JP2014055607A - 流量制御弁およびこれを備えた血圧情報測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】精緻な流量の制御が可能なソレノイド制御方式の流量制御弁を提供する。
【解決手段】流量制御弁１００Ａは、ソレノイドコイル１２１が巻回されたボビン１２０と、ボビン１２０に摺動可能に内挿されたプランジャ１４０と、流体が流出する流出口１３２が設けられたコア１３０と、プランジャ１４０をコア１３０から遠ざける方向に付勢するスプリング１６０と、流出口１３２に対向配置されるようにプランジャ１４０に組付けられた弁体１５０Ａとを備える。弁体１５０Ａは、非作動時において流出口１３２から離れた第１の位置に配置される。プランジャ１４０は、作動時においてスプリング１６０の付勢力に抗してコア１３０側に引き寄せられ、弁体１５０Ａが流出口１３２を閉塞する第２の位置にある状態においてコア１３０に対して非接触である。
【選択図】図３

Description

本発明は、流体の流量を可変に制御可能な流量制御弁およびこれを備えた血圧情報測定装置に関し、より特定的には、ソレノイド式流量制御弁および当該ソレノイド式流量制御弁を圧迫用流体袋の内圧を減圧させるための排出弁として備えた血圧情報測定装置に関する。

被験者の血圧情報を測定することは、被験者の健康状態を知る上で非常に重要なことである。近年においては、たとえば脳卒中や心不全、心筋梗塞等の心血管系疾患のリスク解析に資する代表的な指標としてその有用性が広く認められている収縮期血圧値、拡張期血圧値を測定することに限られず、被験者の脈波を測定することによって心臓負荷や動脈硬化度を捉える試み等もなされている。

血圧情報測定装置は、これら血圧情報を測定するための装置であり、循環器系疾患の早期発見や予防、治療等の分野においてさらなる活用が期待されている。なお、血圧情報には、収縮期血圧値、拡張期血圧値、平均血圧値、脈波、脈拍、動脈硬化度を示す各種指標等、循環器系の種々の情報が広く含まれる。

一般に、血圧情報の測定には、血圧情報測定装置用カフ（以下、単にカフとも称する）が利用される。ここで、カフとは、内空を有する流体袋を含む帯状または環状の構造物であって生体の一部に装着が可能なものを意味し、気体や液体等の流体を上記内空に注入することによって流体袋を膨張させて動脈を圧迫することで血圧情報の測定に利用されるもののことを指す。

通常、血圧情報測定装置には、流体袋の内圧を加減圧するための加減圧機構として、加圧ポンプおよび排出弁が設けられる。このうち、排出弁は、加圧ポンプによって加圧された流体袋の内圧を閉状態において維持し、開状態において減圧するためのものである。当該排出弁としては、流体袋の内圧を減圧する際にその動作が制御されることで排出流量が可変に制御可能な流量制御弁が好適に使用される。

流量制御弁としては、流出口に対向するように弁体を設け、当該弁体を可動軸を用いてスライド移動させることで流出口と弁体との間の距離を可変に制御し、これにより流出流量の制御を行なう方式のものが使用される。この種の流量制御弁は、その駆動方式の違いにより、リニア式流量制御弁とソレノイド式流量制御弁とに大別される。

リニア式流量制御弁は、永久磁石と電磁コイルとを利用し、このうちの一方を可動軸に設けることで可動軸をスライド移動させる方式のものである。一方、ソレノイド式流量制御弁は、可動軸としてのプランジャ（可動鉄心）と、流出口が設けられたコア（固定鉄心）と、ソレノイドコイルとを利用し、ソレノイドコイルを用いてプランジャをスライド移動させる方式のものである。

このうち、リニア式流量制御弁は、装置構成が比較的複雑であり、そのため軽量化や小型化が困難であるといった問題や、強力な永久磁石を必要とするため製造コストが増大してしまうといった問題がある。これに対し、ソレノイド式流量制御弁は、装置構成が比較的簡素であるため、その軽量化や小型化が可能であり、また永久磁石を必要としないため、製造コストが削減できる利点がある。

したがって、血圧情報測定装置に具備される流量制御弁としては、ソレノイド式流量制御弁が特に好適であることになる。なお、ソレノイド式流量制御弁の具体的な構成が開示された文献としては、たとえば特開平９−１３５８１７号公報（特許文献１）や特開２００４−１８５２６８号公報（特許文献２）、特開２００６−２９３６２号公報（特許文献３）等がある。

特開平９−１３５８１７号公報 特開２００４−１８５２６８号公報 特開２００６−２９３６２号公報

しかしながら、上述した特許文献１ないし３に開示される如くの従来のソレノイド式流量制御弁は、血圧情報測定装置において要求される如くの精緻な流量の制御には必ずしも十分に対応できていない問題があった。

