JP2002518136A - 高圧駆動システム - Google Patents

高圧駆動システム

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JP2002518136A
JP2002518136A JP2000555655A JP2000555655A JP2002518136A JP 2002518136 A JP2002518136 A JP 2002518136A JP 2000555655 A JP2000555655 A JP 2000555655A JP 2000555655 A JP2000555655 A JP 2000555655A JP 2002518136 A JP2002518136 A JP 2002518136A
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JP2000555655A
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ポール・シー・ミシェルマン
アール・シー・ミッシェル・ボールドウィン・２世
ハワード・アール・レヴィン
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カーディオ・テクノロジーズ・インコーポレーテッド
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Abstract

(57)【要約】 本発明は、膨張可能な心臓補助装置を駆動するための高圧膨張システムを提供する。このシステムは、比較的高い圧力で流体を供給するための流体源２２と、空気源と選択的流通関係にある圧縮タンク３２とを備えている。圧縮タンクは、流体源で生成された高い圧力にほぼ等しい圧力を有する所定体積の流体を保持するように作用する。圧縮タンクの下流側には転送弁１０６が配置され、この弁は心臓補助装置に接続されている。圧縮タンク及び転送弁は心臓補助装置に近接配置され、転送弁は、加圧流体を圧縮タンクから解放し心臓補助装置を充填し心臓補助のために装置を拡張させる既定の信号に応じて作動するように構成されている。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本出願は、米国特許法第119条に従い、1998年6月24日に出願されたシリアルNo
.60/090,439の米国特許予備出願に基づく優先権を主張し、その全ての開示内容
を参考として含むものである。
【０００２】 本発明は、機械的に心臓を補助する駆動システムに関するものであり、より詳
しくは、心臓圧縮装置に供給される調節可能な脈動圧力を制御することができる
高圧膨張システムに関するものである。供給される脈動圧力は、安定的圧力の観
点で、高精度に調節することが可能である。
【０００３】
【従来の技術】
心臓機能が低下した患者の延命を行う重要な技術の１つに、血液を送り出す心
臓のポンプ機能を機械的に補助する方法がある。心臓に対する補助によって、全
身に十分な血液を送るために適切な血圧が、心筋に無理なストレスをかけること
なく確保される。一般的に、心臓圧縮装置または圧迫帯のような装置は、侵襲性
手術の際に補助作用を行う。関連する装置として、心臓の鼓動が完全に停止した
場合に心臓を周期的に収縮させるために用いられる心肺蘇生術（ＣＰＲ）用の装
置がある。
【０００４】 心臓の補助を最大限に行い、信頼性がありかつ正確な機能を発揮するために心
臓圧迫機能を良好に実現する種々の装置が当業者によって既に提案されている。
1996年10月18日に本発明の代理人により出願されたシリアルNo.60/028,722の米
国特許予備出願に開示されているそのような圧迫帯装置の１つは、侵襲性手術の
際に心臓を保持支持すると共に、膨張可能なライナー手段により、心臓に一様な
圧力を加える。心臓に圧力を加えるために、ライナーは、膨張システムによって
周期的に膨張・収縮を繰返す。
【０００５】 個々の心臓は、各患者に固有の圧力形態で血液を送り出すので、膨張可能ライ
ナーによる心臓圧迫の成否は、患者個人の心臓のリズム、または圧力形態にある
程度適合して制御可能な膨張システムに依存する。同様に、考慮すべき重要点は
、心臓の収縮サイクルの時間が限られているということである。同期した圧縮を
行うその時間は、わずか50〜100msである。
【０００６】 Anstadtカップまたは大動脈内バルーンのような空気駆動式の心臓圧縮装置に
関する１つ提案が、米国特許第4,016,871号明細書に開示されている。空気駆動
