流量控制閥及具有流量控制閥的血壓信息測定裝置制造方法

流量控制閥及具有流量控制閥的血壓信息測定裝置制造方法
【專利摘要】流量控制閥（32A）具有：殼體（101），設置有應該進行流量控制的流體流入及流出的流入口（111a）及流出口（112a）；隔膜（130），將殼體（101）的內部的空間劃分為上述流體流動的流動空間（140）和存在動作介質的動作空間（150）；閥芯（160），設置于隔膜（130）的與流入口（111a）相向的部分。隔膜（130）伴隨著動作空間（150）的內壓變化而位移，由此，使得閥芯（130）移動，隨之，閥芯（160）與流入口（111a）之間的距離發生變化，從而調節從流入口（111a）流入流動空間（140）的上述流體的流量，由此，能夠可變地控制從流出口（112a）流出的上述流體的流量。
【專利說明】流量控制閥及具有流量控制閥的血壓信息測定裝置
【技術領域】
[0001]本發明涉及一種能夠可變地控制流體的流量的流量控制閥及具有該流量控制閥的血壓信息測定裝置，特別，涉及一種能夠可變地控制壓縮流體的流量的流量控制閥及具有該流量控制閥來作為用于使壓迫用流體袋的內壓減小的排出閥的血壓信息測定裝置。
【背景技術】
[0002]對于了解被測定者的健康狀態來說，測定被測定者的血壓信息是非常重要的。近年來，不限于測定收縮壓值、舒張壓值，還嘗試通過測定被測定者的脈搏波，來獲取心臟負荷、動脈硬化度等，其中，收縮壓值、舒張壓值是作為有助于對例如腦中風、心力衰竭、心肌梗塞等的心血管系統疾病進行風險分析的代表的指標，其有用性被廣泛認知。
[0003]血壓信息測定裝置為用于測定這些血壓信息的裝置，其被期待在早期發現、預防、治療循環系統疾病等的領域中得到進一步活用。此外，血壓信息廣泛地包括表示收縮壓值、舒張壓值、平均血壓值、脈搏波、脈搏、動脈硬化度的各種指標等循環系統的各種各樣的信肩、O
[0004]通常，利用血壓信息測定裝置用袖帶(下面，還簡稱為袖帶)來測定血壓信息。在此，袖帶是指，包括具有內腔的流體袋的帶狀或環狀的結構物，其能夠裝戴在身體的一部分上，通過向上述內腔注入氣體、液體等流體，使流體袋膨脹以壓迫動脈，由此，用來進行血壓信息的測定。
[0005]通常，在血壓信息測定裝置設置有加壓泵及排出閥，來作為用于對流體袋的內壓進行加壓/減壓的加壓/減壓機構。其中，排出閥用于維持利用加壓泵加壓后的流體袋的內壓處于閉合狀態，并且在開放狀態下對流體袋的內壓進行減壓。優選使用如下的流量控制閥來作為該排出閥:在對流體袋的內壓進行減壓時，通過對流量控制閥的動作進行控制，能夠可變地控制排出流量。
[0006]以往，例如日本特開平6-47007號公報(專利文獻I)、日本特開平6-47008號公報(專利文獻2)、日本特開2002-5330號公報(專利文獻3)等公開的那樣，通常，采用電磁驅動閥芯(valve body)的電磁驅動閥,來作為用作上述排出閥的流量控制閥。
[0007]在此，電磁驅動閥具有罩體、在前端安裝有閥芯的驅動軸、設置在罩體及驅動軸的某一方的永磁體、設置在罩體及驅動軸的另一方的電磁線圈，該電磁驅動閥構成為:通過對電磁線圈通電，能夠利用該電磁線圈所產生的電磁力和接受該電磁力而在永磁體產生的斥力，使驅動軸沿著軸方向移動。
[0008]在上述日本特開平6-47007號公報、日本特開平6-47008號公報及日本特開2002-5330號公報公開的血壓信息測定裝置中，以使該電磁驅動閥與內置于袖帶的流體袋的排出口相向的方式配置該電磁驅動閥，設置在驅動軸的前端的閥芯構成為；伴隨該閥芯的移動，能夠堵塞或開放上述排出口，由此，能夠可變地控制從流體袋排出的流體的流量。
[0009]現有技術文獻
[0010]專利文獻[0011]專利文獻1:日本特開平6-47007號公報
[0012]專利文獻2:日本特開平6-47008號公報
[0013]專利文獻3:日本特開2002-5330號公報

【發明內容】

[0014]發明要解決的問題
[0015]然而，在采用由電磁驅動閥構成的流量控制閥來作為血壓信息測定裝置所具備的排出閥的情況下，存在以下的問題。
[0016]第一,如上所述，由于電磁驅動閥利用在電磁線圈產生的電磁力和在永磁體產生的斥力來使驅動軸移動，所以與其它的促動器(actuator)相比，該電磁驅動法的耗電量較大。因此，在利用該電磁驅動閥作為排出閥的情況下，會產生血壓信息測定裝置的整體的耗電量也變大的問題。
[0017]第二，如上所述，由于電磁驅動閥在內部設置有永磁體、電磁線圈等各種各樣的多個結構部件，所以比較昂貴，另外，電磁驅動閥的結構非常復雜，其體積也很大。因此，在采用該電磁驅動閥來作為排出閥的情況下，會產生給血壓信息測定裝置的制造成本帶來壓力的問題，以及會產生血壓信息測定裝置大型化、變重的問題。
[0018]第三，如上所述，由于電磁驅動閥利用在電磁線圈產生的電磁力和在永磁體產生的斥力來使驅動軸移動，所以比較難以精確地控制驅動軸的移動距離。因此，在利用該電磁驅動閥來作為排出閥的情況下，會產生難以精確地控制從流體袋排出的流體的流量的問
題。
[0019]像這樣，現有的血壓信息測定裝置及作為該現有的血壓信息測定裝置所具備的排出閥的流量控制閥在上述的各種方面，仍然有很多的改良的余地。
[0020]因此，本發明的目的在于，提供一種能夠構成為小型、輕量并且便宜，耗電量很小，并且能夠易于進行流體的流量控制的流量控制閥及具有該流量控制閥來作為排出閥的血壓信息測定裝置。
[0021 ] 用于解決問題的手段
[0022]基于本發明的流量控制閥能夠可變地控制流體的流量，具有殼體、隔膜、閥芯。在上述殼體設置有上述流體流入的流入口及上述流體流出的流出口。上述隔膜將上述殼體內的空間劃分為上述流體流動的流動空間和存在動作介質的動作空間。上述閥芯設置于上述隔膜的與上述流入口相向的部分。在基于本發明的流量控制閥中，上述隔膜伴隨著上述動作空間的內壓變化而位移，使得上述閥芯移動，以使上述閥芯與上述流入口之間的距離發生變化，從而調節從上述流入口流入上述流動空間的上述流體的流量，由此能夠可變地控制從上述流出口流出的上述流體的流量。
[0023]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述隔膜的伴隨著上述動作空間的內壓變化而位移的部分的面積，大于上述流入口的開口面積。
[0024]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述閥芯具有在上述閥芯與上述流入口之間的距離變為零的狀態下完全堵塞上述流入口的大小。
[0025]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述閥芯由彈性材料構成。
[0026]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述閥芯由比上述隔膜更硬的材料構成。
[0027]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述閥芯的與上述流入口相向的主面具有微小凹凸。
[0028]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，在上述殼體設置有用于導入及導出上述動作介質的開口。
[0029]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，該流量控制閥還具有壓力生成單元，上述壓力生成單元通過上述開口導入及導出上述動作介質，使得上述動作空間的內壓發生變化。
[0030]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述壓力生成單元包括吸入并噴出上述動作介質的泵。
[0031]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，若將從上述泵的吸入口側朝向噴出口側的方向設為正方向，則在上述吸入口側的壓力比上述噴出口側的壓力低的條件下，上述泵能夠向與上述正方向相反的反方向排出上述動作介質。
[0032]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述泵為通過組裝有壓電元件的振動板部的振動來吸入并噴出上述動作介質的壓電泵。
[0033]在基于上述本發明的流量控制閥中，若將從上述泵的吸入口側朝向該泵的噴出口側的方向設為正方向，則在上述吸入口側的壓力比上述噴出口側的壓力低的條件下，上述泵可以構成為不能夠向與上述正方向相反的反方向排出上述動作介質，在該情況下，優選地，以與上述動作空間連通的方式設置有放泄閥。
[0034]在基于上述本發明的流量控制閥中，優選地，上述殼體固定于上述壓力生成單元的罩體，由此上述殼體和上述壓力生成單元成為一體。
[0035]在基于上述本發明的流量控制閥中，從上述流入口流入上述流動空間的上述流體可以為壓縮至比大氣壓高的氣壓的壓縮空氣，在該情況下，優選地，存在于上述動作空間的上述動作介質為氣壓比上述壓縮空氣低的空氣。
[0036]基于本發明的血壓信息測定裝置具有基于上述本發明的流量控制閥，來作為用于對壓迫用流體袋的內壓進行減壓的排出閥，其中，上述壓迫用流體袋用于壓迫身體。
