其在不使用时以低速(例如，以低功率)逐渐存储能量，然后在操作期间(例如，在注射期间)以高速(例 如，以高功率)传送能量。能量可存储在高响应的能量存储装置中，诸如电 容器，用于将电力快速地传送给马达。在一些实施例中，将动力注射器连接 至供电装置的电线可以是小且便宜的(相对于注射器和供电装置之间的传统 互连电线)，因为电线上的电流和电压负载很低(再次，相对于注射器和供 电装置之间的传统互连电线)。
本发明的第 一方面涉及动力注射器，其包括具有功率输入部分和功率输 出部分的能量存储装置、联接至能量存储装置功率输出部分的马达和耳关接至 马达并具有针筒柱塞接口的压头。能量存储装置的功率输出部分的电流载流 容量比能量存储装置的功率输入部分的电流载流容量大(且在一些情况下为 大得多)。
本发明的第二方面涉及与在其中具有医用流体(例如，造影剂、放射性 药物、盐水等)的针筒使用的电注射器。该注射器包括多个彼此串联联接的 超级电容器、与该多个超级电容器并联联接的马达和联接至马达的针筒接 d 。
本发明的第三方面涉及用于医用流体注射器的方法。在该方法中，输入 功率从供电装置以输入瓦数被注射器接收。输入功率被注射器存储。然后，
放出功率以输出瓦数被注射器输出，该输出瓦数至少是输入瓦数的2倍。
特征也可以并入到这些各方面。这些改进和其它特征可以单独或结合地存 在。例如，以下相对于一个或多个示例性实施例讨论的各特征可单独或任意 结合地并入到本发明的上述任意方面。再次，上述的简要总结仅意图使读者 了解本发明的 一些方面和内容，而不限制权利要求的主题。
在参考附图阅读以下详细说明后，本发明的这些或其它特征、方面和优 点将更加容易理解，在这些附图中，相同的标号表示相同的部件，其中 图l是示例注射系统的框图； 图2是图1的注射系统中的动力注射器的框图； 图3是图1的动力注射器的正-见图； 图4是阐释示例注射过程的流程图；图5是阐释另一示例注射过程的流程图6是示例动力注射器的横截面图7是示例双针筒注射器的横截面图；和
图8是用于动力注射器的示例马达和压头的横截面图。
具体实施例方式
以下将描述本发明的一个或多个具体实施例。为了提供这些实施例的简 要说明，实际实施方案的所有特征都不在本说明书中描述。应该理解，任意 工程或设计项目中的任意这样的实际实施方案的改进、大量的具体实施决定 都应实现改进者的具体目标，例如遵守在每个实施方案中均不同的与系统相 关和与商业有关的限制。此外，应该理解，这样的改进可能是复杂且耗时的， 但对于得到所公开内容利益的本领域普通技术人员来说，这些都是设计、制
造和生产中的常规任务。
当介绍本发明各实施例的元件时，冠词"一个(a)"、"一个(an)"、"该" 和"所述"意图表示存在一个或多个元件。术语"包括"、"包含"和"具有" 意图是包含性的，并且表示还存在除了所列元件之外的其它元件。此外，"顶 部"和"底部"、"前，，和"后"、"以上，，和"以下"及它们的变体和取向的 其它术语均为了方便而使用，而部件的特定取向不是必须的。此外，如在此 所用的术语"高功率"和"低功率，，是指相对于彼此高或低的功率水平，而 不是高于或低于绝对临界值的功率。术语"联接"是指两个或多个物体直接 接触或互连(即，直接或间接地连接)。术语"流体地联接"是指两个或多 个物体以流体能从一个物体流至另一个的方式联接的条件。
图1示出了具有动力注射器12的示例注射系统10，该动力注射器通过 电力电缆16联接至供电装置14。有利地， 一些实施例可包括相对低成本的 电力电缆16。如将在以下解释的，图1的示例动力注射器12存储以相对的 低输入功率水平传送的能量，由此潜在地减小由电力电缆16携带的峰值功 率。然后，动力注射器12在注射期间以高输出功率水平使用被存储的能量。 一些实施例可包括相对小、便宜和/或长的缆线，将功率传送至动力注射器。 这些实施例中的一些有助于动力注射器相对于电源的远程放置。在详细描述 动力注射器12之前，将解释供电装置14的特征。