式システムは、コンソール内に収容されており、正圧制御器及び負圧制御器に並
列接続された比較的低圧の圧縮機を備えている。それぞれの制御器は、ソレノイ
ド弁にそれぞれ接続された出力部を有するリザーバに接続されている。ソレノイ
ド弁は、電子制御装置によって制御され、コンソールと心臓圧縮装置とを連結し
ている圧力配管を通じて脈動圧力を伝達し、心臓圧縮装置を膨張・収縮させる。
【０００７】 第２の提案として、例えば米国特許第5,300,017号明細書には、柔軟性ダイア
フラムによって分離された第１・第２チャンバに関する分離装置を含む心臓圧縮
装置のための駆動装置が開示されている。第１チャンバは、正圧・負圧切換え弁
それぞれを通じて、正圧・負圧圧力空気源に接続されている。分離装置の第２チ
ャンバは、心臓圧縮装置と直接の流通関係をもっている。ダイアフラムは、各空
気源からの10mmHg程度の正圧・負圧に応じて第２チャンバ内の体積を減少・増加
させ、こうして心臓圧縮装置を加圧・減圧する。
【０００８】 これらの提案は、それぞれが目的とする用途においては好適に作用するが、そ
れらの装置の多くは、心臓圧縮装置から数フィート離れた位置に配置される。こ
れは、一般的に、手術環境に関係した制約によるものである。結果的に、長い圧
力配管は、抵抗を最小限に抑えるために、比較的直径の大きいチューブで形成す
る必要がある。こうして容積が大きくなった結果、システムの総流量が増大し、
装置全体が大きくなり、コストも上昇する。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
これまで実現されず、現在求められているものは、構成部材のサイズ縮小化と
立上がり時間の改善とを可能にする圧縮帯のような心臓圧縮装置のための高圧駆
動システムである。このようなシステムには患者を保護する安全装置の改良も求
められている。本発明による高圧駆動システムは、これらの要求を満足するもの
である。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明のシステムは、心臓補助装置を膨張させるための脈動圧力を供給に必要
な構成部材の小型化を可能にする。本システムはまた、それぞれの脈動圧力に対
する立上がり時間を短縮し、患者に対する安全性を高いレベルに保つことによっ
て膨張性能を改善する。
【００１１】 上記の利点を実現するために本発明の一形態は、膨張可能な心臓補助装置を駆
動するための高圧膨張システムを備えている。このシステムは、比較的高い圧力
で流体を供給するための流体源と、空気源と選択的流通関係にある圧縮タンクと
を備えている。圧縮タンクは、流体源で生成された高い圧力にほぼ等しい圧力を
有する所定体積の流体を保持するように作用する。圧縮タンクの下流側には転送
弁が配置され、この弁は心臓補助装置に接続されている。圧縮タンク及び転送弁
は心臓補助装置に近接配置され、転送弁は、加圧流体を圧縮タンクから解放し心
臓補助装置を充填し心臓補助のために装置を拡張させる既定の信号に応じて作動
するように構成されている。
【００１２】 本発明の他の形態は、制御装置によって生成される信号に応じて、負荷構造物
を加圧状態と排気状態との間で切換えるための転送弁を備えている。転送弁は、
加圧ポート及び排気ポートと、負荷構造物に直接接続された出力ポートとを備え
ている。出力ポートは、ばね付勢された切換え機構の作用によって、加圧ポート
と排気ポートとに交互に接続される。
【００１３】 一実施形態によれば、本発明は好都合な安全機構を備えている。この安全機構
は、駆動システムの失陥の際には、膨張した圧縮帯が大気開放されることを保証
する。この作用は、圧縮帯の圧力を監視し、高圧力状態が保持された際に安全弁
を開口することによって実現される。
【００１４】
【発明の実施の形態】
本発明に係るその他の特徴点及び利点は、添付図面を参照しながら以下の詳細
説明を読むことによって明瞭になる。
【００１５】 本発明の高圧駆動システムは、心臓圧縮装置または圧縮帯の膨張の際の脈動圧
力立上がり時間に関して改善された応答特性を示す。特性の改善は、小型化され
た加圧用構成部材を補助装置に近接して配置し、比較的短い圧力配管によって抵
抗を低減しシステム応答を改善することで実現される。
【００１６】 図１は、収縮期に心室を収縮させ血管系を通じて血液を送る心臓（図示せず）
の作用を補助するための心臓圧縮装置または圧縮帯１２の一例を示している。こ
のような装置の例は、1997年11月3日に、“A Ventricular Cuff For Assisting