[0037]在基于上述本發明的血壓信息測定裝置中，優選地，在測定時，以使上述壓迫用流體袋的內壓微速減小的方式控制作為上述排出閥的上述流量控制閥的驅動，由此，基于減壓測定法，至少計算出收縮壓值及舒張壓值，另外，在測定結束之后，以使上述壓迫用流體袋的內壓迅速減小的方式控制作為上述排出閥的上述流量控制閥的驅動。
[0038] 在基于上述本發明的血壓信息測定裝置中，優選地，在測定時，以使上述壓迫用流體袋的內壓微速增加的方式控制作為上述排出閥的上述流量控制閥的驅動，由此，基于加壓測定法，至少計算出收縮壓值及舒張壓值，另外，在測定結束之后，以使上述壓迫用流體袋的內壓迅速減小的方式控制作為上述排出閥的上述流量控制閥的驅動。
[0039]發明的效果
[0040]根據本發明，能夠實現能夠構成為小型、輕量、便宜且耗電量很小、能夠易于進行流體的流量控制的流量控制閥及具有該流量控制閥來作為排出閥的血壓信息測定裝置。
【專利附圖】

【附圖說明】[0041]圖1是表示本發明的第一實施方式的血壓計的外觀結構的立體圖。
[0042]圖2是表示本發明的第一實施方式的血壓計的功能模塊的結構的圖。
[0043]圖3是本發明的第一實施方式的流量控制閥的剖視示意圖。
[0044]圖4A是表示圖3示出的壓電泵單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0045]圖4B是表示圖3示出的壓電泵單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0046]圖5A是表示圖3示出的閥單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0047]圖5B是表示圖3示出的閥單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0048]圖5C是表示圖3示出的閥單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0049]圖6是圖3示出的閥單元的主要部分放大剖視圖。
[0050]圖7是表示圖3示出的閥單元的另一個結構例的主要部分放大剖視圖。
[0051]圖8是表示圖3示出的閥單元的又一個結構例的主要部分放大剖視圖。
[0052]圖9是表示基于本發明第一實施方式的血壓計的減壓測定法的動作流程的圖。
[0053]圖10是表示本發明第一實施方式的血壓計的在遵照圖9示出的動作流程的情況下的迅速加壓過程的具體的動作的圖。
[0054]圖11是表示本發明第一實施方式的血壓計的在遵照圖9示出的動作流程的情況下的微速減壓過程的具體的動作的圖。
[0055]圖12是表示本發明第一實施方式的血壓計的在遵照圖9示出的動作流程的情況下的迅速減壓過程的具體的動作的圖。
[0056]圖13是表示在遵照圖9示出的動作流程的情況下的壓迫用空氣袋的內壓的隨時間變化的曲線圖。
[0057]圖14是表示基于本發明第一實施方式的血壓計的加壓測定法的動作流程的圖。
[0058]圖15是表示本發明第一實施方式的血壓計的在遵照圖14示出的動作流程的情況下的微速加壓過程的具體的動作的圖。
[0059]圖16是表示在遵照圖14示出的動作流程的情況下的壓迫用空氣袋的內壓的隨時間變化的曲線圖。
[0060]圖17是本發明第一實施方式的第一變形例的流量控制閥的閥單元的剖視示意圖。
[0061]圖18是本發明第一實施方式的第二變形例的流量控制閥的閥單元的剖視示意圖。
[0062]圖19是本發明第一實施方式的第三變形例的流量控制閥的剖視示意圖。
[0063]圖20是本發明的第二實施方式的流量控制閥的剖視示意圖。
[0064]圖21A是表示圖20示出的馬達泵單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0065]圖21B是表示圖20示出的馬達泵單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0066]圖22A是表示圖20示出的放泄閥單元的結構的側視圖。
[0067]圖22B是表示圖20示出的放泄閥單元的動作狀況的剖視示意圖。
[0068]圖23是表示本發明第二實施方式的血壓計的在遵照圖9示出的動作流程的情況下的迅速加壓過程的具體的動作的圖。
[0069]圖24是表示本發明第二實施方式的血壓計的在遵照圖9示出的動作流程的情況下的微速減壓過程的具體的動作的圖。[0070]圖25是表示本發明第二實施方式的血壓計的在遵照圖9示出的動作流程的情況下的迅速減壓過程的具體的動作的圖。
[0071]圖26是本發明第二實施方式的變形例的流量控制閥的馬達泵單元的主要部分放大剖視圖。
【具體實施方式】
[0072]下面，參照附圖，針對本發明的實施方式進行詳細的說明。在下面示出的實施方式中，作為血壓信息測定裝置，例示所謂的上臂式血壓計來進行說明，該上臂式血壓計構成為通過將袖帶裝戴在被測定者的上臂上進行使用，能夠測定被測定者的收縮壓值及舒張壓值。此外，在下面示出的實施方式中，在附圖中，對相同或共同的部分標注相同的附圖標記，并不重復說明。
[0073](第一實施方式)
[0074]圖1是表示本發明的第一實施方式的血壓計的外觀結構的立體圖，圖2是表示功能模塊的結構的圖。首先，參照這些圖1及圖2，針對本實施方式的血壓計I的結構進行說明。
[0075]如圖1所示，本實施方式的血壓計I具有主體10、袖帶40、空氣管50。主體10具有箱狀的框體，在該主體10的上表面具有顯示部21及操作部23。在測定時，將主體10載置于桌面等的載置面來使用。袖帶40主要具有帶狀并且呈袋狀的外裝罩41、內置于該外裝罩41的作為壓迫用流體袋的壓迫用空氣袋42，袖帶40的整體具有大致環狀的形狀。在測定時，通過將袖帶40卷繞地裝戴在被測定者的上臂來使用。空氣管50連接分開構成的主體10和袖帶40。
[0076]如圖2所示，主體1 0除了具有上述的顯示部21及操作部23以外，還具有控制部20、存儲部22、電源部24、加壓泵31、作為排出閥的流量控制閥32、壓力傳感器33、加壓泵驅動電路34、流量控制閥驅動電路35、振蕩電路36。加壓泵31、流量控制閥32及壓力傳感器33相當于血壓計I所具備的壓迫用空氣系統組件30，特別是加壓泵31及流量控制閥32相當于用于對壓迫用空氣袋42的內壓進行加壓/減壓的加壓/減壓機構。
[0077]壓迫用空氣袋42用于在裝戴狀態下壓迫上臂，在其內部具有內腔。壓迫用空氣袋42經由上述的空氣管50分別與作為上述壓迫用空氣系統組件30的加壓泵31、流量控制閥32及壓力傳感器33連接。由此，通過驅動加壓泵31，來對壓迫用空氣袋42進行加壓使其膨脹，通過控制作為排出閥的流量控制閥32的驅動，來維持壓迫用空氣袋42的內壓，或者對壓迫用空氣袋42進行減壓使其收縮。
[0078]控制部20由例如由CPU (Central Processing Unit:中央處理器)構成,其為用于控制血壓計I的整體的單元。顯示部21由例如IXD (Liquid Crystal Display:液晶顯示器)構成，其為用于顯示測定結果等的單元。存儲部22由例如ROM (Read-Only Memory:只讀存儲器)、RAM (Random-Access Memory:隨機存取存儲器)構成，其為用于存儲使控制部20等執行用于血壓值測定的處理順序的程序，或者存儲測定結果等的單元。操作部23為接受被測定者等的操作，向控制部20、電源部24輸入來自該外部的命令的單元。電源部24為用于向控制部20供電的單元。
[0079]控制部20將用于驅動加壓泵31及流量控制閥32的控制信號分別輸入至加壓泵驅動電路34及流量控制閥驅動電路35，或者將作為測定結果的血壓值輸入至顯示部21、存儲部22。另外，控制部20包括血壓信息獲取部(圖示省略)，該血壓信息獲取部基于由壓力傳感器33檢測出的壓力值來獲取被測定者的血壓值，由該血壓信息測定部獲取的血壓值作為測定結果被輸入至上述的顯示部21、存儲部22。此外，血壓計I還可以另外具有將作為測定結果的血壓值輸出至外部的設備(例如，PC (Personal Computer:個人計算機)、打印機等)的輸出部。能夠利用例如串口通信線路、向各種記錄介質寫入的寫入裝置等，來作為輸出部。
[0080]加壓泵驅動電路34基于從控制部20輸入的控制信號，控制加壓泵31的動作。流量控制閥驅動電路35基于從控制部20輸入的控制信號，控制流量控制閥32的開閉動作。加壓泵31通過向壓迫用空氣袋42的內腔供給空氣，來對壓迫用空氣袋42的內壓(下面，還稱為“袖帶壓”)進行加壓，其動作通過上述的加壓泵驅動電路34來得以控制。流量控制閥32用于維持壓迫用空氣袋42的內壓，或者將壓迫用空氣袋42的內腔開放到外部以對袖帶壓進行減壓，其動作通過上述的流量控制閥驅動電路35來得以控制。壓力傳感器33檢測壓迫用空氣袋42的內壓，并將與該內壓相對應的輸出信號輸入至振蕩電路36。振蕩電路36生成與從壓力傳感器33輸入的信號相對應的振蕩頻率的信號，并將生成的信號輸入至控制部20。