すなわち、ソレノイド式流量制御弁にあっては、ソレノイドコイルに通電を行なうことによって磁束を発生させ、これによりプランジャをコアに引き寄せる（吸着させる）ことでプランジャをスライド移動させるものであるため、その際に生じる吸着力（換言すれば、プランジャの駆動力）は、磁束密度の変化に伴ってコアとプランジャとの間の距離の２乗に反比例することになる。

そのため、実際に流量制御が可能となるコアとプランジャとが近づいたコア―プランジャ間距離が非常に小さい範囲においては、得られるプランジャの駆動力が大きい反面、駆動電圧を変化させてプランジャを移動させることで流量を変化させる際に、僅かでも当該駆動電圧が変化することでプランジャの駆動力とプランジャの移動距離とが急激に増減してしまうことになる。したがって、プランジャの駆動力および移動距離を精緻に制御することが困難となり、結果として精緻な流量の制御が事実上行なえないものとなっていた。

その結果、上述した従来のソレノイド式流量制御弁を具備した血圧情報測定装置においては、これのみでは圧迫用流体袋の精緻な加減圧を十分に制御することができないため、当該流量制御弁を単なる急速排出弁としてのみ利用することとし、別途、ゴム弁等を利用した微速排気弁を含む流量制御機構を具備させる構成とすることが一般的であった。

しかしながら、当該構成の血圧情報測定装置とした場合には、当然に装置構成が複雑化することになり、小型化や軽量化、製造コストの削減といった点で不利なものとなってしまう問題があった。

したがって、本発明は、上述した問題を解決すべくなされたものであり、精緻な流量の制御が可能なソレノイド制御方式の流量制御弁を提供することを目的とするとともに、当該流量制御弁を排出弁として備えることで圧迫用流体袋の内圧を精緻に制御することが可能な簡素な構成の血圧情報測定装置をあわせて提供することを目的とする。

本発明に基づく流量制御弁は、流体の流量を可変に制御可能なものであって、磁束を発生させるためのソレノイドコイルと、上記ソレノイドコイルが巻回されたボビンと、上記ボビンに摺動可能に内挿されたプランジャと、流体が流出する流出口が設けられたコアと、上記プランジャを上記コアから遠ざける方向に付勢する付勢手段と、上記流出口に対向配置された弁体とを備えている。上記弁体は、上記ソレノイドコイルが無通電状態にある非作動時において、上記流出口から離れた第１の位置に配置される。上記本発明に基づく流量制御弁においては、上記ソレノイドコイルが通電状態にある作動時において、上記付勢手段による付勢力に抗して上記プランジャが駆動されることにより、上記弁体が上記流出口に近づく方向に移動させられ、これにより上記弁体と上記流出口との間の距離が変化することで上記流出口から流出する流体の流量が調節される。上記本発明に基づく流量制御弁においては、上記弁体が上記流出口を閉鎖する第２の位置にある状態において、上記プランジャが、上記コアに対して非接触であることを特徴としている。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記弁体が流量を制御する第３の位置にある状態において、上記プランジャが、上記弁体が上記第１の位置にある状態における位置と、上記弁体が上記第２の位置にある状態における位置との間に配置されていることが好ましい。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記弁体が上記第２の位置にある状態において、上記プランジャと上記コアとの間の距離が、０．２ｍｍ以上離れていることが好ましい。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記弁体が、上記プランジャの上記コアに対向する主面に固定されることで上記プランジャに組付けられていることが好ましい。また、その場合には、上記弁体の少なくとも一部が、上記プランジャの上記コアに対向する主面よりも上記コア側に向けて突出して位置していることが好ましい。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記弁体の一部が上記コアに固定されることにより、上記弁体が、上記コアに組付けられていてもよい。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記弁体が、弾性部材にて構成されていることが好ましい。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記弁体の上記流出口に対向する主面が、上記流出口に対して傾斜していることが好ましい。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記弁体の上記流出口に対向する主面が、微小凹凸を有していることが好ましい。

上記本発明に基づく流量制御弁にあっては、上記プランジャの上記コアに対向する主面および上記コアの上記プランジャに対向する主面のうちの一方が、窪んだ形状を有しているとともに、上記プランジャの上記コアに対向する主面および上記コアの上記プランジャに対向する主面のうちの他方が、膨らんだ形状を有していることが好ましい。

本発明に基づく血圧情報測定装置は、上記本発明に基づく流量制御弁を、生体を圧迫するための圧迫用流体袋の内圧を減圧させるための排出弁として備えていることを特徴としている。

