CN103476332A - 流量控制阀及具有流量控制阀的血压信息测定装置 - Google Patents

Abstract

流量控制阀（32A）具有：壳体（101），设置有应该进行流量控制的流体流入及流出的流入口（111a）及流出口（112a）；隔膜（130），将壳体（101）的内部的空间划分为上述流体流动的流动空间（140）和存在动作介质的动作空间（150）；阀芯（160），设置于隔膜（130）的与流入口（111a）相向的部分。隔膜（130）伴随着动作空间（150）的内压变化而位移，由此，使得阀芯（130）移动，随之，阀芯（160）与流入口（111a）之间的距离发生变化，从而调节从流入口（111a）流入流动空间（140）的上述流体的流量，由此，能够可变地控制从流出口（112a）流出的上述流体的流量。

Description

流量控制阀及具有流量控制阀的血压信息测定装置

技术领域

本发明涉及一种能够可变地控制流体的流量的流量控制阀及具有该流量控制阀的血压信息测定装置，特别，涉及一种能够可变地控制压缩流体的流量的流量控制阀及具有该流量控制阀来作为用于使压迫用流体袋的内压减小的排出阀的血压信息测定装置。

背景技术

对于了解被测定者的健康状态来说，测定被测定者的血压信息是非常重要的。近年来，不限于测定收缩压值、舒张压值，还尝试通过测定被测定者的脉搏波，来获取心脏负荷、动脉硬化度等，其中，收缩压值、舒张压值是作为有助于对例如脑中风、心力衰竭、心肌梗塞等的心血管系统疾病进行风险分析的代表的指标，其有用性被广泛认知。

血压信息测定装置为用于测定这些血压信息的装置，其被期待在早期发现、预防、治疗循环系统疾病等的领域中得到进一步活用。此外，血压信息广泛地包括表示收缩压值、舒张压值、平均血压值、脉搏波、脉搏、动脉硬化度的各种指标等循环系统的各种各样的信息。

通常，利用血压信息测定装置用袖带（下面，还简称为袖带）来测定血压信息。在此，袖带是指，包括具有内腔的流体袋的带状或环状的结构物，其能够装戴在身体的一部分上，通过向上述内腔注入气体、液体等流体，使流体袋膨胀以压迫动脉，由此，用来进行血压信息的测定。

通常，在血压信息测定装置设置有加压泵及排出阀，来作为用于对流体袋的内压进行加压/减压的加压/减压机构。其中，排出阀用于维持利用加压泵加压后的流体袋的内压处于闭合状态，并且在开放状态下对流体袋的内压进行减压。优选使用如下的流量控制阀来作为该排出阀：在对流体袋的内压进行减压时，通过对流量控制阀的动作进行控制，能够可变地控制排出流量。

以往，例如日本特开平6-47007号公报（专利文献1）、日本特开平6-47008号公报（专利文献2）、日本特开2002-5330号公报（专利文献3）等公开的那样，通常，采用电磁驱动阀芯（valve body）的电磁驱动阀，来作为用作上述排出阀的流量控制阀。

在此，电磁驱动阀具有罩体、在前端安装有阀芯的驱动轴、设置在罩体及驱动轴的某一方的永磁体、设置在罩体及驱动轴的另一方的电磁线圈，该电磁驱动阀构成为：通过对电磁线圈通电，能够利用该电磁线圈所产生的电磁力和接受该电磁力而在永磁体产生的斥力，使驱动轴沿着轴方向移动。

在上述日本特开平6-47007号公报、日本特开平6-47008号公报及日本特开2002-5330号公报公开的血压信息测定装置中，以使该电磁驱动阀与内置于袖带的流体袋的排出口相向的方式配置该电磁驱动阀，设置在驱动轴的前端的阀芯构成为；伴随该阀芯的移动，能够堵塞或开放上述排出口，由此，能够可变地控制从流体袋排出的流体的流量。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开平6-47007号公报

专利文献2：日本特开平6-47008号公报

专利文献3：日本特开2002-5330号公报

发明内容

发明要解决的问题

然而，在采用由电磁驱动阀构成的流量控制阀来作为血压信息测定装置所具备的排出阀的情况下，存在以下的问题。

第一，如上所述，由于电磁驱动阀利用在电磁线圈产生的电磁力和在永磁体产生的斥力来使驱动轴移动，所以与其它的促动器（actuator）相比，该电磁驱动法的耗电量较大。因此，在利用该电磁驱动阀作为排出阀的情况下，会产生血压信息测定装置的整体的耗电量也变大的问题。

第二，如上所述，由于电磁驱动阀在内部设置有永磁体、电磁线圈等各种各样的多个结构部件，所以比较昂贵，另外，电磁驱动阀的结构非常复杂，其体积也很大。因此，在采用该电磁驱动阀来作为排出阀的情况下，会产生给血压信息测定装置的制造成本带来压力的问题，以及会产生血压信息测定装置大型化、变重的问题。

第三，如上所述，由于电磁驱动阀利用在电磁线圈产生的电磁力和在永磁体产生的斥力来使驱动轴移动，所以比较难以精确地控制驱动轴的移动距离。因此，在利用该电磁驱动阀来作为排出阀的情况下，会产生难以精确地控制从流体袋排出的流体的流量的问题。

像这样，现有的血压信息测定装置及作为该现有的血压信息测定装置所具备的排出阀的流量控制阀在上述的各种方面，仍然有很多的改良的余地。

因此，本发明的目的在于，提供一种能够构成为小型、轻量并且便宜，耗电量很小，并且能够易于进行流体的流量控制的流量控制阀及具有该流量控制阀来作为排出阀的血压信息测定装置。

用于解决问题的手段

基于本发明的流量控制阀能够可变地控制流体的流量，具有壳体、隔膜、阀芯。在上述壳体设置有上述流体流入的流入口及上述流体流出的流出口。上述隔膜将上述壳体内的空间划分为上述流体流动的流动空间和存在动作介质的动作空间。上述阀芯设置于上述隔膜的与上述流入口相向的部分。在基于本发明的流量控制阀中，上述隔膜伴随着上述动作空间的内压变化而位移，使得上述阀芯移动，以使上述阀芯与上述流入口之间的距离发生变化，从而调节从上述流入口流入上述流动空间的上述流体的流量，由此能够可变地控制从上述流出口流出的上述流体的流量。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述隔膜的伴随着上述动作空间的内压变化而位移的部分的面积，大于上述流入口的开口面积。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述阀芯具有在上述阀芯与上述流入口之间的距离变为零的状态下完全堵塞上述流入口的大小。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述阀芯由弹性材料构成。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述阀芯由比上述隔膜更硬的材料构成。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述阀芯的与上述流入口相向的主面具有微小凹凸。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，在上述壳体设置有用于导入及导出上述动作介质的开口。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，该流量控制阀还具有压力生成单元，上述压力生成单元通过上述开口导入及导出上述动作介质，使得上述动作空间的内压发生变化。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述压力生成单元包括吸入并喷出上述动作介质的泵。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，若将从上述泵的吸入口侧朝向喷出口侧的方向设为正方向，则在上述吸入口侧的压力比上述喷出口侧的压力低的条件下，上述泵能够向与上述正方向相反的反方向排出上述动作介质。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述泵为通过组装有压电元件的振动板部的振动来吸入并喷出上述动作介质的压电泵。

在基于上述本发明的流量控制阀中，若将从上述泵的吸入口侧朝向该泵的喷出口侧的方向设为正方向，则在上述吸入口侧的压力比上述喷出口侧的压力低的条件下，上述泵可以构成为不能够向与上述正方向相反的反方向排出上述动作介质，在该情况下，优选地，以与上述动作空间连通的方式设置有放泄阀。

在基于上述本发明的流量控制阀中，优选地，上述壳体固定于上述压力生成单元的罩体，由此上述壳体和上述压力生成单元成为一体。

在基于上述本发明的流量控制阀中，从上述流入口流入上述流动空间的上述流体可以为压缩至比大气压高的气压的压缩空气，在该情况下，优选地，存在于上述动作空间的上述动作介质为气压比上述压缩空气低的空气。

基于本发明的血压信息测定装置具有基于上述本发明的流量控制阀，来作为用于对压迫用流体袋的内压进行减压的排出阀，其中，上述压迫用流体袋用于压迫身体。

在基于上述本发明的血压信息测定装置中，优选地，在测定时，以使上述压迫用流体袋的内压微速减小的方式控制作为上述排出阀的上述流量控制阀的驱动，由此，基于减压测定法，至少计算出收缩压值及舒张压值，另外，在测定结束之后，以使上述压迫用流体袋的内压迅速减小的方式控制作为上述排出阀的上述流量控制阀的驱动。