图1的供电装置14包括功率调节器18和整流器20。功率调节器18可包括或被称作限流器、变换器或电源控制器，整流器20可被称作或包括交
流(AC)到直流(DC)的转换器。功率调节器18可具有诸如可控硅整流器 和控制电路这样的AC功率调节器，和/或诸如开关式调节器或者分流器或分 压器这样的DC功率调节器。在一些实施例中，整流器20可具有低通滤波 器和半波滤波器或全波滤波器。此外， 一些实施例可包括带通滤波器以减小 到达动力注射器12的高频和低频电石兹信号的可能性。供电装置14连接至电 源，如电力网22。
在所示实施例中，动力注射器12包括保护电路24、能量存储装置26、 控制器28、马达30、压头32和针筒34。保护电路24可包括适于限制流入 到能量存储装置26的电流大小的装置，诸如熔断器、电流断路器或分流器。
能量存储装置26可包括或^^皮称作是本地能量源、本地能量存储器、机 载电源和/或集成电源。能量存储装置26可包括各种被构造用于接收、存储 和供应能量的装置。例如，能量存储装置26可包括电容器，诸如超级电容 器(1列^口，可乂人Maxwell Technologies of San Deigo, California获4寻)。^口在 此所用的，术语"超级电容器，，是指具有比重能量密度(gravimetric energy density)大于0.4焦/克的电容器。在一些实施例中，能量存储装置26可包 括表现出大于或等于l法、10法、30法、100法、200法、300法、350法、 500法、1000法、1500法、2000法或甚至更多的电容量的电容器。替换地 或附带地，能量存储装置26可包括电池，诸如铅酸电池、锂离子电池、锂 离子聚合物电池、镍离子电池、镍氢电池、镍镉电池、硫氯电池或镍锌电池。
控制器28可包括电路和/或代码，其适于控制从能量存储装置26到注射 器12的马达30的能量流。在一些实施例中，控制器28可包括逻辑电路， 诸如中央处理器、数字信号处理器、特定应用集成电路、微控制器等。控制 器28可装备有开关，该开关能够响应来自逻辑电路的信号防止或调整来自 能量存储装置26的电流流动。例如， 一些实施例可包括集成门双极型晶体 管(IGBT )、双极面结型晶体管、金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET )、 机械继电器、螺线管或固体继电器。控制器28可包括或联接至用户界面， 用户可通过该用户界面向控制器28发信号以起动注射。例如，用户界面可 包括图形用户界面。
在所示实施例中，马达30和压头32可包括各种用于将电能转换为所需 形式的机械能的装置。例如，马达可包括各种类型的电马达，诸如步进马达、电刷DC马达、无刷DC马达、线性马达或压电驱动器。压头32可包括针筒 接口和传动装置。针筒接口可包括或被称作柱塞接口 、推挤表面和/或施压器。
传动装置包括或被称作是驱动器、变速箱、旋转到直线运动传动装置和/或马 达-针筒机械接口。
所示实施例的针筒34可包括柱塞、筒体和放置在筒体内的医用流体。 针筒内的医用流体可以是任意适当的医用流体，诸如但不限于，盐水、造影 剂、药物、放射性药物或其组合。在当前实施例中，柱塞被放置在筒体内， 并且柱塞和筒体一起容纳医用流体。柱塞的背面包括被设计/构造用于与压头 32的针筒接口分界的表面和/或结构。
保护电路24被显示为电设置(即，参考电子流定位)在能量存储装置 26和供电装置14之间，控制器28显示为电放置在能量存储装置26和马达 30之间。保护电路24可串联联接至电力电缆16和能量存储装置26。能量 存储装置26可经由控制器28串联联接至马达30。控制器28可联接至保护 电路24。马达30可机械连接至压头32的传动装置，压头32可被设计为经 由针筒接口与针筒34的柱塞分界(例如，机械联接至柱塞)。