a Heart to Pump Blood By Applying Substantially Uniform Pressure to at L
east a Portion of the Ventricles”という発明の名称で出願され現在係属中で
あるシリアルNo.60/064086の米国特許予備出願に記載されており、本明細書はそ
の内容を参照して、これを含むものとする。心臓は、内側膨張チャンバまたは膨
張ライナー１６を含む装置内に配置される。この装置は、本発明による高圧駆動
システムに接続するためのポート１８を備えている。
【００１７】 次に図２を参照する。符号２０で示す高圧駆動システムの一実施形態は、約0
〜50psiの範囲の加圧気体を供給する能力を有する高圧空気供給源または圧縮機
２２を備えている。この供給源は、加圧気体分配管２４に接続されており、加圧
気体分配管２４は、加圧気体を、パイロットレギュレータ２６と電気的レギュレ
ータ２８と１次レギュレータ３０とに分配する。電気的レギュレータは、出力空
気圧を供給電圧に比例した状態に保持し、１次レギュレータのための制御可能な
参照圧力を提供する。
【００１８】 １次レギュレータ３０の下流側には圧縮タンク３２が配置されており、第１ソ
レノイド弁を通じて１次レギュレータと、及び、転送弁４０と選択的連通関係に
ある。圧縮タンクは、直径1/2インチ、長さ１ｍのチューブから形成されている
。タンクは、体積100〜500ml程度の圧縮気体を有する内部チャンバを備えている
。
【００１９】 図２及び図３を参照すると、転送弁４０は、加圧チャンバ４４、排気チャンバ
４６、コントロールチャンバ４８と共に形成された中空円筒型ハウジング４２を
備えている。それぞれのチャンバは、開口部またはポート３３，３５，３９を備
えている。加圧チャンバ及び排気チャンバは、通路５０を通じて吐出ポート５２
に、交互に接続される。通路５０は、排気チャンバまたは加圧チャンバに選択的
に開口される。初期状態では閉鎖状態（排気状態）に付勢されている付勢アクチ
ュエータ５４は、排気チャンバ４６または加圧チャンバ４４を吐出部５２に交互
に接続する。吐出部５２は圧縮帯１２に接続されている。アクチュエータ５４は
、付勢され軸線方向にスライド可能なシャフト５８に取付けられたピストン５６
を備えている。離隔配置された一対のポペット６０，６２は、それぞれＯリング
シール６４，６６を備えてシャフト５８の中央部に取付けられ、コントロールチ
ャンバ４８内のピストンに作用する圧力に応じて、通路５０を、排気チャンバ４
６または加圧チャンバ４４に対して交互にシールする（同時に通路は反対側のチ
ャンバと通じる）。シャフトが付勢されていることによって、転送弁に負荷が加
えられないとき、または負荷が失われたときに、アクチュエータは自動的に排気
を行うことになる。
【００２０】 本発明による高圧駆動システムはまた、患者に近接して比較的高い圧力の配管
が配置されていることに対する懸念を最小限に抑えるために、種々の安全装備を
備えている。例えば、アクチュエータ５４の信頼性高い動作を実現するために、
実際の切換え動作を行うための一実施形態の弁は、密着性セラミック表面型のス
プール弁（図示せず）から構成される。このスプール弁は潤滑を必要とせず、優
れた耐摩耗性を示し、流体中の異物による失陥も発生しにくい。転送弁４０にお
いて吐出ポート５２の反対側には圧力解放弁５１が取付けられており、これは通
路５０に接続され、一般的には200〜250mmHgである工場設定圧を越えた場合に、
迅速に気体を排気する作用を行う。解放弁はまた、第２ソレノイド弁５５の作動
に応じて圧縮帯の圧力を解放するように作動する。転送弁はさらに、電力供給が
停止した際に、弁を排気状態にするフェールセーフ中立位置を有している。加え
て、電気的に制御される安全弁６８（図２参照）を備えることによって、システ
ムの排気部分に冗長性をもたせてある。安全弁６８は、転送弁の排気能力に関す
る失陥を検知し、これを修正するように機能する。安全弁は、圧縮帯の圧力が約
１秒間、大気圧に戻らないことをシステムが検知した場合に、圧縮帯１２から気
体を解放する第２の排気経路を提供する。
【００２１】 圧縮タンク３２及び転送弁４０は、ＩＶポールまたはその他の支持台（図示せ
ず）上に好適に支持することができ、このようにして、加圧コンポーネントを心
臓圧縮装置の近接位置、すなわち約１ｍ以内の位置に配置することができる。
【００２２】 各ソレノイドに送る空気制御信号を発生させるために、システム２０は、プロ
グラムされた命令に応じて作動するマイクロプロセッサ（図示せず）を備えてい