在基于上述本发明的血压信息测定装置中，优选地，在测定时，以使上述压迫用流体袋的内压微速增加的方式控制作为上述排出阀的上述流量控制阀的驱动，由此，基于加压测定法，至少计算出收缩压值及舒张压值，另外，在测定结束之后，以使上述压迫用流体袋的内压迅速减小的方式控制作为上述排出阀的上述流量控制阀的驱动。

发明的效果

根据本发明，能够实现能够构成为小型、轻量、便宜且耗电量很小、能够易于进行流体的流量控制的流量控制阀及具有该流量控制阀来作为排出阀的血压信息测定装置。

附图说明

图1是表示本发明的第一实施方式的血压计的外观结构的立体图。

图2是表示本发明的第一实施方式的血压计的功能模块的结构的图。

图3是本发明的第一实施方式的流量控制阀的剖视示意图。

图4A是表示图3示出的压电泵单元的动作状况的剖视示意图。

图4B是表示图3示出的压电泵单元的动作状况的剖视示意图。

图5A是表示图3示出的阀单元的动作状况的剖视示意图。

图5B是表示图3示出的阀单元的动作状况的剖视示意图。

图5C是表示图3示出的阀单元的动作状况的剖视示意图。

图6是图3示出的阀单元的主要部分放大剖视图。

图7是表示图3示出的阀单元的另一个结构例的主要部分放大剖视图。

图8是表示图3示出的阀单元的又一个结构例的主要部分放大剖视图。

图9是表示基于本发明第一实施方式的血压计的减压测定法的动作流程的图。

图10是表示本发明第一实施方式的血压计的在遵照图9示出的动作流程的情况下的迅速加压过程的具体的动作的图。

图11是表示本发明第一实施方式的血压计的在遵照图9示出的动作流程的情况下的微速减压过程的具体的动作的图。

图12是表示本发明第一实施方式的血压计的在遵照图9示出的动作流程的情况下的迅速减压过程的具体的动作的图。

图13是表示在遵照图9示出的动作流程的情况下的压迫用空气袋的内压的随时间变化的曲线图。

图14是表示基于本发明第一实施方式的血压计的加压测定法的动作流程的图。

图15是表示本发明第一实施方式的血压计的在遵照图14示出的动作流程的情况下的微速加压过程的具体的动作的图。

图16是表示在遵照图14示出的动作流程的情况下的压迫用空气袋的内压的随时间变化的曲线图。

图17是本发明第一实施方式的第一变形例的流量控制阀的阀单元的剖视示意图。

图18是本发明第一实施方式的第二变形例的流量控制阀的阀单元的剖视示意图。

图19是本发明第一实施方式的第三变形例的流量控制阀的剖视示意图。

图20是本发明的第二实施方式的流量控制阀的剖视示意图。

图21A是表示图20示出的马达泵单元的动作状况的剖视示意图。

图21B是表示图20示出的马达泵单元的动作状况的剖视示意图。

图22A是表示图20示出的放泄阀单元的结构的侧视图。

图22B是表示图20示出的放泄阀单元的动作状况的剖视示意图。

图23是表示本发明第二实施方式的血压计的在遵照图9示出的动作流程的情况下的迅速加压过程的具体的动作的图。

图24是表示本发明第二实施方式的血压计的在遵照图9示出的动作流程的情况下的微速减压过程的具体的动作的图。

图25是表示本发明第二实施方式的血压计的在遵照图9示出的动作流程的情况下的迅速减压过程的具体的动作的图。

图26是本发明第二实施方式的变形例的流量控制阀的马达泵单元的主要部分放大剖视图。

具体实施方式

下面，参照附图，针对本发明的实施方式进行详细的说明。在下面示出的实施方式中，作为血压信息测定装置，例示所谓的上臂式血压计来进行说明，该上臂式血压计构成为通过将袖带装戴在被测定者的上臂上进行使用，能够测定被测定者的收缩压值及舒张压值。此外，在下面示出的实施方式中，在附图中，对相同或共同的部分标注相同的附图标记，并不重复说明。

（第一实施方式）

图1是表示本发明的第一实施方式的血压计的外观结构的立体图，图2是表示功能模块的结构的图。首先，参照这些图1及图2，针对本实施方式的血压计1的结构进行说明。

如图1所示，本实施方式的血压计1具有主体10、袖带40、空气管50。主体10具有箱状的框体，在该主体10的上表面具有显示部21及操作部23。在测定时，将主体10载置于桌面等的载置面来使用。袖带40主要具有带状并且呈袋状的外装罩41、内置于该外装罩41的作为压迫用流体袋的压迫用空气袋42，袖带40的整体具有大致环状的形状。在测定时，通过将袖带40卷绕地装戴在被测定者的上臂来使用。空气管50连接分开构成的主体10和袖带40。

如图2所示，主体10除了具有上述的显示部21及操作部23以外，还具有控制部20、存储部22、电源部24、加压泵31、作为排出阀的流量控制阀32、压力传感器33、加压泵驱动电路34、流量控制阀驱动电路35、振荡电路36。加压泵31、流量控制阀32及压力传感器33相当于血压计1所具备的压迫用空气系统组件30，特别是加压泵31及流量控制阀32相当于用于对压迫用空气袋42的内压进行加压/减压的加压/减压机构。

压迫用空气袋42用于在装戴状态下压迫上臂，在其内部具有内腔。压迫用空气袋42经由上述的空气管50分别与作为上述压迫用空气系统组件30的加压泵31、流量控制阀32及压力传感器33连接。由此，通过驱动加压泵31，来对压迫用空气袋42进行加压使其膨胀，通过控制作为排出阀的流量控制阀32的驱动，来维持压迫用空气袋42的内压，或者对压迫用空气袋42进行减压使其收缩。

控制部20由例如由CPU（Central Processing Unit：中央处理器）构成，其为用于控制血压计1的整体的单元。显示部21由例如LCD（Liquid CrystalDisplay：液晶显示器）构成，其为用于显示测定结果等的单元。存储部22由例如ROM（Read-Only Memory：只读存储器）、RAM（Random-AccessMemory：随机存取存储器）构成，其为用于存储使控制部20等执行用于血压值测定的处理顺序的程序，或者存储测定结果等的单元。操作部23为接受被测定者等的操作，向控制部20、电源部24输入来自该外部的命令的单元。电源部24为用于向控制部20供电的单元。

控制部20将用于驱动加压泵31及流量控制阀32的控制信号分别输入至加压泵驱动电路34及流量控制阀驱动电路35，或者将作为测定结果的血压值输入至显示部21、存储部22。另外，控制部20包括血压信息获取部（图示省略），该血压信息获取部基于由压力传感器33检测出的压力值来获取被测定者的血压值，由该血压信息测定部获取的血压值作为测定结果被输入至上述的显示部21、存储部22。此外，血压计1还可以另外具有将作为测定结果的血压值输出至外部的设备（例如，PC（Personal Computer：个人计算机）、打印机等）的输出部。能够利用例如串口通信线路、向各种记录介质写入的写入装置等，来作为输出部。

加压泵驱动电路34基于从控制部20输入的控制信号，控制加压泵31的动作。流量控制阀驱动电路35基于从控制部20输入的控制信号，控制流量控制阀32的开闭动作。加压泵31通过向压迫用空气袋42的内腔供给空气，来对压迫用空气袋42的内压（下面，还称为“袖带压”）进行加压，其动作通过上述的加压泵驱动电路34来得以控制。流量控制阀32用于维持压迫用空气袋42的内压，或者将压迫用空气袋42的内腔开放到外部以对袖带压进行减压，其动作通过上述的流量控制阀驱动电路35来得以控制。压力传感器33检测压迫用空气袋42的内压，并将与该内压相对应的输出信号输入至振荡电路36。振荡电路36生成与从压力传感器33输入的信号相对应的振荡频率的信号，并将生成的信号输入至控制部20。

在此，在本实施方式中，具体来说，流量控制阀32由后述的流量控制阀32A构成，该流量控制阀32A由后述的阀单元100A及压电泵单元200A构成，流量控制阀驱动电路35由压电元件驱动电路35A构成（参照图3、图10～图12等参照），该压电元件驱动电路35A控制压电泵单元200A所具备的压电元件260的驱动。下面，针对本实施方式的流量控制阀32A，进行详细的说明。

图3是本实施方式的流量控制阀的剖视示意图。首先，参照该图3，针对本实施方式的流量控制阀32A的具体的结构进行说明。

如图3所示，通过组合阀单元100A和作为压力生成单元的压电泵单元200A，来构成本实施方式的流量控制阀32A。阀单元100A和压电泵单元200A经由连接管52相连接。另外，流量控制阀32A经由连接管51分别与上述的压迫用空气袋42、加压泵31及压力传感器33连接。