图1的动力注射器12可经由导管和中空的皮下注射针而流体联接至患 者36或其它生物体。在一些实施例中，成像装置38可用于在医用流体注射 到患者36体内时和/或之后对患者36成像。成像装置38是指或包括各种成 像系统，诸如投影放射透视系统(例如，X光系统)、荧光透视系统、X线 断层摄影系统(例如，计算轴向X线断层摄影系统)、磁共振成像(MRI) 系统和/或超声系统。
在一些实施例中，动力注射器12、患者36和成像装置38可远离供电装 置14。例如，在图l的注射系统中，它们处于不同的房间，其中，供电装置 14放置在设备室40中，其它部件在成像室42中。在一些实施例中，为了延 长这些房间40、 42之间的距离，电力电缆16可长于1米、2米、3米、6 米、10米、20米、50米或更多。成像室42可包括各种形式的屏蔽装置来使 成像装置38与干扰源隔绝，诸如电磁屏蔽装置。在一些实施例中，成像室 42可基本没有含铁材料，这种材料会吸引磁体和/或导致MRI机器成伪像。 有利地，通过将供电装置14定位为远离动力注射器12,注射系统IO倾向于 减小成像装置38与供电装置14的干扰。
参考图2,示例能量存储装置26被详细示出。所示能量存储装置26包括一组串联联接的超级电容器44。本实施例包括15个超级电容器44,但其 它实施例可包括任意适当和/或需要数量的超级电容器。例如， 一些实施例包 括多于l个超级电容器、多于2个、多于3个、多于4个、多于5个、多于 10个、多于20个、多于50个或甚至多于IOO个超级电容器。当充满电时， 串联连接的超级电容器44以大约38伏的平均电压输出大约40安的电流。 换句话说，能量存储装置26输出大约1500瓦的功率。能量存储装置26的 其它实施例提供其它平均瓦数的输出。例如，在一些实施例中，能量存储装 置26可输出多于500瓦、多于700瓦、多于1000瓦、多于1200瓦、多于 1500瓦、多于1700瓦、多于2000瓦、多于2500瓦，或甚至更多。
为了传输该功率，在一些实施例中，能量存储装置26的功率输出部分 46可联接至高电流(或电压)容量导体48。在一些实施例中，导体48可以 是具有相对短长度的低标准线(例如，长度短于两英尺的10至14AWG标 准线)。即，导体48可具有导电部分，其横截面面积大于或等于大约3.3x 10—3平方英寸、大于或等于大约5.2x 10—3平方英寸、大于或等于大约8.2x 10—3平方英寸或大于或等于大约1.3x 10—2平方英寸。
相对地，连接能量存储装置26和供电系统14的电线包括电力电缆16 ， 并具有比导体48小得多的电流载流容量。例如，电力电缆16可由具有D壳 引线连接器的25-引线电缆和22标准线(具有直径大约为2.5x 10-2英寸的电 线)实现。在一些实施例中，电力电缆16可包括或主要具有一根或多根具 有导电部分的电线，该导电部分的横截面面积小于或等于大约2.6x 1(^平方 英寸、小于或等于大约1.2x 10_3平方英寸、小于或等于大约8.0x 10'4平方 英寸、小于或等于大约5.0x 10—4平方英寸、小于或等于大约2.5x 10—4平方 英寸或小于或等于大约1.6x 10'4平方英寸。电力电缆16可联接至能量存储 装置16的功率输入部分50。在一些实施例中，电缆16的五根电线携带地电 压，五#^电线可通过功率1俞入部分50传导净皮小于42伏的DC电压驱动的电 流。有利地，电力电缆16和供电装置14中的电子设备可以比适于在从供电 装置14到马达30的整个距离上传送1500瓦功率的部件便宜。
图3是示例动力注射器12的正视图。如图3所示，动力注射器12包括 机架组件52、支撑臂54和动力头56。所示机架组件52包括四组轮子58、 底盘60、垂直支撑件62、手柄64和显示部66。垂直支撑件62将手柄64、 显示部66和支撑臂54举在底盘60以上，并且在一些实施例中，其可以具有凹进部分，电力电缆16通过该凹进部分行进。显示部66可包括液晶显示 部、阴极射线管显示部、有机光发射二极管显示部、表面发射显示部或其它