る。マイクロコンピュータ、及びプログラムされたソフトウェアは、総括的速度
、圧縮帯の膨張時間、圧縮タンクの圧力、同期動作のための膨張遅延等を制御す
る。システム２０の詳細にわたる構成は図４に示している。本高圧システムの構
成部材は、好ましくは、コンソール（図示せず）と手術領域（図示せず）との間
に分配される。圧縮タンク３２、転送弁４０、及び制御ソレノイド弁３４，５５
は、手術領域内に配置され、一方、圧力レギュレータ２６，２８はコンソール内
に配置される。監視と安全のための圧力センサ（図示せず）も手術領域内に配置
される。
【００２３】 使用に際しては、高圧駆動システム２０は、図５に示すものと同様の脈動圧力
を順次生成し、予めプログラムされた形態で、心臓圧縮装置を膨張・収縮させる
。図６，７に示す制御形態では、Ｔ0（状態Ａ）に先立って、第１ソレノイド弁
３４の作用により、空気源２２からの加圧制御された気体で圧縮タンク３２が加
圧される。
【００２４】 圧縮タンクが加圧されている間、非作動状態にある第３ソレノイド弁によって
圧縮タンクから隔絶されている転送弁４０は、継続的に非作動状態にある第３ソ
レノイド弁３８を通じて圧縮帯を大気解放する。圧縮タンクが加圧されたＴ0に
おいて、ソレノイド弁３４は非通電とされ、約0〜10msの非流動時間のための信
号を送る（状態Ｂ）。非流動時間によって、空気源と心臓圧縮装置との間の直接
連通が遮断される。
【００２５】 非流動時間に続いて、Ｔ1において第３ソレノイド３８は通電され、転送弁４
０を排気状態から流動状態へと切換える（状態Ｃ）。転送弁が作動すると、負荷
圧力が急速に立上がり圧縮帯１２を膨張させる。この脈動圧力は約15〜20ms程度
の急激な立上がり時間を有している。心臓の収縮中に負荷体積が減少する際、圧
縮帯内の圧力は平衡状態に到達するまで減少する。収縮サイクルの後半では、第
１ソレノイド３４と圧縮帯との間の圧力は“安定圧”における平衡状態を保つ。
【００２６】 さらに図６を参照すると、時刻Ｔ2で、第３ソレノイド３８は非通電とされて
転送弁を“流動”状態から排気状態へと切換え、圧縮帯１２を収縮させる。この
とき、第１ソレノイド３４は、所定時間、非作動状態を保ち（状態Ｄ）、空気源
２２と圧縮帯との間で直接連通が生じないようにする。転送弁が適切に排気でき
ない場合、解放弁５１または安全弁６８のいずれかが圧縮帯内の気体を解放して
非加圧状態にする。この作用は、排気状態になるはずのときに１秒以上過圧状態
にあることを安全弁が検知した場合、または、解放弁５１を解放し圧縮帯から排
気するように第２ソレノイド５５によって命令が発せられた場合に行われる。解
放弁は、圧縮帯内の圧力が許容値を越えた場合にはいつでも圧縮帯の排気を行う
ように機能する。
【００２７】 第２の非流動期間の終了時、第１ソレノイド弁３４は、再度通電され、膨張・
収縮サイクルを繰返す。
【００２８】 膨張・収縮サイクルは、システムが補助モードで作動しているか、ＣＰＲモー
ドで作動しているかによって、１つまたは２つの供給源により誘発されるという
ことを理解されたい。補助モードでは、膨張（状態Ｃ）は心臓本来の収縮に同期
して行われる。ＣＰＲモードでは、全サイクルが操作員によりコントロールされ
た固定形態で作動する。
【００２９】 次に図８を参照する。符号１００で示す高圧駆動システムの第２実施形態は、
本質的には第１実施形態と類似しており、0〜200mmHg程度の負圧源１０２を備え
ている。負圧源は、負圧レギュレータ１０４を通じて転送弁１０６に接続され、
負荷構造物１０８、すなわち心臓圧縮装置または圧縮帯を、すばやく収縮させる
ように機能する。
【００３０】 収縮は、好ましくは圧縮タンク１１０の周りに同軸状態で配置された負圧タン
ク（図示せず）を通じて行われる。この構成では、迅速な収縮を可能にする負圧
タンクを圧縮装置の極めて近くに配置することを可能にする。
【００３１】 使用時には、転送弁が“流動”モードから排気モードへの切換えを行った段階
で、圧縮装置には負圧が作用する。全体として、第２実施形態の制御形態は第１
実施形態の場合と類似している。
【００３２】 符号１２０で示すさらなる実施形態を図９に示す。このシステムは、第１実施
形態２０の多くの特徴を含んでいる。しかし、主要相違点の１つは、転送弁１２
２の配置であり、これは、膨張のための第２ソレノイド弁１２４と、収縮のため
の第３ソレノイド弁１２６とに直接接続されている。このようにして、転送弁は
、パイロットレギュレータ１２８を通じて供給される空気圧により、膨張状態と
収縮状態とに切換えられる。