本实施方式的流量控制阀32A构成为：能够经由上述连接管51从压迫用空气袋42向阀单元100A流入应该进行流量控制的压缩空气，能够从压电泵单元200A经由上述连接管52向阀单元100A导入作为动作介质的空气，并且能够从阀单元100A经由上述连接管52向压电泵单元200A导出作为动作介质的空气。因此，在流量控制阀32A中，通过控制压电泵单元200A的驱动，能够改变存在于阀单元100A的作为动作介质的空气的压力，由此，通过调节流入阀单元100A的压缩空气的流量，能够可变地控制从阀单元100A流出的压缩空气的流量。

如图3所示，阀单元100A主要具有壳体（casing）101、隔膜130、阀芯160。壳体101整体具有扁平的形状，通过组合下端开口的箱状的上壳110和上端开口的箱状的下壳120，来在内部具有空间。

隔膜130位于上壳110与下壳120之间，隔膜130的周缘被上壳110及下壳120的各自的周缘夹持，由此固定在壳体101上。由此，隔膜130构成为在上述空间内，能够在图中箭头A方向上产生弯曲变形。此外，在下壳120的周缘设置有容置有由例如O形环等构成的密封构件125的槽部，通过使该密封构件125与隔膜130抵接，来确保上述空间的气密性（特别是，后述的动作空间150的气密性）。

通过上述的隔膜130将壳体101的内部的空间划分成位于上壳110一侧的空间和位于下壳120一侧的空间。其中，由上壳110和隔膜130规定位于上壳110一侧的空间，该空间相当于流量被控制的压缩空气流动的流动空间140。另一方面，由下壳120和隔膜130规定位于下壳120一侧的空间，该空间相当于存在作为动作介质的空气的动作空间150。

在上壳110的规定位置设置有连接有连接管51的流入部111，在该流入部111设置有用于使压缩空气流入的流入口111a。另外，在上壳110的另一个规定位置设置有流出部112，在该流出部112设置有用于使压缩空气流出的流出口112a。这些流入口111a及流出口112a都面向上述的流动空间140。

在隔膜130的面向流动空间140一侧的主面的规定位置设置有阀芯160。更详细来说，阀芯160配设在隔膜130的与上述流入口111a相向的部分。

在此，为了确保隔膜130的设置有阀芯160的部分的更大的位移量，优选将阀芯160配设在隔膜130的中央部，因此，优选将上述的流入口111a设置在上壳110的与隔膜130的中央部相向的部分。另外，为了进一步增大隔膜130的位移量，优选将隔膜130的面向流动空间140及动作空间150的部分的形状设为圆形状。

在下壳120的规定位置设置有连接有连接管52的连接部121，在该连接部121设置有导入或导出作为动作介质的空气的开口121a。该开口121a面向上述的动作空间150。

隔膜130由挠性的材料构成，例如由金属制薄膜或树脂制薄膜等薄膜构成，其中，金属制薄膜由不锈钢合金、磷青铜等构成，树脂制薄膜由硅酮树脂、聚酯纤维树脂、聚对苯二甲酸乙二酯树脂等构成。另一方面，优选地，阀芯160由弹性材料构成，由例如由硅酮树脂等构成的厚膜的材料构成。在此，阀芯160优选由比隔膜130更硬的材料构成。此外，在利用相同的树脂材料形成隔膜130及阀芯160的情况下，还能够利用一体的构件来构成隔膜130及阀芯160。

在包围隔膜130的设置有阀芯160的部分的位置设置有易变形部131，该易变形部131通过将该隔膜130加工成波状而形成。该易变形部131是为了使隔膜130更加易于产生弯曲变形而设置的部位，通过设置该部位，能够进一步增大隔膜130的设置有阀芯160的部分的位移量。

另外，如图3所示，压电泵单元200A主要具有罩体（housing）201、薄板部231、振动板部232、压电元件260。罩体201整体具有扁平的形状，通过组合下端开口的箱状的上部侧罩体210和堵塞该上部侧罩体210的下端开口的平板状的下部侧罩体220，来在内部具有空间。

在上部侧罩体210的内侧设置有第一支撑构件212及第二支撑构件213，利用第一支撑构件212将上述的薄板部231以与上部侧罩体210间隔规定的距离的方式固定于上部侧罩体210，利用第二支撑构件213将上述的振动板部232以与薄板部231间隔规定的距离的方式固定于薄板部231。由此，振动板部232构成为，在上述空间内，能够在图中箭头B方向上产生弯曲变形。

利用上述的薄板部231、振动板部232及第二支撑构件213将罩体201的内部的空间划分成抽取空间（泵室）240和周围空间250，抽取（pumping）空间（泵室）240是通过上述薄板部231、振动板部232及第二支撑构件213包围而规定的空间，周围空间250是通过上述薄板部231、振动板部232及第二支撑构件213和上述罩体201来规定的空间，位于上述抽取空间240的外侧。

在上部侧罩体210的规定位置设置有连接有连接管52的喷出部211，在该喷出部211设置有主要喷出作为动作介质的空气的喷出口211a。该喷出口211a面向上述的周围空间250。

在薄板部231的规定位置设置有微细连通孔231a。更详细来说，微细连通孔231a配设在薄板部231的与上述喷出口211a相向的部分。

在下部侧罩体220的规定位置设置有主要吸入作为动作介质的空气的吸入口220a。该吸入口220a面向上述的周围空间250。

在振动板部232的面向周围空间250一侧的主面的规定位置设置有压电元件260。更详细来说，压电元件260配设在振动板部232的与上述吸入口220a相向的部分。此外，利用上述的压电元件驱动电路35A（参照图10～图12）来控制压电元件260的驱动。

在此，为了确保因振动板部232的弯曲变形而产生的更大的位移量（即振幅），优选将压电元件260配设在振动板部232的中央部。另外，为了进一步增大振动板部232的位移量，优选将振动板部232的面向抽取空间240及周围空间250的部分的形状设为圆形状。若以这种方式构成，来增大因振动板部232的弯曲变形而产生的位移量，则能够进一步提高压电泵单元200A的泵能力。

图4A及图4B是表示上述的压电泵单元的动作状况的剖视示意图，图5A～图5C是表示上述的阀单元的动作状况的剖视示意图。接着，参照这些图4A～图5C，针对压电泵单元200A及阀单元100A的动作进行说明。此外，在图4A～图5C中，分别用箭头示意性地表示作为动作介质的空气的流动及压缩空气的流动。

图4A表示使压电泵单元200A动作的状态。在该动作状态下，通过向压电元件260施加规定的电压，以使压电元件260产生振动，振动板部232受到该振动的影响，沿着图3中示出的箭头B方向振动。

此时，如图4A所示，在周围空间250与抽取空间240之间，空气经由设置在薄板部231的微细连通孔231a来流动，但由于微细连通孔231a构成为非常小，所以根据文丘里效应，在周围空间250的面向微细连通孔231a的部分会持续地产生负压。另外，由于喷出口211a配设成与微细连通孔231a相向，所以通过该负压，作为动作介质的空气从吸入口220a持续地吸入至周围空间250，从喷出口211a持续地喷出所吸入的作为动作介质的空气。

由此，在处于动作状态的压电泵单元200A中，如图所示的空气的流动持续地进行，由此，发挥从喷出口211a连续地喷出作为动作介质的空气的泵功能。

图4B表示使压电泵单元200A停止的状态。在该停止状态下，振动板部232不振动，因此，当然也不会发挥上述的泵功能。

在此，在压电泵单元200A的吸入口220a一侧的压力（通常为大气压）比喷出口211a一侧的压力（即，与喷出部211连接的阀单元100A的动作空间150的内压）低的条件下，产生如图所示的空气的流动。即，作为动作介质的空气从喷出口211a吸入至周围空间250，从吸入口220a喷出所吸入的作为动作介质的空气。即，在将上述图4A示出的空气的流动设为正向的情况下，会产生与该方向相反方向的空气的流动。

像这样，本实施方式的压电泵单元200A在动作时，发挥使阀单元100A的动作空间150的内压升压的泵功能，并且在停止时，发挥使阀单元100A的动作空间150的内压降压，以恢复到大气压的泄漏功能。

另外，图5A示出了阀单元100A的流入口111a一侧的压力（即，与流入部111连接的压迫用空气袋42的内压）为比大气压高的压力且压电泵单元200A停止的状态。在该状态下，由于没有驱动压电泵单元200A，所以阀单元100A的动作空间150的内压被维持在大气压。

因此，隔膜130不产生朝向流动空间140一侧的弯曲变形，阀芯160配置成与流入口111a间隔规定的距离，流入口111a被开放而变为完全开放的状态。因此，压缩空气从流入口111a朝向流动空间140流入，流入流动空间140的压缩空气经由流出口112a向外部流出。