[0081]在此，在本實施方式中，具體來說，流量控制閥32由后述的流量控制閥32A構成，該流量控制閥32A由后述的閥單元100A及壓電泵單元200A構成，流量控制閥驅動電路35由壓電元件驅動電路35A構成(參照圖3、圖10~圖12等參照)，該壓電元件驅動電路35A控制壓電泵單元200A所具備的壓電元件260的驅動。下面，針對本實施方式的流量控制閥32A，進行詳細的說明。
[0082]圖3是本實施方式的流量控制閥的剖視示意圖。首先，參照該圖3，針對本實施方式的流量控制閥32A的具體的結構進行說明。
[0083]如圖3所示，通過組合閥單元100A和作為壓力生成單元的壓電泵單元200A，來構成本實施方式的流量控制閥32A。閥單元100A和壓電泵單元200A經由連接管52相連接。另外，流量控制閥32A經由連接管51分別與上述的壓迫用空氣袋42、加壓泵31及壓力傳感器33連接。
[0084]本實施方式的流量控制閥32A構成為:能夠經由上述連接管51從壓迫用空氣袋42向閥單元100A流入應該進行流量控制的壓縮空氣，能夠從壓電泵單元200A經由上述連接管52向閥單元100A導入作為動作介質的空氣，并且能夠從閥單元100A經由上述連接管52向壓電泵單元200A導出作為動作介質的空氣。因此，在流量控制閥32A中，通過控制壓電泵單元200A的驅動，能夠改變存在于閥單元100A的作為動作介質的空氣的壓力，由此，通過調節流入閥單元100A的壓縮空氣的流量，能夠可變地控制從閥單元100A流出的壓縮空氣的流量。
[0085]如圖3所示，閥單元100A主要具有殼體(casing) 101、隔膜130、閥芯160。殼體101整體具有扁平的形狀，通過組合下端開口的箱狀的上殼110和上端開口的箱狀的下殼120，來在內部具有空間。
[0086]隔膜130位于上殼110與下殼120之間，隔膜130的周緣被上殼110及下殼120的各自的周緣夾持，由此固定在殼體101上。由此，隔膜130構成為在上述空間內，能夠在圖中箭頭A方向上產生彎曲變形。此外，在下殼120的周緣設置有容置有由例如O形環等構成的密封構件125的槽部，通過使該密封構件125與隔膜130抵接，來確保上述空間的氣密性(特別是，后述的動作空間150的氣密性)。
[0087]通過上述的隔膜130將殼體101的內部的空間劃分成位于上殼110 —側的空間和位于下殼120 —側的空間。其中，由上殼110和隔膜130規定位于上殼110 —側的空間，該空間相當于流量被控制的壓縮空氣流動的流動空間140。另一方面，由下殼120和隔膜130規定位于下殼120 —側的空間，該空間相當于存在作為動作介質的空氣的動作空間150。
[0088]在上殼110的規定位置設置有連接有連接管51的流入部111，在該流入部111設置有用于使壓縮空氣流入的流入口 111a。另外，在上殼110的另一個規定位置設置有流出部112，在該流出部112設置有用于使壓縮空氣流出的流出口 112a。這些流入口 Illa及流出口 112a都面向上述的流動空間140。
[0089]在隔膜130的面向流動空間140 —側的主面的規定位置設置有閥芯160。更詳細來說，閥芯160配設在隔膜130的與上述流入口 Illa相向的部分。
[0090]在此，為了確保隔膜130的設置有閥芯160的部分的更大的位移量，優選將閥芯160配設在隔膜130的中央部，因此，優選將上述的流入口 Illa設置在上殼110的與隔膜130的中央部相向的部分。另外，為了進一步增大隔膜130的位移量，優選將隔膜130的面向流動空間140及動作空間150的部分的形狀設為圓形狀。
[0091]在下殼120的規定位置設置有連接有連接管52的連接部121，在該連接部121設置有導入或導出作為動作介質的空氣的開口 121a。該開口 121a面向上述的動作空間150。
[0092]隔膜130由撓性的材料構成，例如由金屬制薄膜或樹脂制薄膜等薄膜構成，其中，金屬制薄膜由不銹鋼合金、磷青銅等構成，樹脂制薄膜由硅酮樹脂、聚酯纖維樹脂、聚對苯二甲酸乙二酯樹脂等構成。另一方面，優選地，閥芯160由彈性材料構成，由例如由硅酮樹脂等構成的厚膜的材料構成。在此，閥芯160優選由比隔膜130更硬的材料構成。此外，在利用相同的樹脂材料形成隔膜130及閥芯160的情況下，還能夠利用一體的構件來構成隔膜130及閥芯160。
[0093]在包圍隔膜130的設置有閥芯160的部分的位置設置有易變形部131，該易變形部131通過將該隔膜130加工成波狀而形成。該易變形部131是為了使隔膜130更加易于產生彎曲變形而設置的部位，通過設置該部位，能夠進一步增大隔膜130的設置有閥芯160的部分的位移量。
[0094]另外，如圖3所示，壓電泵單元200A主要具有罩體(housing) 201、薄板部231、振動板部232、壓電元件260。罩體201整體具有扁平的形狀，通過組合下端開口的箱狀的上部側罩體210和堵塞該上部側罩體210的下端開口的平板狀的下部側罩體220，來在內部具
有空間。
[0095]在上部側罩體210的內側設置有第一支撐構件212及第二支撐構件213，利用第一支撐構件212將上述的薄板部231以與上部側罩體210間隔規定的距離的方式固定于上部側罩體210，利用第二支撐構件213將上述的振動板部232以與薄板部231間隔規定的距離的方式固定于薄板部231。由此，振動板部232構成為，在上述空間內，能夠在圖中箭頭B方向上產生彎曲變形。
[0096]利用上述的薄板部231、振動板部232及第二支撐構件213將罩體201的內部的空間劃分成抽取空間(泵室)240和周圍空間250，抽取(pumping)空間(泵室)240是通過上述薄板部231、振動板部232及第二支撐構件213包圍而規定的空間，周圍空間250是通過上述薄板部231、振動板部232及第二支撐構件213和上述罩體201來規定的空間，位于上述抽取空間240的外側。
[0097]在上部側罩體210的規定位置設置有連接有連接管52的噴出部211，在該噴出部211設置有主要噴出作為動作介質的空氣的噴出口 211a。該噴出口 211a面向上述的周圍空間250。
[0098]在薄板部231的規定位置設置有微細連通孔231a。更詳細來說，微細連通孔231a配設在薄板部231的與上述噴出口 211a相向的部分。
[0099]在下部側罩體220的規定位置設置有主要吸入作為動作介質的空氣的吸入口220a。該吸入口 220a面向上述的周圍空間250。
[0100]在振動板部232的面向周圍空間250—側的主面的規定位置設置有壓電元件260。更詳細來說，壓電元件260配設在振動板部232的與上述吸入口 220a相向的部分。此外，利用上述的壓電元件驅動電路35A (參照圖10~圖12)來控制壓電元件260的驅動。
[0101]在此，為了確保因振動板部232的彎曲變形而產生的更大的位移量(即振幅)，優選將壓電元件260配設在振動板部232的中央部。另外，為了進一步增大振動板部232的位移量，優選將振動板部232的面向抽取空間240及周圍空間250的部分的形狀設為圓形狀。若以這種方式構成，來增大因振動板部232的彎曲變形而產生的位移量，則能夠進一步提高壓電泵單元200A的泵能力。
[0102]圖4A及圖4B是表示上述的壓電泵單元的動作狀況的剖視示意圖，圖5A~圖5C是表示上述的閥單元的動作狀況的剖視示意圖。接著，參照這些圖4A~圖5C，針對壓電泵單元200A及閥單元100A的動 作進行說明。此外，在圖4A~圖5C中，分別用箭頭示意性地表示作為動作介質的空氣的流動及壓縮空氣的流動。
[0103]圖4A表示使壓電泵單元200A動作的狀態。在該動作狀態下，通過向壓電元件260施加規定的電壓，以使壓電元件260產生振動，振動板部232受到該振動的影響，沿著圖3中示出的箭頭B方向振動。
[0104]此時，如圖4A所示，在周圍空間250與抽取空間240之間，空氣經由設置在薄板部231的微細連通孔231a來流動，但由于微細連通孔231a構成為非常小，所以根據文丘里效應，在周圍空間250的面向微細連通孔231a的部分會持續地產生負壓。另外，由于噴出口211a配設成與微細連通孔231a相向，所以通過該負壓，作為動作介質的空氣從吸入口 220a持續地吸入至周圍空間250，從噴出口 211a持續地噴出所吸入的作為動作介質的空氣。
[0105]由此,在處于動作狀態的壓電泵單元200A中，如圖所示的空氣的流動持續地進行，由此，發揮從噴出口 211a連續地噴出作為動作介質的空氣的泵功能。
[0106]圖4B表示使壓電泵單元200A停止的狀態。在該停止狀態下，振動板部232不振動，因此，當然也不會發揮上述的泵功能。
[0107]在此，在壓電泵單元200A的吸入口 220a—側的壓力(通常為大氣壓)比噴出口211a—側的壓力(即，與噴出部211連接的閥單元IOOA的動作空間150的內壓)低的條件下，產生如圖所示的空氣的流動。即，作為動作介質的空氣從噴出口 211a吸入至周圍空間250，從吸入口 220a噴出所吸入的作為動作介質的空氣。即，在將上述圖4A示出的空氣的流動設為正向的情況下，會產生與該方向相反方向的空氣的流動。
[0108]像這樣，本實施方式的壓電泵單元200A在動作時，發揮使閥單元100A的動作空間150的內壓升壓的泵功能，并且在停止時，發揮使閥單元100A的動作空間150的內壓降壓，以恢復到大氣壓的泄漏功能。