适当的显示部，并且其联接至控制器28。
如图3所示的注射器12的支撑臂54包括多轴线4吏接构件68、 70。所示 铰接构件68由于两个垂直的旋转轴线72、 74而相对于底盘60具有两个自 由度。类似地，示例铰接构件70由于两个垂直的旋转轴线76、 78而相对于 4史接构件68具有两个自由度。电力电缆16被显示为沿4交接构件68、 70行 进到动力头56。
图3的动力头56经由连结部联接至铰接构件70，该连结部相对于4交接 构件70提供两个自由度。因而，在本实施例中，动力头56可绕轴线80、 82 旋转。总的来说，所示动力头56相对于底盘60具有6个自由度。其它实施 例可包括更多或更少的自由度。
动力头56包括显示部84、流体控制一奉86和空气4全测器88。流体控制 棒86辅助针筒34中的柱塞的手动操作，空气检测器88在检测到针筒34中 留有空气时向控制器28发信号。
在本实施例中，动力头56容纳保护电路24、能量存储装置26、控制器 28、马达30、压头32和一部分针筒34。在其它实施例中，大量这些部件或 这些部件的一部分可在动力注射器12上或在注射系统10中分配在任何地方 (图1)。
动力注射器12可根据图4所示的示例注射过程90进行操作。能量存储 装置26以低功率接收能量，如块92所示。在一些实施例中，能量存储装置 26可经由电力电缆16从电力装置14接收该能量。在该步骤92期间，充电 电流流过能量存储装置26的功率输入部分50。充电电流可以低功率传送， 诸如低于500瓦、低于400瓦、低于300瓦、低于200瓦、j氐于100瓦、低 于50瓦、低于10瓦或更少。随着能量被电力电缆16传送，可以存储在能 量存储装置26中，如块94所示。例如，电荷堆积在电容器44的板上。在 一些实施例中，能量存储装置26可通过感应被充电(例如，在无绳实施例 中)。
接下来，在示例注射过程90中，能量存储装置26将能量以高功率传送 至马达30，如块96所示。例如，控制器28可通过激励固体开关装置的门而 关闭通过导体48的电流路径，电容器44可通过功率输出部分46和导体48放电。在一些实施例中，能量存储装置26可以大于700瓦、大于800瓦、 大于900瓦、大于1000瓦、大于1200瓦、大于1400瓦、大于1500瓦、大 于1700瓦、大于2000瓦、大于3000瓦、大于5000瓦或更多的级别传送能 量。
如块98所示，注射过程90包括医用流体的注射。在图l-3的动力注射 器12中，来自能量存储装置26的电流给马达30供电，马达30驱动压头32。 然后压头32推动针筒的柱塞通过针筒34的筒体，并将医用流体推出针筒并 推入患者36体内。医用流体包括任何适当的医用流体，诸如造影剂、药物、 放射性药物、盐水或其组合。
图5显示了另一示例注射过程100，其通过图1-3的注射系统IO执行。 注射系统100以/人电力网22"^收功率开始，如块102所示，然后，对来自 电力网22的功率整流，如块104所示。作为例子，图1实施例中的整流器 20对来自电力网22的功率整流。接下来，在本实施例中，功率调节器18 调节被整流功率以产生低水平功率，如块106所示。电力电缆16将低水平 功率传导一距离，诸如在房间40、 42之间，如块108所示。