图5B及图5C示出了阀单元100A的流入口111a一侧的压力（即，与流入部111连接的压迫用空气袋42的内压）为比大气压高的压力且以规定的输出来驱动压电泵单元200A的状态。

在图5B示出的状态下，驱动压电泵单元200A，使其发挥足够高的输出功率，将阀单元100A的动作空间150的内压维持在与大气压相比足够高的压力。因此，隔膜130产生朝向流动空间140一侧的足够大的弯曲变形，隔膜130的设置有阀芯160的部分发生位移，由此，流入口111a被阀芯160完全堵塞而变为完全闭合的状态。因此，完全阻塞压缩空气从流入口111a流向流动空间140，以维持压迫用空气袋42的内压。

在图5C示出的状态下，驱动压电泵单元200A，使其发挥某种程度的高输出功率（但是，为比图5B示出的状态的输出功率小的输出功率），将阀单元100A的动作空间150的内压维持在比大气压高出某种程度的压力（即，为比在图5B示出的状态下的压力小的压力）。因此，隔膜130产生朝向流动空间140一侧的具有某种程度的大小的弯曲变形（即，为比图5B示出的状态的弯曲变形小的弯曲变形），隔膜130的设置有阀芯160的部分发生位移，由此，流入口111a处于在某种程度上被阀芯160堵塞的状态。因此，压缩空气从流入口111a朝向流动空间140流入，流入的压缩空气经由流出口112a向外部流出，但是通过阀芯160在某种程度上堵塞了压缩空气从流入口111a朝向流动空间140的流入，以减少流入到流动空间140的压缩空气的流量。

在此，通过对施加给压电泵单元200A的驱动电压的大小进行控制，能够可变地调节图5C示出的距离L（即，在流入口111a的开口面与阀芯160的位于流入口111a一侧的主面之间的距离）。因此，通过调节该距离L，能够可变地调节从流入口111a朝向流动空间140流入的压缩空气的流量。因此，通过适当地控制上述驱动电压的大小，能够可变地控制从流出口112a流出的压缩空气的流量。

此外，为了维持压迫用空气袋42的内压，如上所述，需要完全堵塞压缩空气从流入口111a向流动空间140流入。因此，为了实现图5B示出的状态，阀芯160比流入口111a大是必要的条件。即，阀芯160需要具有在上述距离L变为0的状态（即，L＝0的状态）下完全堵塞流入口111a的大小。

图6是本实施方式的流量控制阀的阀单元在完全闭合状态下的主要部分放大剖视图。接着，参照该图6，对照标准的血压计的规格，说明通过阀芯160将流入口111a完全闭合所需的动作空间的压力。

参照图6，作为抵抗压迫用空气袋42的内压（即袖带压）并利用阀芯160将流入口111a完全闭合所需的推力F0［N］，需要具有阻力Fa［N］以上的大小的力，阻力Fa［N］是对袖带压P1［mmHg］的反作用力F1［N］、按压在流入口111a的周围的由弹性体构成的阀芯160的变形反作用力F2［N］、弯曲变形的隔膜130的变形反作用力F3［N］的总和。因此，若将流入口111a的内径设为

则以下的数学式（1）～（3）成立。

Fa＝F1＋F2＋F3…（1）

F0＞Fa…（2）

在此，若对照标准的血压计的规格，将袖带压P1设定为400mmHg，另外，将流入口111a的内径

设定为例如0.16cm，则根据上述数学式（3），上述反作用力F1为1.09×10^-1N。

另外，若对照标准的阀芯160及隔膜130的材料特性，将上述反作用力F2设为2×10^-2N，将上述反作用力F3设为1.32×10^-1N，则根据上述数学式（1），上述阻力Fa为2.61×10N＝26.6g。

其结果为，若基于上述数学式（2），考虑某种程度的富余，则可以认为上述推力F0［N］需要具有3.0×10^-1N左右的大小。

此外，就产生上述3.0×10^-1N左右的大小的推力F0所需的动作空间150的内压P0［mmHg］而言，在将面向动作空间150的部分的隔膜130的内径设为

的情况下，根据的关系式，计算得到7.2mmHg。

根据以上的结果，将隔膜130的伴随动作空间150的内压变化而产生位移的部分的面积设为与流入口111a的开口面积相比足够大，由此，利用阀芯160将流入口111a完全闭合所需的、要求压电泵单元200A提供的输出功率无需很大，从而能够在很大程度上实现低耗电量化。此外，流入口111a的开口面积及隔膜130的伴随动作空间150的内压变化而产生位移的部分的面积都能够进行各种各样的变更，只要根据规格实现最优化即可。

接着，针对在本实施方式的流量控制阀32A中在隔膜130设置有阀芯160而获得的效果，进行说明。

为了确保能够调节压缩空气的流量的范围更大，需要隔膜130的弯曲变形量根据动作空间150的内压变化而变化得更敏锐。因此，隔膜130由上述的薄膜构成，以更易于产生弯曲变形。然而，利用越薄的膜来构成隔膜130，则其刚性变得越小，因此，会变为在隔膜130的局部容易产生变形的状态。

在此，假设在不将阀芯160设置于隔膜130，而通过使隔膜130直接抵接来堵塞流入口111a的情况下，基于压缩空气的压力与动作空间150内的压力之差，在与流入口111a相向的部分的隔膜130会产生局部的弯曲变形。其结果为，会产生如下的问题：难以通过使动作空间150的内压变化，来精确地控制流入口111a和与流入口111a相向的部分的隔膜130之间的距离。典型地，在隔膜130将流入口111a完全闭合的状态下使动作空间150的内压下降的情况下，由于产生上述局部的变形，出现压缩空气的流量瞬间增加的现象，从而变得不能够对压缩空气的流量进行微小控制。

与此相对地，像上述的本实施方式的流量控制阀32A那样，若在隔膜130设置由比隔膜130更硬的材料构成的阀芯160，则在设置有该阀芯160的部分，隔膜130的刚性变大，在该部分，能够抑制上述的局部的变形的产生。其结果为，能够通过使动作空间150的内压变化而精确地控制阀芯160与流入口111a之间的距离（即，上述距离L）。典型地，在阀芯160将流入口111a完全闭合的状态下使动作空间150的内压下降的情况下，由于不会产生上述局部的变形，所以能够使压缩空气的流量增加更微小的量，从而能够对压缩空气的流量进行精确的微小控制。

图7是表示本实施方式的流量控制阀的阀单元的另一个结构例的主要部分放大剖视图。在图6示出的阀单元100A中，例示了将堵塞阀芯160的流入口111a的主面构成为与流入口111a的开口面平行的情况，但是还能够像图7示出的阀单元那样，使堵塞该阀芯160的流入口111a的主面倾斜，利用不与流入口111a的开口面平行的倾斜面161来构成该主面。

在此，在采用如图6所示的结构的情况下，能够使将流入口111a完全闭合所需的压电泵单元200A的驱动电压变小，然而会产生压缩空气的流入量的变化相对于上述驱动电压的变化变得显著的问题，根据不同的情况，有时难以对压缩空气的流入量进行精确的流量控制。然而，若采用如图7示出的结构，虽然将流入口111a完全闭合所需的压电泵单元200A的驱动电压稍微变大，但相对于上述驱动电压的变化的压缩空气的流入量的变化变小，从而能够获得如下的优点：更加易于对压缩控制的流入量进行精确的流量控制。

这是因为，通过采用该结构，能够根据设置有阀芯160的部分的隔膜130的位移量，精确地控制为如下的三种状态：通过使阀芯160与流入口111a的周缘接触，使得阀芯160产生弹性变形，阀芯160紧贴于该周缘，从而将流入口111a完全闭合的状态；阀芯160不与流入口111a的周缘接触，从而流入口111a与压缩空间130以较大的面积连通的状态；介于上述两种状态之间的状态，即，阀芯160与上述周缘接触，但是流入口111a不被完全封闭，从而流入口111a与压缩空间130以较小的面积连通的状态。

此外，作为易于进行精确的流量控制的结构，如上述图7示出的结构以外，还可以考虑如下的各种各样的结构：使流入口111a的开口面倾斜的结构；通过以使隔膜130相对于流入口111a的开口面倾斜的方式进行配置，使阀芯160的移动方向与该流入口111a的开口面的法线方向相交的结构等。

图8是表示本实施方式的流量控制阀的阀单元的又一个结构例的主要部分放大剖视图。在图6示出的阀单元100A中，例示了用于堵塞阀芯160的流入口111a的主面是由平坦的面构成的情况，但是还可以像图8示出的阀单元那样，通过在该主面设置微小凹凸162来构成为非平坦面。即使在以这种方式构成的情况下，也能够易于进行精确的流量控制。