[0109]另外，圖5A示出了閥單元100A的流入口 11 Ia —側的壓力卿，與流入部111連接的壓迫用空氣袋42的內壓)為比大氣壓高的壓力且壓電泵單元200A停止的狀態。在該狀態下，由于沒有驅動壓電泵單元200A，所以閥單元100A的動作空間150的內壓被維持在大氣壓。
[0110]因此，隔膜130不產生朝向流動空間140 —側的彎曲變形，閥芯160配置成與流入口 Illa間隔規定的距離，流入口 Illa被開放而變為完全開放的狀態。因此，壓縮空氣從流入口 Illa朝向流動空間140流入，流入流動空間140的壓縮空氣經由流出口 112a向外部流出。
[0111]圖5B及圖5C示出了閥單元100A的流入口 Illa—側的壓力(B卩，與流入部111連接的壓迫用空氣袋42的內壓)為比大氣壓高的壓力且以規定的輸出來驅動壓電泵單元200A的狀態。
[0112] 在圖5B示出的狀態下，驅動壓電泵單元200A，使其發揮足夠高的輸出功率，將閥單元100A的動作空間150的內壓維持在與大氣壓相比足夠高的壓力。因此，隔膜130產生朝向流動空間140 —側的足夠大的彎曲變形，隔膜130的設置有閥芯160的部分發生位移，由此，流入口 Illa被閥芯160完全堵塞而變為完全閉合的狀態。因此，完全阻塞壓縮空氣從流入口 Illa流向流動空間140，以維持壓迫用空氣袋42的內壓。
[0113]在圖5C示出的狀態下，驅動壓電泵單元200A，使其發揮某種程度的高輸出功率(但是，為比圖5B示出的狀態的輸出功率小的輸出功率)，將閥單元100A的動作空間150的內壓維持在比大氣壓高出某種程度的壓力(即，為比在圖5B示出的狀態下的壓力小的壓力)。因此，隔膜130產生朝向流動空間140—側的具有某種程度的大小的彎曲變形(B卩，為比圖5B示出的狀態的彎曲變形小的彎曲變形)，隔膜130的設置有閥芯160的部分發生位移，由此，流入口 Illa處于在某種程度上被閥芯160堵塞的狀態。因此，壓縮空氣從流入口Illa朝向流動空間140流入，流入的壓縮空氣經由流出口 112a向外部流出，但是通過閥芯160在某種程度上堵塞了壓縮空氣從流入口 Illa朝向流動空間140的流入，以減少流入到流動空間140的壓縮空氣的流量。
[0114]在此，通過對施加給壓電泵單元200A的驅動電壓的大小進行控制，能夠可變地調節圖5C示出的距離L (B卩，在流入口 Illa的開口面與閥芯160的位于流入口 Illa—側的主面之間的距離)。因此，通過調節該距離L，能夠可變地調節從流入口 Illa朝向流動空間140流入的壓縮空氣的流量。因此，通過適當地控制上述驅動電壓的大小，能夠可變地控制從流出口 112a流出的壓縮空氣的流量。
[0115]此外，為了維持壓迫用空氣袋42的內壓，如上所述，需要完全堵塞壓縮空氣從流入口 Illa向流動空間140流入。因此，為了實現圖5B示出的狀態，閥芯160比流入口 Illa大是必要的條件。即，閥芯160需要具有在上述距離L變為O的狀態(B卩，L = O的狀態)下完全堵塞流入口 Illa的大小。
[0116]圖6是本實施方式的流量控制閥的閥單元在完全閉合狀態下的主要部分放大剖視圖。接著，參照該圖6，對照標準的血壓計的規格，說明通過閥芯160將流入口 Illa完全閉合所需的動作空間的壓力。
[0117]參照圖6，作為抵抗壓迫用空氣袋42的內壓(即袖帶壓)并利用閥芯160將流入口Illa完全閉合所需的推力H) [N]，需要具有阻力Fa [N]以上的大小的力，阻力Fa [N]是對袖帶壓Pl [mmHg]的反作用力Fl [N]、按壓在流入口 Illa的周圍的由彈性體構成的閥芯160的變形反作用力F2 [N]、彎曲變形的隔膜130的變形反作用力F3 [N]的總和。因此，
若將流入口 Illa的內徑設為φ? [cm]，則以下的數學式(I)~(3)成立。
[0118]Fa = Fl + F2 + F3...(I)
[0119]FO > Fa…(2)
[0120]
Fl=Pl X 1.332X 10'2χπχφ12/4 …13)
[0121]在此，若對照標準的血壓計的規格，將袖帶壓Pl設定為400mmHg，另外，將流入口 Illa的內彳—φΙ設定為例如0.16cm,則根據上述數學式(3)，上述反作用力Fl為
1.09X10、。
[0122]另外，若對照標準的閥芯160及隔膜130的材料特性，將上述反作用力F2設為2X10_2N，將上述反作用力F3設為1.SZXKT1N,則根據上述數學式(I)，上述阻力Fa為
2.61 X ION = 26.6g。
[0123]其結果為，若基于上述數學式(2)，考慮某種程度的富余，則可以認為上述推力H)[N]需要具有3.0X KT1N左右的大小。
[0124]此外，就產生上述3.0X KT1N左右的大小的推力H)所需的動作空間150的內壓PO[mmHg]而言，在將面向動作空間150的部分的隔膜130的內徑設為φ0 [cm]的情況下，根
據 PO=FO/ (1.332X Itr2XπΧφ02/4)的關系式，計算得到 7.2mmHg。
[0125]根據以上的結果，將隔膜130的伴隨動作空間150的內壓變化而產生位移的部分的面積設為與流入口 11 Ia的開口面積相比足夠大，由此，利用閥芯160將流入口 11 Ia完全閉合所需的、要求壓電泵單元200A提供的輸出功率無需很大，從而能夠在很大程度上實現低耗電量化。此外，流入口 Illa的開口面積及隔膜130的伴隨動作空間150的內壓變化而產生位移的部分的面積都能夠進行各種各樣的變更，只要根據規格實現最優化即可。
[0126]接著，針對在本實施方式的流量控制閥32A中在隔膜130設置有閥芯160而獲得的效果，進行說明。
[0127]為了確保能夠調節壓縮空氣的流量的范圍更大，需要隔膜130的彎曲變形量根據動作空間150的內壓變化而變化得更敏銳。因此，隔膜130由上述的薄膜構成，以更易于產生彎曲變形。然而，利用越薄的膜來構成隔膜130，則其剛性變得越小，因此，會變為在隔膜130的局部容易產生變形的狀態。
[0128]在此，假設在不將閥芯160設置于隔膜130，而通過使隔膜130直接抵接來堵塞流入口 Illa的情況下，基于壓縮空氣的壓力與動作空間150內的壓力之差，在與流入口 Illa相向的部分的隔膜130會產生局部的彎曲變形。其結果為，會產生如下的問題:難以通過使動作空間150的內壓變化，來精確地控制流入口 Illa和與流入口 Illa相向的部分的隔膜130之間的距離。典型地，在隔膜130將流入口 Illa完全閉合的狀態下使動作空間150的內壓下降的情況下，由于產生上述局部的變形，出現壓縮空氣的流量瞬間增加的現象，從而變得不能夠對壓縮空氣的流量進行微小控制。
[0129]與此相對地，像上述的本實施方式的流量控制閥32A那樣，若在隔膜130設置由比隔膜130更硬的材料構成的閥芯160，則在設置有該閥芯160的部分，隔膜130的剛性變大，在該部分，能夠抑制上述的局部的變形的產生。其結果為，能夠通過使動作空間150的內壓變化而精確地控制閥芯160與流入口 Illa之間的距離(B卩，上述距離L)。典型地，在閥芯160將流入口 Illa完全閉合的狀態下使動作空間150的內壓下降的情況下，由于不會產生上述局部的變形，所以能夠使壓縮空氣的流量增加更微小的量，從而能夠對壓縮空氣的流量進行精確的微小控制。
[0130]圖7是表示本實施方式的流量控制閥的閥單元的另一個結構例的主要部分放大剖視圖。在圖6示出的閥單元100A中，例示了將堵塞閥芯160的流入口 Illa的主面構成為與流入口 Illa的開口面平行的情況，但是還能夠像圖7示出的閥單元那樣，使堵塞該閥芯160的流入口 Illa的主面傾斜，利用不與流入口 Illa的開口面平行的傾斜面161來構成該主面。
[0131]在此，在采用如圖6所示的結構的情況下，能夠使將流入口 Illa完全閉合所需的壓電泵單元200A的驅動電壓變小，然而會產生壓縮空氣的流入量的變化相對于上述驅動電壓的變化變得顯著的問題，根據不同的情況，有時難以對壓縮空氣的流入量進行精確的流量控制。然而，若采用如圖7示出的結構，雖然將流入口 Illa完全閉合所需的壓電泵單元200A的驅動電壓稍微變大，但相對于上述驅動電壓的變化的壓縮空氣的流入量的變化變小，從而能夠獲得如下的優點:更加易于對壓縮控制的流入量進行精確的流量控制。
[0132]這是因為，通過采用該結構，能夠根據設置有閥芯160的部分的隔膜130的位移量，精確地控制為如下的三種狀態:通過使閥芯160與流入口 Illa的周緣接觸，使得閥芯160產生彈性變形，閥芯160緊 貼于該周緣，從而將流入口 Illa完全閉合的狀態；閥芯160不與流入口 Illa的周緣接觸，從而流入口 Illa與壓縮空間130以較大的面積連通的狀態；介于上述兩種狀態之間的狀態，即，閥芯160與上述周緣接觸，但是流入口 Illa不被完全封閉，從而流入口 Illa與壓縮空間130以較小的面積連通的狀態。
[0133]此外，作為易于進行精確的流量控制的結構，如上述圖7示出的結構以外，還可以考慮如下的各種各樣的結構:使流入口 Illa的開口面傾斜的結構；通過以使隔膜130相對于流入口 Illa的開口面傾斜的方式進行配置，使閥芯160的移動方向與該流入口 Illa的開口面的法線方向相交的結構等。