动力注射器12可存储和消耗经由电力电缆16传送的能量。在本实施例 中，低水平功率可通过能量存储装置26的输入部分50传导，如图5的块110 显示，电容器44可通过携带低水平功率的电流充电，如图5的块112所示。 接下来，本实施例的控制器28可接收信号，以注射流体，如图5的块114 所示。例如，用户按压按钮来起动注射，按钮将信号传递至控制器28。在此 时，在一些实施例中，控制器28可确认能量存储装置26已经存储足够的能 量以进行注射。在能量存储装置26被部分充电、充电到临界值之上或完全 充电，控制器28关闭通过导体48的路径以通过能量存储装置26的输出部 分46传导高水平功率，如图5的块116所示。马达30可接收高水平功率并 经由压头32驱动针筒34的柱塞，如图5的块118所示。因而，医用流体从 针筒34排出(例如，注射到患者36体内)，如图5的块120所示。最后， 在一些实施例中，患者36被成像，如图5的块122所示，例如，通过参考 图1中的成像装置38讨论的成像系统中的一个。
图6示出了示例无绳注射器306,其具有能够联:接至对接站(docking station) 300的能量存储装置302。如在此所用的，术语"无绳"是指能不外 连接至电源而操作的能力。注射器306可包括上述讨论的动力注射器12的一个或多个特征。注射器306的特征是屏蔽的针筒组件308、屏蔽装置310、 针筒驱动器312、对接站电接口 314和对接站机械接口 315。对接站电接口 314包括多个引线332、 333、 334、 335。这些引线和/或其它部件可用于使注 射器306充电和/或作为通讯链接部来实现注射器数据通讯至对接站300和/ 或通过对接站300数据通讯。在一些实施例中，注射器306能够经由无线通 讯(例如，射频)数据通讯至对接站300和/或通过对接站300数据通讯(例 如，来传送至成像系统和/或医院信息系统)。
在本实施例中，针筒组件308包括针筒316和屏蔽装置318.。所示针筒 316包括针320、筒体322、柱塞324和具有外端328的推杆326。 一种或多 种流体330放置在针筒316的筒体322内。例如，流体330可包括放射性要 付、造影剂、盐水、药物或其组合。针筒316可展现出任意的各种适当的设 计/构造。例如，在一些实施例中，针筒316是单级针筒、在每一级中具有不 同流体的二级针筒、多筒体针筒或具有多于两级和/或多于两种流体的针筒。
注射器306的屏蔽装置310、 318可包括电磁屏蔽装置、辐射屏蔽装置、 热屏蔽装置或其组合。在一些实施例中，屏蔽装置310、 318特征是辐射屏 蔽材料，诸如铅、贫化铀、钨、钨浸渍塑料等。替换地或附带地，屏蔽装置 310、 318可包括电磁屏蔽材料，诸如层、网或其它形式的铜、钢、导电塑料 或其它导电材料。在一些实施例中，屏蔽装置310、 318可基本或完全不含 铁。屏蔽装置310可完全包封针筒316、针筒驱动器312和/或能量存储装置 302;基本包封这些部件316、 321、 302的一个或多个；或部分地包封这些 部件316、 321、 302的一个或多个。类似地，屏蔽装置318可完全、基本或 部分地包封针筒316.。注射器302的一些实施例可不包括屏蔽装置310和/ 或318，在此所讨论的任意其它特征都可以被省略。
注射器306的针筒驱动器312可包括压电驱动器、线性马达、形状记忆 合金、齿条和齿轮系统、蜗轮和轮组件、行星齿轮组件、带驱动器、齿轮驱 动器、手动驱动器、液压驱动器和/或气动驱动器。例如，在以下讨论的图8 的实施例中，针筒驱动器302包括电马达和螺旋驱动器。在一些实施例中， 针筒驱动器312可以完全、基本或部分地不含铁。
用于注射器306的对接站300包括互补的电接口 336、互补的机械接口 338和电力电缆340.。互补的电接口 336包括多个阴连接器342、 343、 344、对接站300可安装在可移动机架、可旋转臂、机动车(例如，救护车)、成 像装置、患者台、壁架或其它适当架体上。