即，在构成为在阀芯160的与流入口111a相向的主面设置有微小凹凸的情况下，能够根据设置有阀芯160的部分的隔膜130的位移量，精确地控制为如下的状态：通过使阀芯160与流入口111a的周缘接触，使得阀芯160产生弹性变形，由此，微小凹凸中的凸部产生压缩变形，使阀芯160紧贴于该周缘，从而将流入口111a完全闭合的状态；阀芯160不与流入口111a的周缘接触，从而流入口111a与压缩空间130以较大的面积连通的状态；介于上述两种状态之间的状态，即，该微小凹凸中的凸部与上述周缘接触，但是流入口111a不被完全封闭，从而流入口111a与压缩空间130以较小的面积连通的状态，因此，能够更加易于进行精确的流量控制。

图9是表示基于本实施方式的血压计的减压测定法的动作流程的图，图10～图12是表示在遵照图9示出的动作流程的情况下的迅速加压过程、微速减压过程及迅速减压过程的具体的血压计的动作的图。另外，图13是在遵照图9示出的动作流程的情况下的压迫用空气袋的内压的随时间变化的曲线图。接着，参照这些图9～图13，说明在本实施方式的血压计1中在基于减压测定法来测定血压值的情况下的血压计1的具体的动作等。此外，遵照图9示出的流程图的程序事先存储在存储部22内，控制部20从存储部22读取并执行该程序，由此来执行相应的处理。

在基于减压测定法来测定血压值时，被测定者事先将袖带40卷绕装戴在上臂上，在该状态下，对设置在主体10的操作部23进行操作，来开启血压计1的电源。由此，从电源部24对控制部20供电，以使控制部20驱动。如图9所示，控制部20在驱动之后，首先，进行血压计1的初始化（步骤S101）。

接着，如图9所示，控制部20等待被测定者的测定开始的指示，在被测定者通过对操作部23进行操作而给予测定开始的指示的情况下，将流量控制阀32A完全闭合，并且使加压泵31驱动，使压迫用空气袋42的袖带压上升（步骤S102）。

具体来说，如图10所示，控制部20通过向加压泵驱动电路34发送规定的控制信号，来使加压泵31驱动，从该加压泵31朝向压迫用空气袋42送入压缩空气，并且通过向压电元件驱动电路35A发送规定的控制信号，来驱动压电泵单元200A，通过将作为动作介质的空气导入阀单元100A的动作空间150，使隔膜130弯曲变形，从而使阀芯160移动，由此，利用阀芯160将流入口111a完全闭合。此时，施加给压电元件260的驱动电压为具有能够利用阀芯160将流入口111a完全闭合的大小的电压。

该步骤S102相当于以比较快的加压速度对压迫用空气袋42进行加压的迅速加压过程。即，如图13所示，在该迅速加压过程中，袖带压按照规定的加压速度上升（参照时刻0～t11），随着袖带压的上升，使压迫用空气袋42膨胀，由此来压迫被测定者的上臂。

接着，如图9所示，控制部20判断袖带压是否达到了事先规定的规定压力（步骤S103）。在控制部20判断为袖带压没有达到规定压力的情况下（在步骤S103判断为“否”的情况下），使加压泵31继续驱动，在判断为袖带压达到规定压力的情况下（在步骤S103中判断为“是”的情况下），使加压泵31停止，开始利用流量控制阀32A进行排出压缩空气的流量控制（步骤S104）。在此，像图13示出的袖带压P10（时刻t11的袖带压）那样，将比通常的收缩压值大的压力作为上述规定压力。

具体来说，如图11所示，控制部20通过向加压泵驱动电路34发送规定的控制信号，来使加压泵31停止，并且通过向压电元件驱动电路35A发送规定的控制信号，降低输出功率来使压电泵单元200A继续驱动，通过减小动作空间150的内压，使隔膜130的弯曲变形减小，来使阀芯160移动，由此，略微开放流入口111a。其结果为，经由流量控制阀32A，逐渐地排出存在于压迫用空气袋42的内部的压缩空气。此时，施加给压电元件260的驱动电压为比能够利用阀芯160将流入口111a完全闭合的电压更低的电压，并且为能够将从流入口111a流入的压缩空气的流量限制为规定的流量的范围的电压。

在此，基于由压力传感器33检测出的袖带压的变化，来进行排出压缩空气的流量控制。

更详细来说，如图9所示，控制部20基于由压力传感器33检测出的袖带压的变化，来判断袖带压的加压速度是否与事先规定的目标速度一致（步骤S105）。在控制部20判断为袖带压的减压速度与事先规定的目标速度不一致的情况下（在步骤S105中判断为“否”的情况下），判断减压速度是否比目标速度大（步骤S106）。在控制部20判断为减压速度比目标速度大的情况下（在步骤S106中判断为“是”的情况下），略微提升用于驱动流量控制阀32A的驱动电压，使阀芯160朝向闭合方向移动，降低减压速度（步骤S107），在判断为减压速度比目标速度小的情况下（在步骤S106中判断为“否”的情况下），略微降低用于驱动流量控制阀32A的驱动电压，使阀芯160朝向打开方向移动，提高减压速度（步骤S108），此后，在任一种情况下，都继续对压缩空气的排出进行流量控制（返回步骤S105）。

另外，在控制部20判断为袖带压的减压速度与事先规定的目标速度一致的情况下（在步骤S105中判断为“是”的情况下），判断血压值测定是否结束（步骤S109），在判断为血压值测定没有结束的情况下（在步骤S109中判断为“否”的情况下），继续对压缩空气的排出进行流量控制（返回步骤S105）。此外，优选地，采用规定的等速减压速度，来作为上述目标速度。

该步骤S105～S109相当于对压迫用空气袋42逐渐地进行减压的微速减压过程。即，如图13所示，在该微速减压过程中，袖带压按照事先规定的目标速度逐渐下降（参照时刻t11～时刻t14），伴随着袖带压的下降，压迫用空气袋42逐渐收缩。

在该微速减压过程中，控制部20按照公知的顺序计算血压值。具体来说，控制部20基于从振荡电路36获得的振荡频率，提取脉搏波信息，基于所提取的脉搏波信息，计算收缩压值及舒张压值。由此，如图13所示，首先，计算出时刻t12的袖带压P11来作为收缩压值（SYS），接着，计算出时刻t13的袖带压P12，来作为舒张压值（DIA）。

如图9所示，在控制部20判断为血压值测定结束的情况下（在步骤S109中判断为“是”的情况下），通过使流量控制阀32A全部开放，使压缩空气迅速地排出，由此，使袖带压下降（步骤S110）。

具体来说，如图12所示，控制部20通过向压电元件驱动电路35A发送规定的控制信号，使压电泵单元200A停止，通过从阀单元100A的动作空间150导出作为动作介质的空气，来减小隔膜130的弯曲变形，使阀芯160移动，由此，使流入口111a处于完全开放的状态。其结果为，经由流量控制阀32A，迅速地排出存在于压迫用空气袋42的内部的压缩空气。

该步骤S110相当于对压迫用空气袋42进行迅速减压的迅速减压过程。即，如图13所示，在该迅速减压过程中，袖带压以规定的减压速度迅速地下降至大气压PA（参照时刻t14～时刻t15），伴随着袖带压的下降，压迫用空气袋42完全收缩，从而解除了对被测定者的上臂的压迫。

接着，如图9所示，控制部20在显示部21显示作为测定结果的血压值，并且将该血压值保存在存储部22内（步骤S111）。此后，控制部20等待被测定者的电源关断的指令，结束动作。

图14是表示基于本实施方式的血压计的加压测定法的动作流程的图，图15是表示在遵照图14示出的动作流程的情况下的微速加压过程的具体的血压计的动作的图。另外，图16是在遵照图14示出的动作流程的情况下的压迫用空气袋的内压的随时间变化的曲线图。接着，参照这些图14～图16，说明在本实施方式的血压计1中在基于加压测定法来测定血压值的情况下的血压计1的具体的动作等。此外，遵照图14示出的流程图的程序事先存储在存储部22内，控制部20从存储部22读取并执行该程序，由此来执行相应的处理。

在基于加压测定法来测定血压值时，被测定者事先将袖带40卷绕装戴在上臂上，在该状态下，对设置在主体10的操作部23进行操作，来开启血压计1的电源。由此，从电源部24对控制部20供电，以驱动控制部20。如图14所示，控制部20在其驱动之后，首先，进行血压计1的初始化（步骤S201）。

接着，如图14所示，控制部20等待被测定者的测定开始的指示，在被测定者通过对操作部23进行操作而给予测定开始的指示的情况下，将流量控制阀32A完全闭合，并且使加压泵31驱动，使压迫用空气袋42的袖带压上升（步骤S202）。此外，由于此时的具体的血压计1的动作与上述的图10示出的动作相同，在此，不重复进行说明。