[0134]圖8是表示本實施方式的流量控制閥的閥單元的又一個結構例的主要部分放大剖視圖。在圖6示出的閥單元100A中，例示了用于堵塞閥芯160的流入口 Illa的主面是由平坦的面構成的情況，但是還可以像圖8示出的閥單元那樣，通過在該主面設置微小凹凸162來構成為非平坦面。即使在以這種方式構成的情況下，也能夠易于進行精確的流量控制。
[0135]即，在構成為在閥芯160的與流入口 Illa相向的主面設置有微小凹凸的情況下，能夠根據設置有閥芯160的部分的隔膜130的位移量，精確地控制為如下的狀態:通過使閥芯160與流入口 Illa的周緣接觸，使得閥芯160產生彈性變形，由此，微小凹凸中的凸部產生壓縮變形，使閥芯160緊貼于該周緣，從而將流入口 11 Ia完全閉合的狀態；閥芯160不與流入口 Illa的周緣接觸，從而流入口 Illa與壓縮空間130以較大的面積連通的狀態；介于上述兩種狀態之間的狀態，即，該微小凹凸中的凸部與上述周緣接觸，但是流入口 Illa不被完全封閉，從而流入口 Illa與壓縮空間130以較小的面積連通的狀態，因此，能夠更加易于進行精確的流量控制。
[0136]圖9是表示基于本實施方式的血壓計的減壓測定法的動作流程的圖，圖10~圖12是表示在遵照圖9示出的動作流程的情況下的迅速加壓過程、微速減壓過程及迅速減壓過程的具體的血壓計的動作的圖。另外，圖13是在遵照圖9示出的動作流程的情況下的壓迫用空氣袋的內壓的隨時間變化的曲線圖。接著，參照這些圖9~圖13，說明在本實施方式的血壓計I中在基于減壓測定法來測定血壓值的情況下的血壓計I的具體的動作等。此外，遵照圖9示出的流程圖的程序事先存儲在存儲部22內，控制部20從存儲部22讀取并執行該程序，由此來執行相應的處理。
[0137]在基于減壓測定法來測定血壓值時，被測定者事先將袖帶40卷繞裝戴在上臂上，在該狀態下，對設置在主體10的操作部23進行操作，來開啟血壓計I的電源。由此，從電源部24對控制部20供電，以使控制部20驅動。如圖9所示，控制部20在驅動之后，首先，進行血壓計I的初始化(步驟SlOl)。
[0138]接著，如圖9所示，控制部20等待被測定者的測定開始的指示，在被測定者通過對操作部23進行操作而給予測定開始的指示的情況下，將流量控制閥32A完全閉合，并且使加壓泵31驅動，使壓迫用空氣袋42的袖帶壓上升(步驟S102)。
[0139]具體來說，如圖10所示，控制部20通過向加壓泵驅動電路34發送規定的控制信號，來使加壓泵31驅動，從該加壓泵31朝向壓迫用空氣袋42送入壓縮空氣，并且通過向壓電元件驅動電路35A發送規定的控制信號，來驅動壓電泵單元200A，通過將作為動作介質的空氣導入閥單元100A的動作空間150，使隔膜130彎曲變形，從而使閥芯160移動，由此，利用閥芯160將流入口 Illa完全閉合。此時，施加給壓電元件260的驅動電壓為具有能夠利用閥芯160將流入口 I lla完全閉合的大小的電壓。
[0140]該步驟S102相當于以比較快的加壓速度對壓迫用空氣袋42進行加壓的迅速加壓過程。即，如圖13所示，在該迅速加壓過程中，袖帶壓按照規定的加壓速度上升(參照時刻O~tll)，隨著袖帶壓的上升，使壓迫用空氣袋42膨脹，由此來壓迫被測定者的上臂。
[0141]接著，如圖9所示，控制部20判斷袖帶壓是否達到了事先規定的規定壓力(步驟S103)。在控制部20判斷為袖帶壓沒有達到規定壓力的情況下(在步驟S103判斷為“否”的情況下)，使加壓泵31繼續驅動，在判斷為袖帶壓達到規定壓力的情況下(在步驟S103中判斷為“是”的情況下)，使加壓泵31停止，開始利用流量控制閥32A進行排出壓縮空氣的流量控制(步驟S104)。在此，像圖13示出的袖帶壓PlO (時刻tll的袖帶壓)那樣，將比通常的收縮壓值大的壓力作為上述規定壓力。
[0142]具體來說，如圖11所示，控制部20通過向加壓泵驅動電路34發送規定的控制信號，來使加壓泵31停止，并且通過向壓電元件驅動電路35A發送規定的控制信號，降低輸出功率來使壓電泵單元200A繼續驅動，通過減小動作空間150的內壓，使隔膜130的彎曲變形減小，來使閥芯160移動，由此，略微開放流入口 111a。其結果為，經由流量控制閥32A，逐漸地排出存在于壓迫用空氣袋42的內部的壓縮空氣。此時，施加給壓電元件260的驅動電壓為比能夠利用閥芯160將流入口 Illa完全閉合的電壓更低的電壓，并且為能夠將從流入口 Illa流入的壓縮空氣的流量限制為規定的流量的范圍的電壓。
[0143]在此，基于由壓力傳感器33檢測出的袖帶壓的變化，來進行排出壓縮空氣的流量控制。[0144]更詳細來說，如圖9所示，控制部20基于由壓力傳感器33檢測出的袖帶壓的變化，來判斷袖帶壓的加壓速度是否與事先規定的目標速度一致(步驟S105)。在控制部20判斷為袖帶壓的減壓速度與事先規定的目標速度不一致的情況下(在步驟S105中判斷為“否”的情況下)，判斷減壓速度是否比目標速度大(步驟S106)。在控制部20判斷為減壓速度比目標速度大的情況下(在步驟S106中判斷為“是”的情況下)，略微提升用于驅動流量控制閥32A的驅動電壓，使閥芯160朝向閉合方向移動，降低減壓速度(步驟S107)，在判斷為減壓速度比目標速度小的情況下(在步驟S106中判斷為“否”的情況下)，略微降低用于驅動流量控制閥32A的驅動電壓，使閥芯160朝向打開方向移動，提高減壓速度(步驟S108)，此后，在任一種情況下，都繼續對壓縮空氣的排出進行流量控制(返回步驟S105)。
[0145]另外，在控制部20判斷為袖帶壓的減壓速度與事先規定的目標速度一致的情況下(在步驟S105中判斷為“是”的情況下)，判斷血壓值測定是否結束(步驟S109)，在判斷為血壓值測定沒有結束的情況下(在步驟S109中判斷為“否”的情況下)，繼續對壓縮空氣的排出進行流量控制(返回步驟S105)。此外，優選地，采用規定的等速減壓速度，來作為上述目標速度。
[0146]該步驟S105~S109相當于對壓迫用空氣袋42逐漸地進行減壓的微速減壓過程。即，如圖13所示，在該微速減壓過程中，袖帶壓按照事先規定的目標速度逐漸下降(參照時刻tll~時刻tl4)，伴隨著袖帶壓的下降，壓迫用空氣袋42逐漸收縮。
[0147]在該微速減壓過程中，控制部20按照公知的順序計算血壓值。具體來說，控制部20基于從振蕩電路36獲得的振蕩頻率，提取脈搏波信息，基于所提取的脈搏波信息，計算收縮壓值及舒張壓值。由此，如圖13所示，首先，計算出時刻tl2的袖帶壓Pll來作為收縮壓值(SYS)，接著，計算出時刻tl3的袖帶壓P12，來作為舒張壓值(DIA)。
[0148]如圖9所示，在控制部20判斷為血壓值測定結束的情況下(在步驟S109中判斷為“是”的情況下)，通過使流量控制閥32A全部開放，使壓縮空氣迅速地排出，由此，使袖帶壓下降(步驟SI 10)。
[0149]具體來說，如圖12所示，控制部20通過向壓電元件驅動電路35A發送規定的控制信號，使壓電泵單元200A停止，通過從閥單元100A的動作空間150導出作為動作介質的空氣，來減小隔膜130的彎曲變形，使閥芯160移動，由此，使流入口 Illa處于完全開放的狀態。其結果為，經由流量控制閥32A，迅速地排出存在于壓迫用空氣袋42的內部的壓縮空氣。
[0150]該步驟SllO相當于對壓迫用空氣袋42進行迅速減壓的迅速減壓過程。即，如圖13所示，在該迅速減壓過程中，袖帶壓以規定的減壓速度迅速地下降至大氣壓PA (參照時亥Ij 114~時刻115 )，伴隨著袖帶壓的下降，壓迫用空氣袋42完全收縮，從而解除了對被測定者的上臂的壓迫。
[0151]接著，如圖9所示，控制部20在顯示部21顯示作為測定結果的血壓值，并且將該血壓值保存在存儲部22內(步驟S111)。此后，控制部20等待被測定者的電源關斷的指令，結束動作。
[0152]圖14是表示基于本實施方式的血壓計的加壓測定法的動作流程的圖，圖15是表示在遵照圖14示出的動作流程的情況下的微速加壓過程的具體的血壓計的動作的圖。另外，圖16是在遵照圖14示出的動作流程的情況下的壓迫用空氣袋的內壓的隨時間變化的曲線圖。接著，參照這些圖14~圖16，說明在本實施方式的血壓計I中在基于加壓測定法來測定血壓值的情況下的血壓計I的具體的動作等。此外，遵照圖14示出的流程圖的程序事先存儲在存儲部22內，控制部20從存儲部22讀取并執行該程序，由此來執行相應的處理。
[0153]在基于加壓測定法來測定血壓值時，被測定者事先將袖帶40卷繞裝戴在上臂上，在該狀態下，對設置在主體10的操作部23進行操作，來開啟血壓計I的電源。由此，從電源部24對控制部20供電，以驅動控制部20。如圖14所示，控制部20在其驅動之后，首先，進行血壓計I的初始化(步驟S201)。
[0154]接著，如圖14所示，控制部20等待被測定者的測定開始的指示，在被測定者通過對操作部23進行操作而給予測定開始的指示的情況下，將流量控制閥32A完全閉合，并且使加壓泵31驅動，使壓迫用空氣袋42的袖帶壓上升(步驟S202 )。此外，由于此時的具體的血壓計I的動作與上述的圖10示出的動作相同，在此，不重復進行說明。
[0155]該步驟S202相當于以比較快的加壓速度對壓迫用空氣袋42進行加壓的迅速加壓過程。即，如圖16所示，在該迅速加壓過程中，袖帶壓按照規定的加壓速度上升(參照時刻O~t21)，隨著袖帶壓的上升，使壓迫用空氣袋42膨脹，由此來壓迫被測定者的上臂。