上記本発明に基づく血圧情報測定装置にあっては、測定時において、上記圧迫用流体袋の内圧が微速減圧されるように上記排出弁としての上記流量制御弁の駆動が制御されることにより、少なくとも収縮期血圧値および拡張期血圧値が減圧測定法に基づいて算出されることが好ましく、また、測定完了後において、上記圧迫用流体袋の内圧が急速減圧されるように上記排出弁としての上記流量制御弁の駆動が制御されることが好ましい。

上記本発明に基づく血圧情報測定装置にあっては、測定時において、上記圧迫用流体袋の内圧が微速加圧されるように上記排出弁としての上記流量制御弁の駆動が制御されることにより、少なくとも収縮期血圧値および拡張期血圧値が加圧測定法に基づいて算出されることが好ましく、また、測定完了後において、上記圧迫用流体袋の内圧が急速減圧されるように上記排出弁としての上記流量制御弁の駆動が制御されることが好ましい。

本発明によれば、精緻な流量の制御が可能なソレノイド制御方式の流量制御弁を提供することが可能になるとともに、当該流量制御弁を排出弁として備えることで圧迫用流体袋の内圧を精緻に制御することが可能な簡素な構成の血圧情報測定装置を提供することが可能になる。

本発明の実施の形態１における血圧計の外観構造を示す斜視図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の機能ブロックの構成を示す図である。 本発明の実施の形態１における流量制御弁の模式断面図である。 図３に示す流量制御弁の開放状態を示す要部拡大断面図である。 図３に示す流量制御弁の閉鎖状態を示す要部拡大断面図である。 図３に示す流量制御弁の流量制限状態を示す要部拡大断面図である。 実施例および従来例に係る流量制御弁のコア―プランジャ間距離とプランジャの駆動力との関係を示すグラフである。 従来例に係る流量制御弁の模式断面図である。 図８に示す流量制御弁の閉鎖状態を示す要部拡大断面図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の減圧測定法に基づいた動作フローを示す図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の図１０に示す動作フローに従った場合の急速加圧過程における具体的な動作を示す図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の図１０に示す動作フローに従った場合の微速減圧過程における具体的な動作を示す図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の図１０に示す動作フローに従った場合の急速減圧過程における具体的な動作を示す図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の図１０に示す動作フローに従った場合の圧迫用空気袋の内圧の経時的な変化を示すグラフである。 本発明の実施の形態１における血圧計の加圧測定法に基づいた動作フローを示す図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の図１５に示す動作フローに従った場合の微速加圧過程における具体的な動作を示す図である。 本発明の実施の形態１における血圧計の図１５に示す動作フローに従った場合の圧迫用空気袋の内圧の経時的な変化を示すグラフである。 本発明の実施の形態１に従った第１変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。 本発明の実施の形態１に従った第２変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。 本発明の実施の形態１に従った第３変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。 本発明の実施の形態１に従った第４変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。 本発明の実施の形態１に従った第５変形例に係る流量制御弁の模式断面図である。 本発明の実施の形態１に従った第６変形例に係る流量制御弁の模式断面図である。 本発明の実施の形態１に従った第７変形例に係る流量制御弁の模式断面図である。 本発明の実施の形態２における流量制御弁の模式断面図である。 図２５に示す流量制御弁の開放状態を示す要部拡大断面図である。 図２５に示す流量制御弁の閉鎖状態を示す要部拡大断面図である。 図２５に示す流量制御弁の流量制限状態を示す要部拡大断面図である。

以下、本発明の実施の形態について、図を参照して詳細に説明する。以下に示す実施の形態においては、血圧情報測定装置として、被験者の上腕にカフが装着されて使用されることで被験者の収縮期血圧値および拡張期血圧値が測定可能に構成された、いわゆる上腕式血圧計を例示して説明を行なう。なお、以下に示す実施の形態においては、同一のまたは共通する部分について図中同一の符号を付し、その説明は繰り返さない。

（実施の形態１）
図１は、本発明の実施の形態１における血圧計の外観構造を示す斜視図であり、図２は、機能ブロックの構成を示す図である。まず、これら図１および図２を参照して、本実施の形態における血圧計１の構成について説明する。

図１に示すように、本実施の形態における血圧計１は、本体１０と、カフ４０と、エア管５０とを備えている。本体１０は、箱状の筐体を有しており、その上面に表示部２１および操作部２３を有している。本体１０は、測定時においてテーブル等の載置面に載置されて使用される。カフ４０は、帯状でかつ袋状の外装カバー４１と、当該外装カバー４１に内包された圧迫用流体袋としての圧迫用空気袋４２とを主として有しており、全体として略環状の形態を有している。カフ４０は、測定時において被験者の上腕に巻き付けられて装着されることで使用される。エア管５０は、分離して構成された本体１０とカフ４０とを接続している。