该步骤S202相当于以比较快的加压速度对压迫用空气袋42进行加压的迅速加压过程。即，如图16所示，在该迅速加压过程中，袖带压按照规定的加压速度上升（参照时刻0～t21），随着袖带压的上升，使压迫用空气袋42膨胀，由此来压迫被测定者的上臂。

接着，如图14所示，控制部20判断袖带压是否达到了事先规定的规定压力（步骤S203）。在控制部20判断为袖带压没有达到规定压力的情况下（在步骤S203判断为“否”的情况下），使加压泵31继续驱动，在判断为袖带压达到规定压力的情况下（在步骤S203中判断为“是”的情况下），开始利用流量控制阀32A对压缩空气的排出进行流量控制（步骤S204）。在此，像图16示出的袖带压P20（时刻t21的袖带压）那样，将比通常的舒张压值小的压力作为上述规定压力。

具体来说，如图15所示，控制部20通过向压电元件驱动电路35A发送规定的控制信号，降低输出功率来使压电泵单元200A继续驱动，通过降低动作空间150的内压，使隔膜130的弯曲变形变小，以使阀芯160移动，由此，略微打开流入口111a。其结果为，经由流量控制阀32A，排出从加压泵31送入压迫用空气袋42的压缩空气的一部分。此时，施加给压电元件260的驱动电压为比能够利用阀芯160将流入口111a完全闭合的电压更小的电压，并且为能够将从流入口111a流入的压缩空气的流量限制为规定的流量的范围的电压。

在此，基于由压力传感器33检测出的袖带压的变化，来进行压缩空气的排出的流量控制。

更详细来说，如图14所示，控制部20基于由压力传感器33检测出的袖带压的变化，来判断袖带压的减压速度是否与事先规定的目标速度一致（步骤S205）。在控制部20判断为袖带压的加压速度与事先规定的目标速度不一致的情况下（在步骤S205中判断为“否”的情况下），判断加压速度是否比目标速度小（步骤S206）。在控制部20判断为加压速度比目标速度小的情况下（在步骤S206中判断为“是”的情况下），略微提升用于驱动流量控制阀32A的驱动电压，使阀芯160朝向闭合方向移动，提高加压速度（步骤S207），在判断为加压速度比目标速度大的情况下（在步骤S206中判断为“否”的情况下），略微降低用于驱动流量控制阀32A的驱动电压，使阀芯160朝向打开方向移动，降低加压速度（步骤S208），此后，在任一种情况下，都继续对压缩空气的排出进行流量控制（返回步骤S205）。

另外，在控制部20判断为袖带压的加压速度与事先规定的目标速度一致的情况下（在步骤S205中判断为“是”的情况下），判断血压值测定是否结束（步骤S209），在判断为血压值测定没有结束的情况下（在步骤S209中判断为“否”的情况下），继续对压缩空气的排出进行流量控制（返回步骤S205）。此外，优选地，采用规定的等速加压速度，来作为上述目标速度。

该步骤S205～S209相当于对压迫用空气袋42逐渐地进行加压的微速加压过程。即，如图16所示，在该微速加压过程中，袖带压按照事先规定的目标速度逐渐上升（参照时刻t21～时刻t24），伴随着袖带压的上升，使压迫用空气袋42逐渐膨胀。

在该微速加压过程中，控制部20按照公知的顺序计算血压值。具体来说，控制部20基于从振荡电路36获得的振荡频率，提取脉搏波信息，基于所提取的脉搏波信息，计算收缩压值及舒张压值。由此，如图16所示，首先，计算出时刻t22的袖带压P21来作为舒张压值（DIA），接着，计算出时刻t23的袖带压P22来作为收缩压值（SYS）。

如图14所示，在控制部20判断为血压值测定结束的情况下（在步骤S209中判断为“是”的情况下），通过使加压泵31停止，使流量控制阀32A完全开放，来使压缩空气迅速排出，由此，使袖带压下降（步骤S210）。此外，此时的具体的血压计1的动作与上述的图12示出的动作相同，因此，在此不重复进行说明。

该步骤S210相当于对压迫用空气袋42进行迅速减压的迅速减压过程。即，如图16所示，在该迅速减压过程中，袖带压以规定的减压速度迅速地下降至大气压PA（参照时刻t24～时刻t25），伴随着袖带压的下降，压迫用空气袋42完全收缩，从而解除了对被测定者的上臂的压迫。

接着，如图14所示，控制部20在显示部21显示作为测定结果的血压值，并且将该血压值保存在存储部22内（步骤S211）。此后，控制部20等待被测定者的电源关断的指令，结束动作。

通过采用以上说明的本实施方式那样的结构，能够实现能够构成为小型、轻量并且便宜、耗电量很小、能够易于进行流体的流量控制的流量控制阀，并且，能够实现能够构成为小型、轻量并且便宜、耗电量很小、能够易于进行应该从压迫用空气袋排出的压缩空气的流量控制的血压计。另外，若利用压电泵来作为像本实施方式这样的压力生成单元，则能够实现在减压动作时降低噪音的血压计。

图17及图18是本实施方式的第一及第二变形例的流量控制阀的阀单元的剖视示意图，图19是本实施方式的第三变形例的流量控制阀的剖视示意图。接着，参照这些图17～图19，针对本实施方式的第一～第三变形例的流量控制阀进行说明。

如图17所示，第一变形例的流量控制阀的阀单元100B与上述的本实施方式的流量控制阀32A的阀单元100A的不同点在于下壳120的结构。具体来说，在阀单元100B的下壳120设置有规制部122，该规制部122限制隔膜130朝向动作空间150一侧产生的弯曲变形。该规制部122设置成从下壳120的面向动作空间150的部分朝向上壳110一侧突出，在隔膜130不产生弯曲变形的状态下，该规制部122与该隔膜130的动作空间150一侧的主面抵接。

通过设置成具备有这种阀单元100B的流量控制阀，能够防止在使应该进行流量控制的压缩空气迅速地排出的情况下等，隔膜130产生过大的弯曲变形，从而能够防止隔膜130的破损。因此，除了上述的效果以外，还获得能够实现高可靠性的流量控制阀的效果。

如图18所示，第二变形例的流量控制阀的阀单元100C与上述的本实施方式的流量控制阀32A的阀单元100A的不同点在于隔膜130的结构。具体来说，阀单元100C所具备的隔膜130具有平板状的形状，不具备上述的本实施方式的流量控制阀32A的阀单元100A所具备的、通过加工成波状而形成的易变形部131。在这种平板状的隔膜130的情况下，也能够获得与上述的效果相同的效果。

如图19所示，第三变形例的流量控制阀32A’为将阀单元100D和压电泵单元200B一体构成的流量控制阀。具体来说，在上述的本实施方式的流量控制阀32A中，经由连接管52连接阀单元100A和压电泵单元200A，而在本变形例的流量控制阀32A’中，在阀单元100D的下壳120设置有凹状的连接部121’，在压电泵单元200B的上部侧罩体设置有凸状的喷出部211，通过使这些连接部121’及喷出部211嵌合，不需要连接管52，将阀单元100D和压电泵单元200B一体化。此外，为了使固定更坚固，除了上述嵌合以外，还可以利用螺丝等的紧固构件来固定上述这些单元。

通过采用这种结构，除了能够获得上述的效果以外，还能够获得能够构成为小型并且便宜的流量控制阀的效果，并且由于能够将压电泵单元200A的喷出口211a与动作空间150之间的连通路的容积最小化，所以能够获得能够提高流量控制的响应特性的效果。

（第二实施方式）

本发明的第二实施方式的血压计与上述的本发明的第一实施方式的血压计1的不同点在于流量控制阀所具备的压力生成单元，除此以外都相同。在本实施方式中，具体来说，流量控制阀32由后述的流量控制阀32B构成，该流量控制阀32B由阀单元100A及马达泵单元300以及放泄阀单元400构成，流量控制阀驱动电路35由控制设置于马达泵单元300的马达360的驱动的马达驱动电路35B构成（参照图20、图23～图25等）。下面，针对本实施方式的流量控制阀32B，进行详细的说明。

图20是本实施方式的流量控制阀的剖视示意图。另外，图21A及图21B是表示图20示出的流量控制阀的马达泵单元的动作状况的剖视示意图，图22A及图22B是表示图20示出的流量控制阀的放泄阀单元的结构的侧视图及表示动作状况的剖视示意图。接着，参照这些图20～图22B，针对本实施方式的流量控制阀32B的具体的结构、马达泵单元300的动作及放泄阀单元400的动作进行说明。此外，在图21A及图21B、图22B中，分别用箭头示意性地表示作为动作介质的空气的流动。

如图20所示，通过组合阀单元100A、作为压力生成单元的马达泵单元300和放泄阀单元400，来构成本实施方式的流量控制阀32B。阀单元100A、马达泵单元300和放泄阀单元400经由连接管53彼此连接。另外，流量控制阀32B经由连接管51分别与压迫用空气袋42、加压泵31及压力传感器33连接。