[0156]接著，如圖14所示，控制部20判斷袖帶壓是否達到了事先規定的規定壓力(步驟
5203)。在控制部20判斷為袖帶壓沒有達到規定壓力的情況下(在步驟S203判斷為“否”的情況下)，使加壓泵31繼 續驅動，在判斷為袖帶壓達到規定壓力的情況下(在步驟S203中判斷為“是”的情況下)，開始利用流量控制閥32A對壓縮空氣的排出進行流量控制(步驟
5204)。在此，像圖16示出的袖帶壓P20(時刻t21的袖帶壓)那樣，將比通常的舒張壓值小的壓力作為上述規定壓力。
[0157]具體來說，如圖15所示，控制部20通過向壓電元件驅動電路35A發送規定的控制信號，降低輸出功率來使壓電泵單元200A繼續驅動，通過降低動作空間150的內壓，使隔膜130的彎曲變形變小，以使閥芯160移動，由此，略微打開流入口 111a。其結果為，經由流量控制閥32A，排出從加壓泵31送入壓迫用空氣袋42的壓縮空氣的一部分。此時，施加給壓電元件260的驅動電壓為比能夠利用閥芯160將流入口 11 Ia完全閉合的電壓更小的電壓，并且為能夠將從流入口 Illa流入的壓縮空氣的流量限制為規定的流量的范圍的電壓。
[0158]在此，基于由壓力傳感器33檢測出的袖帶壓的變化，來進行壓縮空氣的排出的流量控制。
[0159]更詳細來說，如圖14所示，控制部20基于由壓力傳感器33檢測出的袖帶壓的變化，來判斷袖帶壓的減壓速度是否與事先規定的目標速度一致(步驟S205)。在控制部20判斷為袖帶壓的加壓速度與事先規定的目標速度不一致的情況下(在步驟S205中判斷為“否”的情況下)，判斷加壓速度是否比目標速度小(步驟S206)。在控制部20判斷為加壓速度比目標速度小的情況下(在步驟S206中判斷為“是”的情況下)，略微提升用于驅動流量控制閥32A的驅動電壓，使閥芯160朝向閉合方向移動，提高加壓速度(步驟S207)，在判斷為加壓速度比目標速度大的情況下(在步驟S206中判斷為“否”的情況下)，略微降低用于驅動流量控制閥32A的驅動電壓，使閥芯160朝向打開方向移動，降低加壓速度(步驟S208)，此后，在任一種情況下，都繼續對壓縮空氣的排出進行流量控制(返回步驟S205)。
[0160]另外，在控制部20判斷為袖帶壓的加壓速度與事先規定的目標速度一致的情況下(在步驟S205中判斷為“是”的情況下)，判斷血壓值測定是否結束(步驟S209)，在判斷為血壓值測定沒有結束的情況下(在步驟S209中判斷為“否”的情況下)，繼續對壓縮空氣的排出進行流量控制(返回步驟S205)。此外，優選地，采用規定的等速加壓速度，來作為上述目標速度。
[0161]該步驟S205~S209相當于對壓迫用空氣袋42逐漸地進行加壓的微速加壓過程。即，如圖16所示，在該微速加壓過程中，袖帶壓按照事先規定的目標速度逐漸上升(參照時刻t21~時刻t24)，伴隨著袖帶壓的上升，使壓迫用空氣袋42逐漸膨脹。
[0162]在該微速加壓過程中，控制部20按照公知的順序計算血壓值。具體來說，控制部20基于從振蕩電路36獲得的振蕩頻率，提取脈搏波信息，基于所提取的脈搏波信息，計算收縮壓值及舒張壓值。由此，如圖16所示，首先，計算出時刻t22的袖帶壓P21來作為舒張壓值(DIA)，接著，計算出時刻t23的袖帶壓P22來作為收縮壓值(SYS)。
[0163]如圖14所示，在控制部20判斷為血壓值測定結束的情況下(在步驟S209中判斷為“是”的情況下)，通過使加壓泵31停止，使流量控制閥32A完全開放，來使壓縮空氣迅速排出，由此，使袖帶壓下降(步驟S210)。此外，此時的具體的血壓計I的動作與上述的圖12示出的動作相同，因此，在此不重復進行說明。
[0164]該步驟S210相當于對壓迫用空氣袋42進行迅速減壓的迅速減壓過程。即，如圖16所示，在該迅速減壓過程中，袖帶壓以規定的減壓速度迅速地下降至大氣壓PA (參照時刻t24~時刻t25)，伴隨著袖帶壓的下降，壓迫用空氣袋42完全收縮，從而解除了對被測定者的上臂的壓迫。
[0165]接著，如圖14所示，控制部20在顯示部21顯示作為測定結果的血壓值，并且將該血壓值保存在存儲部22內(步驟S211)。此后，控制部20等待被測定者的電源關斷的指令，結束動作。
[0166]通過采用以上說明的本實施方式那樣的結構，能夠實現能夠構成為小型、輕量并且便宜、耗電量很小、能夠易于進行流體的流量控制的流量控制閥，并且，能夠實現能夠構成為小型、輕量并且便宜、耗電量很小、能夠易于進行應該從壓迫用空氣袋排出的壓縮空氣的流量控制的血壓計。另外，若利用壓電泵來作為像本實施方式這樣的壓力生成單元，則能夠實現在減壓動作時降低噪音的血壓計。
[0167]圖17及圖18是本實施方式的第一及第二變形例的流量控制閥的閥單元的剖視示意圖，圖19是本實施方式的第三變形例的流量控制閥的剖視示意圖。接著，參照這些圖17~圖19，針對本實施方式的第一~第三變形例的流量控制閥進行說明。
[0168]如圖17所示，第一變形例的流量控制閥的閥單元100B與上述的本實施方式的流量控制閥32A的閥單元100A的不同點在于下殼120的結構。具體來說，在閥單元100B的下殼120設置有規制部122，該規制部122限制隔膜130朝向動作空間150 —側產生的彎曲變形。該規制部122設置成從下殼120的面向動作空間150的部分朝向上殼110 —側突出，在隔膜130不產生彎曲變形的狀態下，該規制部122與該隔膜130的動作空間150 —側的主面抵接。
[0169]通過設置成具備有這種閥單元100B的流量控制閥，能夠防止在使應該進行流量控制的壓縮空氣迅速地排出的情況下等，隔膜130產生過大的彎曲變形，從而能夠防止隔膜130的破損。因此，除了上述的效果以外，還獲得能夠實現高可靠性的流量控制閥的效
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[0170]如圖18所示，第二變形例的流量控制閥的閥單元100C與上述的本實施方式的流量控制閥32A的閥單元100A的不同點在于隔膜130的結構。具體來說，閥單元100C所具備的隔膜130具有平板狀的形狀，不具備上述的本實施方式的流量控制閥32A的閥單元100A所具備的、通過加工成波狀而形成的易變形部131。在這種平板狀的隔膜130的情況下，也能夠獲得與上述的效果相同的效果。
[0171]如圖19所示，第三變形例的流量控制閥32A’為將閥單元100D和壓電泵單元200B一體構成的流量控制閥。具體來說，在上述的本實施方式的流量控制閥32A中，經由連接管52連接閥單元100A和壓電泵單元200A，而在本變形例的流量控制閥32A’中，在閥單元100D的下殼120設置有凹狀的連接部121’，在壓電泵單元200B的上部側罩體設置有凸狀的噴出部211，通過使這些連接部121’及噴出部211嵌合，不需要連接管52，將閥單元100D和壓電泵單元200B —體化。此外，為了使固定更堅固，除了上述嵌合以外，還可以利用螺絲等的緊固構件來固定上述這些單元。
[0172]通過采用這種結構，除了能夠獲得上述的效果以外，還能夠獲得能夠構成為小型并且便宜的流量控制閥的效果，并且由于能夠將壓電泵單元200A的噴出口 211a與動作空間150之間的連通路的容積最小化，所以能夠獲得能夠提高流量控制的響應特性的效果。
[0173](第二實施方式) [0174]本發明的第二實施方式的血壓計與上述的本發明的第一實施方式的血壓計I的不同點在于流量控制閥所具備的壓力生成單元，除此以外都相同。在本實施方式中，具體來說，流量控制閥32由后述的流量控制閥32B構成，該流量控制閥32B由閥單元100A及馬達泵單元300以及放泄閥單元400構成，流量控制閥驅動電路35由控制設置于馬達泵單元300的馬達360的驅動的馬達驅動電路35B構成(參照圖20、圖23~圖25等)。下面，針對本實施方式的流量控制閥32B，進行詳細的說明。
[0175]圖20是本實施方式的流量控制閥的剖視示意圖。另外，圖21A及圖21B是表示圖20示出的流量控制閥的馬達泵單元的動作狀況的剖視示意圖，圖22A及圖22B是表示圖20示出的流量控制閥的放泄閥單元的結構的側視圖及表示動作狀況的剖視示意圖。接著，參照這些圖20~圖22B，針對本實施方式的流量控制閥32B的具體的結構、馬達泵單元300的動作及放泄閥單元400的動作進行說明。此外，在圖21A及圖21B、圖22B中，分別用箭頭示意性地表示作為動作介質的空氣的流動。
[0176]如圖20所示，通過組合閥單元100A、作為壓力生成單元的馬達泵單元300和放泄閥單元400，來構成本實施方式的流量控制閥32B。閥單元100A、馬達泵單元300和放泄閥單元400經由連接管53彼此連接。另外，流量控制閥32B經由連接管51分別與壓迫用空氣袋42、加壓泵31及壓力傳感器33連接。
[0177]在本實施方式的流量控制閥32B中，應該進行流量控制的壓縮空氣能夠經由上述連接管51從壓迫用空氣袋42流入到閥單元100A，作為動作介質的空氣能夠經由上述連接管53從馬達泵單元300向閥單元100A導入，另外，作為動作介質的空氣能夠經由上述連接管53從閥單元100A導出至放泄閥單元400。因此，在流量控制閥32B中，通過控制馬達泵單元300的驅動，能夠使存在于閥單元100A的作為動作介質的空氣的壓力發生變化，由此對流入閥單元100A的壓縮空氣的流量進行調節，從而能夠可變地控制從閥單元100A流出的壓縮空氣的流量。此外，就閥單元100A的結構而言，與上述的本發明的第一實施方式的閥單元的結構相同，因此，在此不重復進行說明。