在操作中，无绳注射器306被互补地设计为与对接站300相配合。具体 地，注射器306的对接站机械接口 315被设计为与对接站300的互补机械接 口 338相配合，注射器306的对接站电接口 314被设计为与对接站300的互 补电接口 336相配合。能量以低功率流过电力电缆340，流过阴连接器342、 343、 344、 345和流入到阳连接器332、 333、 334、 335中。低功率能量流入 到能量存储装置302中。在一些实施例中，当注射器被用于针筒填充程序中 时，能量存储装置302可被充电。例如，当能量存储装置302被'充电时，针 筒驱动器312可施加力331,该力将柱塞324拉离筒体322内的针320，由 it匕倾向于将流体拉入到筒体322中。在填充时，可以对填充速率和/或填充体 积实施原位或非原位向前进给或向后进给控制。
当能量存储装置302被充电或激励时，无绳注射器306可从对接站300 移除并用于注射方文射性药物330或其它适当的医用流体，而没有电力电缆干 扰该过程。可以在无绳注射器306被填充和充电的同一位置处执行注射，或 者无绳注射器306可以被充电和填充的状态运送以在另一位置处使用。在注 射期间，能量以高级别从能量存储装置302流到针筒驱动器312，针筒驱动 器向推杆326的外端328施加力331.。推杆326通过筒体332将柱塞324推 向针320,并由此导致流体330从针筒316排出。在流体330的排出(例如， 注射)期间，可以对填充速率和/或填充体积实施原位或非原位向前进给或向 后进给控制。
图7示出了能够容纳多个针筒(在此为两个)的示例无绳注射器348.。 无绳注射器348包括第二针筒350和第二针筒驱动器352.。第二针筒350可 被屏蔽并包括流体354,流体可以是在此提到的医用流体中的一种或多种。 第二针筒350可在屏蔽装置310内，但在其它实施例中，第二针筒350可以 部分或完全在屏蔽装置310之外。虽然图7所示的针筒被示出为彼此分开且 不同，注射器348的其它实施例能够容纳多筒体针筒组件(例如，基本一体、 双筒体针筒组件)。
在操作中，注射器348的针筒驱动器352可向第二针筒350的柱塞施加 力354,并导致流体354被拽入到第二针筒350中或从第二针筒350推出。 在一些实施例中，针筒驱动器312和第二针筒驱动器352可部分或完全整合到单个针筒驱动器中。替换地，针筒驱动器312和第二针筒驱动器352可以 是独立的针筒驱动器。在注射和/或填充期间，可以对被无绳注射器348注射 或填充的流体330和/或354的填充速率和/或填充体积实施独立的原位或非 原位向前进给或向后进给控制。
图8示出了在无绳注射器306内的示例针筒驱动器312.。所示针筒驱动 器312包括电马达356、传动装置358和线性驱动器360.。电马达356可以 是DC电马达或AC电马达，诸如步进马达。所示传动装置358包括第一带 轮362、第二带轮364和带366.。该线性驱动器360具有外螺紋轴、蜗轮或 螺杆368、衬套370、外轴372和针筒接口 374.。传动装置358具有的第二 带轮364的直径对第一带轮362的直径的比大于0.5:1、大于1.0:1、大于1.5:1、 大于2:1、大于3:1、大于4:1、大于5:1、大于8:1、大于20:1或更大。针筒 接口 374包括宽的、外端插座376和轴槽378。在一些实施例中，马达356、 传动装置358和驱动器360的一个或多个可基本上或完全不含铁。在一些实 施例中，马达356、传动装置358和驱动器360的一个或多个可部分地、基 本上或完全被屏蔽装置310屏蔽。
在操作中，注射器306的电马达356驱动第一带轮362.。随着第一带轮 362旋转，带366使第二带轮364旋转。第二带轮364的旋转驱动螺杆368, 其在衬套370内旋转。衬套370带有螺紋，以使得螺杆368的旋转向衬套370 施加力。线性滑动机构防止衬套370的旋转同时允许衬套370沿螺杆368向 上和向下平移。随着螺杆368旋转，外轴372被村套370沿螺杆368拉向下 或拉向上。外轴372可相对于螺杆368线性地平移，并经由针筒接口 374移 动针筒316的柱塞。