在本实施方式的流量控制阀32B中，应该进行流量控制的压缩空气能够经由上述连接管51从压迫用空气袋42流入到阀单元100A，作为动作介质的空气能够经由上述连接管53从马达泵单元300向阀单元100A导入，另外，作为动作介质的空气能够经由上述连接管53从阀单元100A导出至放泄阀单元400。因此，在流量控制阀32B中，通过控制马达泵单元300的驱动，能够使存在于阀单元100A的作为动作介质的空气的压力发生变化，由此对流入阀单元100A的压缩空气的流量进行调节，从而能够可变地控制从阀单元100A流出的压缩空气的流量。此外，就阀单元100A的结构而言，与上述的本发明的第一实施方式的阀单元的结构相同，因此，在此不重复进行说明。

如图20所示，马达泵单元300主要具有罩体301、第一阀芯330、第二阀芯340、马达360。通过组合组装有第一阀芯330的平板状的上部侧罩体310和组装有马达360的下部侧罩体320，来构成罩体301，并且通过这些上部侧罩体310和下部侧罩体320来夹持第二阀芯340。

在上部侧罩体310的规定位置设置有连接有连接管53的喷出部311，在该喷出部311设置有喷出作为动作介质的空气的喷出口311a。另外，在下部侧罩体320的面向喷出口311a的部分设置有连通路353。

在上部侧罩体310的另一个规定位置以贯穿该上部侧罩体310的方式设置有连通路351，在位于上部侧罩体310的上表面一侧的连通路351的开口端形成有吸入作为动作介质的空气的吸入口312a。另外，第一阀芯330的逆止阀部331能够堵塞位于上部侧罩体310的下表面一侧的连通路351的开口端。

第二阀芯340在其内部具有中空部，该中空部配设成面向第一阀芯330的逆止阀部331。包括上述中空部并且主要由第一阀芯330和第二阀芯340规定的空间，相当于抽取空间（泵室）350。另外，在上部侧罩体310的面向抽取空间350的部分设置有连通路352。

设置在上述的上部侧罩体310的连通路352的一部分与设置在下部侧罩体320的连通路353的一部分以彼此面对面的方式进行配置，在该连通路352与连通路353面对面的部分，能够利用第二阀芯340的逆止阀部341堵塞连通路352。

沿着图中的箭头C方向旋转的马达360的驱动轴361经由动力传递构件371～373与第二阀芯340的下端连接。由此，利用上述动力传递构件371～373将在马达360的驱动轴361产生的旋转运动转换成沿着大致上下方向的往复运动。其结果为，上述马达360驱动第二阀芯340的下端上下移动，由此，在上述的抽取空间350产生脉动。

另外，如图20所示，放泄阀单元400具有：罩体410，其具有有底筒状的形状；阀芯420，其具有有底筒状的形状，内插在该罩体410内。在罩体410的规定位置设置有连接部411，在该连接部411设置有使作为动作介质的空气流入的开口411a。

如图22A所示，通过在阀芯420的与开口411a连通的部分形成狭缝状的切痕421，来设置漏出口421。该漏出口421经由阀芯420的中空部422与排出口423a连通。

图21A及图21B都示出了使马达泵单元300动作的状态。在该动作状态下，通过对马达360施加规定的电压，使马达360的驱动轴361产生旋转运动，通过将该旋转运动转换成第二阀芯340的下端的上下移动，来在抽取空间350产生脉动。

此时，如图21A所示，在抽取空间350被膨胀的状态下，在抽取空间350产生负压，随之，开放第一阀芯330的逆止阀部331，并且堵塞第二阀芯340的逆止阀部341。由此，从吸入口220a经由连通路351将作为动作介质的空气吸入至抽取空间350。

此后，如图21B所示，在抽取空间350被压缩的状态下，在抽取空间350产生正压，随之，堵塞第一阀芯330的逆止阀部331，并且开放第二阀芯340的逆止阀部341。由此，经由连通路352、353从喷出口311a喷出作为动作介质的空气。

通过重复以上的动作，使马达泵单元300发挥使作为动作介质的空气从喷出口311a连续地喷出的泵功能。

在此，马达泵单元300与上述的压电泵单元200A不同，在停止马达泵单元300的驱动的状态下，不发挥泄漏功能。即，即使在马达泵单元300的吸入口312a一侧的压力（通常为大气压）比喷出口311a一侧的压力（即，与喷出部311连接的阀单元100A的动作空间150的内压）低的条件下，由于上述的第一阀芯330及第二阀芯340的逆止阀功能，作为动作介质的空气不从喷出口311a一侧流向吸入口312a一侧。

因此，在本实施方式中，通过将上述的放泄阀单元400以与阀单元100A的动作空间150连通的方式附设于连接管53，来利用该放泄阀单元400发挥泄漏功能，由此，能够使阀单元100A的动作空间150的内压下降。

如图22B所示，在放泄阀单元400的排出口423a一侧的压力（通常为大气压）与开口411a一侧的压力（即，与连接部411连接的阀单元100A的动作空间150的内压）相比足够低的条件下，产生如图所示的空气的流动。即，作为动作介质的空气从开口411a经由漏出口421流入阀芯420的中空部422，此后，从排出口423a排出该作为动作介质的空气。此外，由于漏出口421由切痕形成，所以该漏出口421具有相当大程度的流动阻力，只要与开口411a一侧的压力相比，排出口423a一侧的压力变得不够低，就不会产生上述的空气的流动。

像这样，在本实施方式的流量控制阀32B中，马达泵单元300发挥使阀单元100A的动作空间150的内压升压的泵功能，放泄阀单元400发挥使阀单元100A的动作空间150的内压下降至恢复到大气压的泄漏功能。

图23～图25是表示在本实施方式的血压计中在遵照减压测定法的动作流程进行血压测定的情况下的迅速加压过程、微速减压过程及迅速减压过程中的具体的血压计的动作的图。接着，参照这些图23～图25，说明在本实施方式的血压计中在基于减压测定法来测定血压值的情况下的血压计的具体的动作。

如图23所示，在本实施方式的血压计中，在迅速加压过程中，控制部20通过向加压泵驱动电路34发送规定的控制信号，使加压泵31驱动，从该加压泵31向压迫用空气袋42送入压缩空气，并且通过向马达驱动电路35B发送规定的控制信号，来驱动马达泵单元300，通过将作为动作介质的空气导入至阀单元100A的动作空间150，使隔膜130产生弯曲变形，以使阀芯160移动，由此，利用阀芯160将流入口111a完全闭合。此时，施加给马达360的驱动电压为能够利用阀芯160将流入口111a完全闭合的电压。此外，在决定该驱动电压时，需要考虑作为动作介质的空气的一部分经由放泄阀单元400漏出这一点。

如图24所示，在本实施方式的血压计中，在微速减压过程下，控制部20通过向加压泵驱动电路34发送规定的控制信号，来使加压泵31停止，并且通过向马达驱动电路35B发送规定的控制信号，降低输出功率使马达泵单元300继续驱动，通过减小动作空间150的内压，使隔膜130的弯曲变形变小，以使阀芯160移动，由此，略微开放流入口111a。其结果为，经由流量控制阀32A逐渐地排出存在于压迫用空气袋42的内部的压缩空气。此时，施加给马达360的驱动电压为比能够利用阀芯160将流入口111a完全闭合的电压更小的电压，并且为能够将从流入口111a流入的压缩空气的流量限制为规定的流量的范围的电压。此外，在决定该驱动电压时，需要考虑作为动作介质的空气的一部分经由放泄阀单元400漏出这一点。

如图25所示，在本实施方式的血压计中，在迅速减压过程中，控制部20通过向马达驱动电路35B发送规定的控制信号，来使马达泵单元300停止，通过从阀单元100A的动作空间150导出作为动作介质的空气，来减小隔膜130的弯曲变形，以使阀芯160移动，由此，使得流入口111a处于完全开放的状态。其结果为，经由放泄阀单元400迅速地排出存在于压迫用空气袋42的内部的压缩空气。

此外，虽然在此省略说明，但是，在本实施方式的血压计中，也能够遵照基于加压测定方式的动作流程来测定血压值，测定血压值的动作与上述的本发明的第一实施方式的血压计的情况相同。

在采用以上说明的本实施方式那样的结构的情况下，也与采用上述的本发明的第一实施方式那样的结构的情况相同，能够实现能够构成为小型、轻量、便宜且耗电量很小、能够易于进行流体的流量控制的流量控制阀，并且，能够实现能够构成为小型、轻量、便宜且耗电量很小、能够易于进行应该从压迫用空气袋排出的压缩空气的流量控制的血压计。