[0178]如圖20所示，馬達泵單元300主要具有罩體301、第一閥芯330、第二閥芯340、馬達360。通過組合組裝有第一閥芯330的平板狀的上部側罩體310和組裝有馬達360的下部側罩體320，來構成罩體301，并且通過這些上部側罩體310和下部側罩體320來夾持第二閥芯340。
[0179]在上部側罩體310的規定位置設置有連接有連接管53的噴出部311，在該噴出部311設置有噴出作為動作介質的空氣的噴出口 311a。另外，在下部側罩體320的面向噴出口 311a的部分設置有連通路353。
[0180]在上部側罩體310的另一個規定位置以貫穿該上部側罩體310的方式設置有連通路351，在位于上部側罩體310的上表面一側的連通路351的開口端形成有吸入作為動作介質的空氣的吸入口 312a。另外，第一閥芯330的逆止閥部331能夠堵塞位于上部側罩體310的下表面一側的連通路351的開口端。
[0181]第二閥芯340在其內部具有中空部，該中空部配設成面向第一閥芯330的逆止閥部331。包括上述中空部并且主要由第一閥芯330和第二閥芯340規定的空間，相當于抽取空間(泵室)350。另外，在上部側罩體310的面向抽取空間350的部分設置有連通路352。
[0182]設置在上述的上部側罩體310的連通路352的一部分與設置在下部側罩體320的連通路353的一部分以彼此面對面的方式進行配置，在該連通路352與連通路353面對面的部分，能夠利用第二閥芯340的逆止閥部341堵塞連通路352。
[0183]沿著圖中的箭頭 C方向旋轉的馬達360的驅動軸361經由動力傳遞構件371~373與第二閥芯340的下端連接。由此，利用上述動力傳遞構件371~373將在馬達360的驅動軸361產生的旋轉運動轉換成沿著大致上下方向的往復運動。其結果為，上述馬達360驅動第二閥芯340的下端上下移動，由此，在上述的抽取空間350產生脈動。
[0184]另外，如圖20所示，放泄閥單元400具有:罩體410，其具有有底筒狀的形狀；閥芯420，其具有有底筒狀的形狀，內插在該罩體410內。在罩體410的規定位置設置有連接部411，在該連接部411設置有使作為動作介質的空氣流入的開口 411a。
[0185]如圖22A所示，通過在閥芯420的與開口 41 Ia連通的部分形成狹縫狀的切痕421，來設置漏出口 421。該漏出口 421經由閥芯420的中空部422與排出口 423a連通。
[0186]圖21A及圖21B都示出了使馬達泵單元300動作的狀態。在該動作狀態下，通過對馬達360施加規定的電壓，使馬達360的驅動軸361產生旋轉運動，通過將該旋轉運動轉換成第二閥芯340的下端的上下移動，來在抽取空間350產生脈動。
[0187]此時，如圖21A所示，在抽取空間350被膨脹的狀態下，在抽取空間350產生負壓，隨之，開放第一閥芯330的逆止閥部331，并且堵塞第二閥芯340的逆止閥部341。由此，從吸入口 220a經由連通路351將作為動作介質的空氣吸入至抽取空間350。
[0188]此后，如圖21B所示，在抽取空間350被壓縮的狀態下，在抽取空間350產生正壓，隨之，堵塞第一閥芯330的逆止閥部331，并且開放第二閥芯340的逆止閥部341。由此，經由連通路352、353從噴出口 311a噴出作為動作介質的空氣。
[0189]通過重復以上的動作，使馬達泵單元300發揮使作為動作介質的空氣從噴出口311a連續地噴出的泵功能。
[0190]在此，馬達泵單元300與上述的壓電泵單元200A不同，在停止馬達泵單元300的驅動的狀態下，不發揮泄漏功能。即，即使在馬達泵單元300的吸入口 312a —側的壓力(通常為大氣壓)比噴出口 311a—側的壓力(B卩，與噴出部311連接的閥單元100A的動作空間150的內壓)低的條件下，由于上述的第一閥芯330及第二閥芯340的逆止閥功能，作為動作介質的空氣不從噴出口 311a —側流向吸入口 312a—側。
[0191]因此，在本實施方式中，通過將上述的放泄閥單元400以與閥單元100A的動作空間150連通的方式附設于連接管53，來利用該放泄閥單元400發揮泄漏功能，由此，能夠使閥單元100A的動作空間150的內壓下降。
[0192]如圖22B所示，在放泄閥單元400的排出口 423a—側的壓力(通常為大氣壓)與開口 411a—側的壓力(B卩，與連接部411連接的閥單元100A的動作空間150的內壓)相比足夠低的條件下，產生如圖所示的空氣的流動。即，作為動作介質的空氣從開口 411a經由漏出口 421流入閥芯420的中空部422，此后，從排出口 423a排出該作為動作介質的空氣。此外，由于漏出口 421由切痕形成，所以該漏出口 421具有相當大程度的流動阻力，只要與開口 411a—側的壓力相比，排出口 423a —側的壓力變得不夠低，就不會產生上述的空氣的流動。
[0193]像這樣，在本實施方式的流量控制閥32B中，馬達泵單元300發揮使閥單元100A的動作空間150的內壓升壓的泵功能，放泄閥單元400發揮使閥單元100A的動作空間150的內壓下降至恢復到大氣壓的泄漏功能。
[0194] 圖23~圖25是表示在本實施方式的血壓計中在遵照減壓測定法的動作流程進行血壓測定的情況下的迅速加壓過程、微速減壓過程及迅速減壓過程中的具體的血壓計的動作的圖。接著，參照這些圖23~圖25，說明在本實施方式的血壓計中在基于減壓測定法來測定血壓值的情況下的血壓計的具體的動作。
[0195]如圖23所示，在本實施方式的血壓計中，在迅速加壓過程中，控制部20通過向加壓泵驅動電路34發送規定的控制信號，使加壓泵31驅動，從該加壓泵31向壓迫用空氣袋42送入壓縮空氣，并且通過向馬達驅動電路35B發送規定的控制信號，來驅動馬達泵單元300，通過將作為動作介質的空氣導入至閥單元100A的動作空間150，使隔膜130產生彎曲變形，以使閥芯160移動，由此，利用閥芯160將流入口 Illa完全閉合。此時，施加給馬達360的驅動電壓為能夠利用閥芯160將流入口 Illa完全閉合的電壓。此外，在決定該驅動電壓時，需要考慮作為動作介質的空氣的一部分經由放泄閥單元400漏出這一點。
[0196]如圖24所示，在本實施方式的血壓計中，在微速減壓過程下，控制部20通過向加壓泵驅動電路34發送規定的控制信號，來使加壓泵31停止，并且通過向馬達驅動電路35B發送規定的控制信號，降低輸出功率使馬達泵單元300繼續驅動，通過減小動作空間150的內壓，使隔膜130的彎曲變形變小，以使閥芯160移動，由此，略微開放流入口 111a。其結果為，經由流量控制閥32A逐漸地排出存在于壓迫用空氣袋42的內部的壓縮空氣。此時，施加給馬達360的驅動電壓為比能夠利用閥芯160將流入口 Illa完全閉合的電壓更小的電壓，并且為能夠將從流入口 Illa流入的壓縮空氣的流量限制為規定的流量的范圍的電壓。此外，在決定該驅動電壓時，需要考慮作為動作介質的空氣的一部分經由放泄閥單元400漏出這一點。
[0197]如圖25所示，在本實施方式的血壓計中，在迅速減壓過程中，控制部20通過向馬達驅動電路35B發送規定的控制信號，來使馬達泵單元300停止，通過從閥單元100A的動作空間150導出作為動作介質的空氣，來減小隔膜130的彎曲變形，以使閥芯160移動，由此，使得流入口 Illa處于完全開放的狀態。其結果為，經由放泄閥單元400迅速地排出存在于壓迫用空氣袋42的內部的壓縮空氣。
[0198]此外，雖然在此省略說明，但是，在本實施方式的血壓計中，也能夠遵照基于加壓測定方式的動作流程來測定血壓值，測定血壓值的動作與上述的本發明的第一實施方式的血壓計的情況相同。
[0199]在采用以上說明的本實施方式那樣的結構的情況下，也與采用上述的本發明的第一實施方式那樣的結構的情況相同，能夠實現能夠構成為小型、輕量、便宜且耗電量很小、能夠易于進行流體的流量控制的流量控制閥，并且，能夠實現能夠構成為小型、輕量、便宜且耗電量很小、能夠易于進行應該從壓迫用空氣袋排出的壓縮空氣的流量控制的血壓計。
[0200]圖26是本實施方式的變形例的流量控制閥的馬達泵單元的主要部分放大剖視圖。接著，參照該圖26，針對本實施方式的變形例的流量控制閥的馬達泵單元進行說明。
[0201]如圖26所示，本變形例的流量控制閥的馬達泵單元與上述的本實施方式的流量控制閥32B的馬達泵單元的不同點在于第一閥芯330及第二閥芯340的結構。具體來說，在本變形例的流量控制閥的馬達泵單元中，通過在第一閥芯330的逆止閥部331及第二閥芯340的逆止閥部341附設多個微小的凹凸332、342，來形成粗糙面，由此，有意地降低逆止閥部331、341的密封性。因此，該逆止閥部331、341發揮使作為動作介質的空氣泄漏的功倉泛。
[0202]通過以上述方式構成，不需要另外設置上述的放泄閥單元400。因此，除了能夠獲得上述的效果以外，還能夠獲得能夠構成為進一步小型、輕量并且便宜的流量控制閥及具有該流量控制閥的血壓計的效果。