【００３３】 当業者であれば、本発明によって提供される多くの利点と効果とを理解できる
であろう。重要な点は、圧縮タンクに供給を行う高圧力源が、心臓圧縮装置に近
接した位置に保持されて使用されることである。このことにより、システムにお
ける加圧コンポーネントが顕著に小型化され、それはコンポーネントのコスト低
減につながる。さらに、心臓圧縮装置を駆動するために近接配置された高圧力源
を用いることで、脈動圧力の立上がり時間の点で大きな改善を図ることができる
。
【００３４】 本発明により提供されるさらなる重要な利点は、空気配管における比較的高い
圧力から患者を保護する安全装備を備えたユニークな転送弁を使用していること
である。
【００３５】 以上、好ましい実施形態を参照しながら本発明を説明してきたが、本発明の思
想及び範囲を逸脱することなく、本発明に種々の変更を加えることができること
は当業者には明らかである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 心臓を補助するために本発明の膨張システムに適用される心臓補
助圧縮帯の断面図である。
【図２】 本発明の一実施形態による高圧駆動システムのブロック図である
。
【図３】 図２のシステムに適用される転送弁の長手方向断面図である。
【図４】 図２のシステムに適用される空気駆動装置の概略図である。
【図５】 図１のシステムで生成される典型的な負荷圧力波形を示すグラフ
である。
【図６】 図１のシステムに用いられる弁制御タイミングチャートである。
【図７】 図６の弁制御に対応する状態図である。
【図８】 本発明の第２実施形態による高圧駆動システムを示すブロック図
である。
【図９】 本発明の第３実施形態による高圧駆動システムを示すブロック図
である。
【符号の説明】
１２ 心臓圧縮装置（圧縮帯，心臓補助装置，負荷構造物） ２０，１００，１２０ 高圧駆動システム ２２ 高圧空気供給源（流体源） ２８ 電気的レギュレータ ３２，１１０ 圧縮タンク ３３ ポート（加圧ポート） ３５ ポート（排気ポート） ４０，１０６，１２２ 転送弁 ４４ 加圧チャンバ ４６ 排気チャンバ ５１ 圧力解放弁（圧力解放機構） ５２ 吐出ポート ５４ アクチュエータ（シャフト駆動アクチュエータ） ５６ ピストン ５８ シャフト ６０，６２ ポペット ６４，６６ Ｏリングシール ６８ 安全弁（圧力解放機構） １０２ 負圧源
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ， ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，Ｇ Ｅ，ＧＨ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ， ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，Ｍ Ｗ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ， ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，Ｚ Ｗ (72)発明者 アール・シー・ミッシェル・ボールドウィ ン・２世 アメリカ合衆国・ミシガン・49503・グラ ンド・ラピッズ・エス・イー・カレッジ・ アベニュ・254 (72)発明者 ハワード・アール・レヴィン アメリカ合衆国・ニュージャージー・ 07666・ティーネック・ポマンダー・ウォ ーク・640 Ｆターム(参考） 4C077 AA04 BB10 DD02 DD26 HH09 HH13 JJ08 JJ13 KK23 KK25 NN01

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 膨張可能な心臓補助装置を駆動するための高圧膨張システム
    であり、該システムは、 比較的高い圧力で流体を供給するための流体源と、 前記空気源と選択的連通関係にありかつ前記高い圧力にほぼ等しい圧力を有す
    る所定体積の前記流体を保持する圧縮タンクと、 前記心臓補助装置を膨張・収縮させるために既定の制御信号を生成する制御装
    置と、 前記圧縮タンクの下流側には転送弁が配置されかつ前記心臓補助装置に接続さ
    れた転送弁と、を備え、 前記圧縮タンク及び前記転送弁は前記心臓補助装置に近接配置され、前記転送
    弁は、前記既定の制御信号に応じて、前記心臓補助装置を前記圧縮タンクに接続
    し前記補助装置を前記加圧流体で膨張させ前記心臓を圧縮して補助し、前記転送