图26是本实施方式的变形例的流量控制阀的马达泵单元的主要部分放大剖视图。接着，参照该图26，针对本实施方式的变形例的流量控制阀的马达泵单元进行说明。

如图26所示，本变形例的流量控制阀的马达泵单元与上述的本实施方式的流量控制阀32B的马达泵单元的不同点在于第一阀芯330及第二阀芯340的结构。具体来说，在本变形例的流量控制阀的马达泵单元中，通过在第一阀芯330的逆止阀部331及第二阀芯340的逆止阀部341附设多个微小的凹凸332、342，来形成粗糙面，由此，有意地降低逆止阀部331、341的密封性。因此，该逆止阀部331、341发挥使作为动作介质的空气泄漏的功能。

通过以上述方式构成，不需要另外设置上述的放泄阀单元400。因此，除了能够获得上述的效果以外，还能够获得能够构成为进一步小型、轻量并且便宜的流量控制阀及具有该流量控制阀的血压计的效果。

在以上说明的本发明的实施方式及其变形例中，例示了利用压电泵或马达泵来作为压力生成单元的情况，当然，还能够利用其它的泵（包括鼓风机（blower））。

另外，在上述的本发明的实施方式及其变形例中，例示并说明了通过从外部向动作空间导入动作介质且从外部向动作空间导出动作介质来在动作空间内产生内压变动的流量控制阀，但是还能够以通过密封该动作空间来密封动作介质并且通过使被密封的动作介质的容积变动等来产生动作空间的内压变动的方式构成流量控制阀。

另外，在上述的本发明的实施方式及其变形例中，例示并说明了被流量控制的流体为压缩空气且利用空气来作为动作介质的情况，但本发明的适用对象不限于此，被流量控制的流体可以为压缩空气以外的高压的气体或在压缩环境下的液体等，另外，动作介质也可以为空气以外的气体或液体等。

另外，能够根据需要，将在上述的本发明的实施方式及其变形例中示出的具有特征的结构彼此组合。

而且，在上述的本发明的实施方式及其变形例中，作为血压信息测定装置，例示并说明了测定收缩压值、舒张压值等血压值的上臂式血压计，但除此以外，本发明还能够应用于手腕式血压计或足部血压计，以及能够测定脉搏波或脉搏、由AI（Augmentation Index：增强指数）值代表的表示动脉硬化度的指标、平均血压值、血氧饱和度等的血压信息测定装置。

像这样，本次公开的上述实施方式及其变形例在所有的方面都为例示，而非限定。本发明的技术的范围由权利要求的范围来划定，另外，包含与权利要求的记载等同的思想及范围内的所有的变更。

附图标记说明

1血压计，

10主体，

20控制部，

21显示部，

22存储部，

23操作部，

24电源部，

30压迫用空气系统组件，

31加压泵，

32、32A、32A’、32B流量控制阀，

33压力传感器，

34加压泵驱动电路，

35流量控制阀驱动电路，

35A压电元件驱动电路，

35B马达驱动电路，

36振荡电路，

40袖带，

41外装罩，

42压迫用空气袋，

50空气管，

51～53连接管，

100A～100D阀单元，

101壳体，

110上壳，

111流入部，

111a流入口，

112流出部，

112a流出口，

120下壳，

121、121’连接部，

121a开口，

122规制部，

125密封构件，

130隔膜，

131易变形部，

140流动空间，

150动作空间，

160阀芯，

161倾斜面，

162微小凹凸，

200A、200B压电泵单元，

201罩体，

210上部侧罩体，

211喷出部，

211a喷出口，

212第一支撑构件，

213第二支撑构件，

220下部侧罩体，

220a吸入口，

231薄板部，

231a微细连通孔，

232振动板部，

240抽取空间，

250周围空间，

260压电元件，

300马达泵单元，

301罩体，

310上部侧罩体，

311喷出部，

311a喷出口，

312a吸入口，

320下部侧罩体，

330第一阀芯，

331逆止阀部，

332凹凸，

340第二阀芯，

341逆止阀部，

342凹凸，

350抽取空间，

351～353连通路，

360马达，

361驱动轴，

371～373动力传递构件，

400放泄阀单元，

410罩体，

411连接部，

411a开口，

420阀芯，

421漏出口，

422中空部，

423a排出口。

Claims (17)

1.一种流量控制阀，能够可变地控制流体的流量，其特征在于，

具有：

壳体（101），设置有所述流体流入的流入口（111a）及所述流体流出的流出口（112a），

隔膜（130），将所述壳体（101）内的空间划分为所述流体流动的流动空间（140）和存在动作介质的动作空间（150），

阀芯（160），设置于所述隔膜（130）的与所述流入口（111a）相向的部分，

所述隔膜（130）伴随着所述动作空间（150）的内压变化而位移，使得所述阀芯（160）移动，以使所述阀芯（160）与所述流入口（111a）之间的距离发生变化，从而调节从所述流入口（111a）流入所述流动空间（140）的所述流体的流量，由此能够可变地控制从所述流出口（112a）流出的所述流体的流量。

2.如权利要求1所述的流量控制阀，其特征在于，

所述隔膜（130）的伴随着所述动作空间（150）的内压变化而位移的部分的面积，大于所述流入口（111a）的开口面积。

3.如权利要求1所述的流量控制阀，其特征在于，

所述阀芯（160）具有在所述阀芯（160）与所述流入口（111a）之间的距离变为零的状态下完全堵塞所述流入口（111a）的大小。

4.如权利要求1所述的流量控制阀，其特征在于，

所述阀芯（160）由弹性材料构成。

5.如权利要求1所述的流量控制阀，其特征在于，

所述阀芯（160）由比所述隔膜（130）更硬的材料构成。

6.如权利要求1所述的流量控制阀，其特征在于，

所述阀芯（160）的与所述流入口（111a）相向的主面具有微小凹凸（162）。

7.如权利要求1所述的流量控制阀，其特征在于，

在所述壳体（101）设置有用于导入及导出所述动作介质的开口（121a）。

8.如权利要求7所述的流量控制阀，其特征在于，

还具有压力生成单元，所述压力生成单元通过所述开口（121a）导入及导出所述动作介质，使得所述动作空间（150）的内压发生变化。

9.如权利要求8所述的流量控制阀，其特征在于，

所述压力生成单元包括吸入并喷出所述动作介质的泵。

10.如权利要求9所述的流量控制阀，其特征在于，

若将从所述泵的吸入口侧朝向喷出口侧的方向设为正方向，则在所述吸入口侧的压力比所述喷出口侧的压力低的条件下，所述泵能够向与所述正方向相反的反方向排出所述动作介质。

11.如权利要求10所述的流量控制阀，其特征在于，

所述泵为通过组装有压电元件（260）的振动板部（232）的振动来吸入并喷出所述动作介质的压电泵（200A、200B）。

12.如权利要求9所述的流量控制阀，其特征在于，

若将从所述泵的吸入口侧朝向该泵的喷出口侧的方向设为正方向，则在所述吸入口侧的压力比所述喷出口侧的压力低的条件下，所述泵不能够向与所述正方向相反的反方向排出所述动作介质，

在该情况下，以与所述动作空间（150）连通的方式设置有放泄阀（400）。

13.如权利要求9所述的流量控制阀，其特征在于，

所述壳体（101）固定于所述压力生成单元的罩体，由此所述壳体（101）和所述压力生成单元成为一体。

14.如权利要求1所述的流量控制阀，其特征在于，

从所述流入口（111a）流入所述流动空间（140）的所述流体为压缩至比大气压高的气压的压缩空气，

存在于所述动作空间（150）的所述动作介质为气压比所述压缩空气低的空气。

15.一种血压信息测定装置，其特征在于，

具有权利要求14所述的流量控制阀，来作为用于对压迫用流体袋（42）的内压进行减压的排出阀（32），其中，所述压迫用流体袋（42）用于压迫身体。

16.如权利要求15所述的血压信息测定装置，其特征在于，

在测定时，以使所述压迫用流体袋（42）的内压微速减小的方式控制作为所述排出阀（32）的所述流量控制阀的驱动，由此，基于减压测定法，至少计算出收缩压值及舒张压值，

在测定结束之后，以使所述压迫用流体袋（42）的内压迅速减小的方式控制作为所述排出阀（32）的所述流量控制阀的驱动。

17.如权利要求15所述的血压信息测定装置，其特征在于，

在测定时，以使所述压迫用流体袋（42）的内压微速增加的方式控制作为所述排出阀（32）的所述流量控制阀的驱动，由此，基于加压测定法，至少计算出收缩压值及舒张压值，

在测定结束之后，以使所述压迫用流体袋（42）的内压迅速减小的方式控制作为所述排出阀（32）的所述流量控制阀的驱动。

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