[0203]在以上說明的本發明的實施方式及其變形例中，例示了利用壓電泵或馬達泵來作為壓力生成單元的情況，當然，還能夠利用其它的泵(包括鼓風機(blower))。
[0204]另外，在上述的本發明的實施方式及其變形例中，例示并說明了通過從外部向動作空間導入動作介質且從外部向動作空間導出動作介質來在動作空間內產生內壓變動的流量控制閥，但是還能夠以通過密封該動作空間來密封動作介質并且通過使被密封的動作介質的容積變動等來產生動作空間的內壓變動的方式構成流量控制閥。
[0205]另外，在上述的本發明的實施方式及其變形例中，例示并說明了被流量控制的流體為壓縮空氣且利用空氣來作為動作介質的情況，但本發明的適用對象不限于此，被流量控制的流體可以為壓縮空氣以外的高壓的氣體或在壓縮環境下的液體等，另外，動作介質也可以為空氣以外的氣體或液體等。
[0206]另外，能夠根據需要，將在上述的本發明的實施方式及其變形例中示出的具有特征的結構彼此組合。
[0207]而且，在上述的本發明的實施方式及其變形例中，作為血壓信息測定裝置，例示并說明了測定收縮壓值、舒張壓值等血壓值的上臂式血壓計，但除此以外，本發明還能夠應用于手腕式血壓計或足部血壓計，以及能夠測定脈搏波或脈搏、由Al (Augmentation Index:增強指數)值代表的表示動脈硬化度的指標、平均血壓值、血氧飽和度等的血壓信息測定裝置。
[0208]像這樣，本次公開的上述實施方式及其變形例在所有的方面都為例示，而非限定。本發明的技術的范圍由權利要求的范圍來劃定，另外，包含與權利要求的記載等同的思想及范圍內的所有的變更。
[0209]附圖標記說明
[0210]I血壓計，
[0211]10 主體，
[0212]20控制部，
[0213]21顯示部，
[0214]22存儲部，
[0215]23操作部，
[0216]24電源部，
[0217]30壓迫用空氣系統組件，
[0218]31加壓泵，
[0219]32、32A、32A’、32B 流量控制閥，
[0220]33壓力傳感器，
[0221]34加壓泵驅動電路，
[0222]35流量控制閥驅動電路，
[0223]35A壓電元件驅動電路，
[0224]35B馬達驅動電路，
[0225]36振蕩電路，
[0226]40 袖帶，
[0227]41外裝罩，
[0228]42壓迫用空氣袋，
[0229]50空氣管，
[0230]51~53連接管，
[0231]100A ~100D 閥單元，
[0232]101 殼體，
[0233]110 上殼，
[0234]111 流入部，
[0235]11 Ia 流入口，
[0236]112 流出部，
[0237]112a 流出口，
[0238]120 下殼，
[0239]121、121’ 連接部，
[0240]121a 開口，[0241]122 規制部，
[0242]125密封構件，
[0243]130 隔膜，
[0244]131易變形部，
[0245]140流動空間，
[0246]150動作空間，
[0247]160 閥芯，
[0248]161 傾斜面，
[0249]162微小凹凸，
[0250]200A、200B 壓電泵單元，
[0251]201 罩體，
[0252]210上部側罩體，
[0253]211 噴出部，
[0254]211a 噴出口，
[0255]212第一支撐構件，
[0256]213第二支撐構件，
[0257]220下部側罩體，
[0258]220a 吸入口，
[0259]231 薄板部，
[0260]231a微細連通孔，
[0261]232振動板部，
[0262]240抽取空間，
[0263]250周圍空間，
[0264]260壓電元件，
[0265]300馬達泵單元，
[0266]301 罩體，
[0267]310上部側罩體，
[0268]311 噴出部，
[0269]311a 噴出口，
[0270]312a 吸入口，
[0271]320下部側罩體，
[0272]330 第一閥芯，
[0273]331逆止閥部，
[0274]332 凹凸，
[0275]340 第二閥芯，
[0276]341逆止閥部，
[0277]342 凹凸，
[0278]350抽取空間，
[0279]351 ~353 連通路，[0280]360 馬達，
[0281]361 驅動軸，[0282]371~373動力傳遞構件，
[0283]400放泄閥單元，
[0284]410 罩體，
[0285]411 連接部，
[0286]411a 開口，
[0287]420 閥芯，
[0288]421 漏出口，
[0289]422 中空部，
[0290]423a 排出口。
【權利要求】
1.一種流量控制閥，能夠可變地控制流體的流量，其特征在于， 具有: 殼體(101)，設置有所述流體流入的流入口(Illa)及所述流體流出的流出口(112a)， 隔膜(130)，將所述殼體(101)內的空間劃分為所述流體流動的流動空間(140)和存在動作介質的動作空間(150 )， 閥芯(160)，設置于所述隔膜(130)的與所述流入口(Illa)相向的部分， 所述隔膜(130)伴隨著所述動作空間(150)的內壓變化而位移，使得所述閥芯(160)移動，以使所述閥芯(160)與所述流入口(Illa)之間的距離發生變化，從而調節從所述流入口(Illa)流入所述流動空間(140)的所述流體的流量，由此能夠可變地控制從所述流出口(112a)流出的所述流體的流量。
2.如權利要求1所述的流量控制閥，其特征在于， 所述隔膜(130)的伴隨著所述動作空間(150)的內壓變化而位移的部分的面積，大于所述流入口(Illa)的開口面積。
3.如權利要求1所述的流量控制閥，其特征在于， 所述閥芯(160)具有在所述閥芯(160)與所述流入口(Illa)之間的距離變為零的狀態下完全堵塞所述流入口(Illa)的大小。
4.如權利要求1所述的 流量控制閥，其特征在于， 所述閥芯(160)由彈性材料構成。
5.如權利要求1所述的流量控制閥，其特征在于， 所述閥芯(160)由比所述隔膜(130)更硬的材料構成。
6.如權利要求1所述的流量控制閥，其特征在于， 所述閥芯(160 )的與所述流入口( 11 Ia)相向的主面具有微小凹凸(162 )。
7.如權利要求1所述的流量控制閥，其特征在于， 在所述殼體(101)設置有用于導入及導出所述動作介質的開口(121a)。
8.如權利要求7所述的流量控制閥，其特征在于， 還具有壓力生成單元，所述壓力生成單元通過所述開口(121a)導入及導出所述動作介質，使得所述動作空間(150)的內壓發生變化。
9.如權利要求8所述的流量控制閥，其特征在于， 所述壓力生成單元包括吸入并噴出所述動作介質的泵。
10.如權利要求9所述的流量控制閥，其特征在于， 若將從所述泵的吸入口側朝向噴出口側的方向設為正方向，則在所述吸入口側的壓力比所述噴出口側的壓力低的條件下，所述泵能夠向與所述正方向相反的反方向排出所述動作介質。
11.如權利要求10所述的流量控制閥，其特征在于， 所述泵為通過組裝有壓電元件(260)的振動板部(232)的振動來吸入并噴出所述動作介質的壓電泵(200A、200B)。
12.如權利要求9所述的流量控制閥，其特征在于， 若將從所述泵的吸入口側朝向該泵的噴出口側的方向設為正方向，則在所述吸入口側的壓力比所述噴出口側的壓力低的條件下，所述泵不能夠向與所述正方向相反的反方向排出所述動作介質， 在該情況下，以與所述動作空間(150)連通的方式設置有放泄閥(400)。
13.如權利要求9所述的流量控制閥，其特征在于， 所述殼體(101)固定于所述壓力生成單元的罩體，由此所述殼體(101)和所述壓力生成單元成為一體。
14.如權利要求1所述的流量控制閥，其特征在于， 從所述流入口(Illa)流入所述流動空間(140)的所述流體為壓縮至比大氣壓高的氣壓的壓縮空氣， 存在于所述動作空間(150)的所述動作介質為氣壓比所述壓縮空氣低的空氣。
15.一種血壓信息測定裝置，其特征在于， 具有權利要求14所述的流量控制閥，來作為用于對壓迫用流體袋(42)的內壓進行減壓的排出閥(32 )，其中，所述壓迫用流體袋(42 )用于壓迫身體。
16.如權利要求15所述的血壓信息測定裝置，其特征在于， 在測定時，以使所述壓迫用流體袋(42)的內壓微速減小的方式控制作為所述排出閥(32)的所述流量控制閥的驅動，由此，基于減壓測定法，至少計算出收縮壓值及舒張壓值， 在測定結束之后，以使所述壓迫用流體袋(42)的內壓迅速減小的方式控制作為所述排出閥(32)的所述流量控制閥 的驅動。
17.如權利要求15所述的血壓信息測定裝置，其特征在于， 在測定時，以使所述壓迫用流體袋(42)的內壓微速增加的方式控制作為所述排出閥(32)的所述流量控制閥的驅動，由此，基于加壓測定法，至少計算出收縮壓值及舒張壓值， 在測定結束之后，以使所述壓迫用流體袋(42)的內壓迅速減小的方式控制作為所述排出閥(32)的所述流量控制閥的驅動。
【文檔編號】F16K7/17GK103476332SQ201280017950
【公開日】2013年12月25日 申請日期:2012年4月5日 優先權日:2011年4月11日
【發明者】佐野佳彥 申請人:歐姆龍健康醫療事業株式會社