    弁はさらに排気ポートを備え、該排気ポートは、既定の排気信号に応じて前記膨
    張した装置を該排気ポートに接続し、前記圧縮装置を収縮させることを特徴とす
    るシステム。
  2. 【請求項２】 前記転送弁の排気ポートに接続され前記圧縮装置を比較的高
    い速度で収縮させる負圧源をさらに備えていることを特徴とする請求項１に記載
    のシステム。
  3. 【請求項３】 前記流体源は、0〜50psiの圧力で流体を供給することを特徴
    とする請求項２に記載のシステム。
  4. 【請求項４】 前記圧縮タンクは、所定体積の圧縮気体を収容する内部チャ
    ンバを形成する細長断面のチューブを備えていることを特徴とする請求項１に記
    載のシステム。
  5. 【請求項５】 前記内部チャンバは、約100〜500mlの気体を収容するサイズ
    に形成されていることを特徴とする請求項５に記載のシステム。
  6. 【請求項６】 前記転送弁は、加圧チャンバ及び排気チャンバと、前記圧縮
    装置に直接接続された吐出ポートとを備え、該吐出ポートは、切換え機構を通じ
    て前記加圧チャンバと前記排気チャンバとに交互に接続されることを特徴とする
    請求項１に記載のシステム。
  7. 【請求項７】 前記切換え機構は、ピストンチャンバ内に配置されかつばね
    付勢されたピストンを備えていることを特徴とする請求項７に記載のシステム。
  8. 【請求項８】 ＩＶポールユニットをさらに備え、前記圧縮タンク及び前記
    転送弁は、前記ＩＶポールユニット上に支持されていることを特徴とする請求項
    １に記載のシステム。
  9. 【請求項９】 前記圧縮タンク及び前記転送弁は、前記圧縮装置から１ｍ以
    内に配置されていることを特徴とする請求項８に記載のシステム。
  10. 【請求項１０】 前記切換え機構は、前記膨張状態と収縮状態とを切換える
    シャフト駆動アクチュエータを備えていることを特徴とする請求項６に記載のシ
    ステム。
  11. 【請求項１１】 前記アクチュエータは、 シャフトと、 該シャフトの先端部に取付けられたピストンと、 それぞれにＯリングシールを備えた一対のポペットと、を備えていることを特
    徴とする請求項１０に記載のシステム。
  12. 【請求項１２】 前記転送弁は、圧力解放機構を備えていることを特徴とす
    る請求項１に記載のシステム。
  13. 【請求項１３】 前記転送弁は、該弁への電力供給が停止した際に、該弁を
    排気モードに復帰させるフェールセーフ中立位置を有していることを特徴とする
    請求項１に記載のシステム。
  14. 【請求項１４】 前記制御装置は、電気的レギュレータを備えていることを
    特徴とする請求項１に記載のシステム。
  15. 【請求項１５】 制御装置が生成する信号に応じて負荷構造物を加圧状態と
    排気状態との間で切換えるための転送弁であり、該転送弁は、 加圧ポート及び排気ポートと、前記負荷構造物に直接接続された吐出ポートと
    、を備え、該吐出ポートは、切換え機構を通じて前記加圧ポートと排気ポートと
    に交互に接続されることを特徴とする転送弁。
  16. 【請求項１６】 前記切換え機構は、ピストンチャンバ内に配置されかつば
    ね付勢されたピストンを備えていることを特徴とする請求項１５に記載のシステ
    ム。
  17. 【請求項１７】 前記切換え機構は、前記膨張状態と収縮状態とを切換える
    シャフト駆動アクチュエータを備えていることを特徴とする請求項１５に記載の
    システム。
  18. 【請求項１８】 前記アクチュエータは、 シャフトと、 該シャフトの先端部に取付けられたピストンと、 それぞれにＯリングシールを備えた一対のポペットと、を備えていることを特
    徴とする請求項１７に記載のシステム。
  19. 【請求項１９】 前記転送弁は、圧力解放機構を備えていることを特徴とす
    る請求項１５に記載のシステム。
  20. 【請求項２０】 前記転送弁は、該弁への電力供給が停止した際に、該弁を
    排気モードに復帰させるフェールセーフ中立位置を有していることを特徴とする
    請求項１５に記載のシステム。
  21. 【請求項２１】 前記転送弁は、前記膨張状態と収縮状態とを切換えるため
    に密着セラミック表面を有するスプール弁を備えていることを特徴とする請求項
    １５に記載のシステム。
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