虽然本发明对各种修改和变化形式是敏感的，在通过在附图中的例子显 示了特定实施例并详细地描述。但是，因理解，本发明并不意图限制在此披 露的具体形式。相反，本发明应覆盖落入由所附权利要求所限定的本发明精 神和范围内的所有修改、等同物和替换。
1权利要求
1、一种用于注射医用流体的动力注射器，该动力注射器包括能量存储装置，其具有功率输入部分，具有输入电流载流容量；和功率输出部分，具有输出电流载流容量，其中，输出电流载流容量比输入电流载流容量大；马达，联接至能量存储装置的功率输出部分；和压头，联接至马达并具有针筒柱塞接口。
2、 如权利要求1所述的动力注射器，其中，能量存储装置包括一个或 多个电容器。
3、 如权利要求2所述的动力注射器，其中，所述一个或多个电容器具 有大于约30法的串联电容量。
4、 如权利要求2或3所述的动力注射器，其中，所述一个或多个电容 器包括一组串联连接的超级电容器，其中，该组超级电容器的一端联接至所 述能量存储装置的输入部分，并且其中，该组超级电容器的另一端联接至所 述能量存储装置的输出部分。
5、 如权利要求1-4中的任一项所述的动力注射器，还包括 电力电缆，连接至所述能量存储装置的输入部分；和电源，经由该电力电缆连接至所述能量存储装置的输入部分。
6、 如权利要求5所述的动力注射器，其中，大部分长度的所述电力电 缆主要包括绝缘电线，该绝缘电线具有横截面面积小于约2.6 x 10'3平方英寸 的导电部分。
7、 如权利要求5或6所述的动力注射器，其中，所述能量存储装置经 由所述电力电缆和保护电路二者联接至电源。
8、 如权利要求5-7中的任一项所述的动力注射器，其中，所述电源是 小于约500瓦的电源。
9、 如前述权利要求中任一项所述的动力注射器，其中，所述能量存储 装置被构造为当能量存储装置处于赋能状态时输出大于约1000瓦的功率。
10、 如前述权利要求中任一项所述的动力注射器，还包括针筒，在其中具有医用流体，其中，针筒被联接至压头的针筒柱塞接口。
11、 一种用于与其中具有医用流体的针筒使用的电注射器，该注射器包括彼此串联联接的多个超级电容器； 与该多个超级电容器并联联接的马达；和 联接至马达的针筒接口。
12、 如权利要求11所述的注射器，其中，所述多个超级电容器具有大 于约1000法的组合电容量。
13、 如权利要求11或12所述的注射器，其中，所述多个超级电容器具 有多于4个的超级电容器。
14、 如权利要求11-13中的任一项所述的注射器，还包括导体，具有大于约IO安的电流载流容量，其中，马达通过该导体连接 至所述多个超级电容器。
15、 如权利要求11-14中的任一项所述的注射器，还包括控制器，其具有开关，该开关被构造为在闭合状态时传输大于约800瓦 的功率，其中，该开关串联布置在所述多个超级电容器和马达之间。
16、 一种医用流体注射器的操作方法，该方法包括 以输入瓦数从供电装置接收能量；存储该能量；和以输出瓦数将至少一部分所述能量输出至马达，其中，该输出瓦数至少 是输入瓦数的2倍。
17、 如权利要求16所述的方法，其中，所述供电装置是远程供电装置。
18、 如权利要求16或17所述的方法，其中，所述存储包括对一排电容 器充电，该一排电容器具有大于约1法的电容量。
19、 如权利要求16-18中的任一项所述的方法，其中，所述输出瓦数大 于约500瓦。
20、 如权利要求16-19中的任一项所述的方法，其中，所述输出包括移 动注射器的压头。
全文摘要
一种动力注射器，其在不使用时以低速存储能量，然后在注射期间以高速传送能量。能量可存储在高响应的能量存储装置中，诸如电容器，用于将电力快速地传送给注射器马达。在一些实施例中，将动力注射器连接至供电装置的电线可以是相对小且便宜的，因为电线上的电流和电压负载很低。
文档编号A61M5/145GK101522238SQ200780037932
公开日2009年9月2日 申请日期2007年9月25日 优先权日2006年10月11日
发明者查尔斯·S·尼尔 申请人:马林克罗特公司