図２に示すように、本体１０は、上述した表示部２１および操作部２３に加え、制御部２０と、メモリ部２２と、電源部２４と、加圧ポンプ３１と、排出弁としての流量制御弁１００Ａと、圧力センサ３３と、加圧ポンプ駆動回路３４と、流量制御弁駆動回路３５と、発振回路３６とを有している。加圧ポンプ３１、流量制御弁１００Ａおよび圧力センサ３３は、血圧計１に具備される圧迫用エア系コンポーネント３０に相当し、特に加圧ポンプ３１および流量制御弁１００Ａは、圧迫用空気袋４２の内圧を加減圧するための加減圧機構に相当する。

圧迫用空気袋４２は、装着状態において上腕を圧迫するためのものであり、内空を有している。圧迫用空気袋４２は、上述したエア管５０を介して上述した圧迫用エア系コンポーネント３０である加圧ポンプ３１、流量制御弁１００Ａおよび圧力センサ３３のそれぞれに接続されている。これにより、圧迫用空気袋４２は、加圧ポンプ３１が駆動することで加圧されて膨張し、排出弁としての流量制御弁１００Ａの駆動が制御されることでその内圧が維持されたり減圧されて収縮したりする。

制御部２０は、たとえばＣＰＵ（Central Processing Unit）にて構成され、血圧計１の全体を制御するための手段である。表示部２１は、たとえばＬＣＤ（Liquid Crystal Display）にて構成され、測定結果等を表示するための手段である。メモリ部２２は、たとえばＲＯＭ（Read-Only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）にて構成され、血圧値測定のための処理手順を制御部２０等に実行させるためのプログラムを記憶したり、測定結果等を記憶したりするための手段である。操作部２３は、被験者等による操作を受付けてこの外部からの命令を制御部２０や電源部２４に入力するための手段である。電源部２４は、制御部２０に電力を供給するための手段である。

制御部２０は、加圧ポンプ３１および流量制御弁１００Ａを駆動するための制御信号を加圧ポンプ駆動回路３４および流量制御弁駆動回路３５にそれぞれ入力したり、測定結果としての血圧値を表示部２１やメモリ部２２に入力したりする。また、制御部２０は、圧力センサ３３によって検出された圧力値に基づいて被験者の血圧値を取得する血圧情報取得部（不図示）を含んでおり、この血圧情報測定部によって取得された血圧値が、測定結果として上述した表示部２１やメモリ部２２に入力される。なお、血圧計１は、測定結果としての血圧値を外部の機器（たとえばＰＣ（Personal Computer）やプリンタ等）に出力する出力部を別途有していてもよい。出力部としては、たとえばシリアル通信回線や各種の記録媒体への書き込み装置等が利用可能である。

加圧ポンプ駆動回路３４は、制御部２０から入力された制御信号に基づいて加圧ポンプ３１の動作を制御する。流量制御弁駆動回路３５は、制御部２０から入力された制御信号に基づいて流量制御弁１００Ａの開閉動作を制御する。加圧ポンプ３１は、圧迫用空気袋４２の内空に空気を供給することにより圧迫用空気袋４２の内圧（以下、「カフ圧」とも称する）を加圧するためのものであり、その動作が上述した加圧ポンプ駆動回路３４によって制御される。流量制御弁１００Ａは、圧迫用空気袋４２の内圧を維持したり、圧迫用空気袋４２の内空を外部に開放してカフ圧を減圧したりするためのものであり、その動作が上述した流量制御弁駆動回路３５によって制御される。圧力センサ３３は、圧迫用空気袋４２の内圧を検知してこれに応じた出力信号を発振回路３６に入力する。発振回路３６は、圧力センサ３３から入力された信号に応じた発振周波数の信号を生成し、生成した信号を制御部２０に入力する。

図３は、本実施の形態における流量制御弁の模式断面図である。次に、この図３を参照して、本実施の形態における流量制御弁１００Ａの具体的な構成について説明する。なお、本実施の形態における流量制御弁１００Ａは、非作動時において後述する流出口１３２が完全に開放された状態にあるノーマリーオープン型のソレノイド式流量制御弁である。

図３に示すように、本実施の形態における流量制御弁１００Ａは、ケーシングとしてのフレーム１１０およびベース１１１と、ボビン１２０と、ソレノイドコイル１２１と、コア１３０と、プランジャ１４０と、弁体１５０Ａと、付勢手段としてのスプリング１６０とを主として備えている。

フレーム１１０は、略直方体形状の流量制御弁１００Ａの軸方向に沿った一端面と、当該流量制御弁１００Ａの周面のうちの対向する一対の側面とを規定する部材であり、ベース１１１は、当該流量制御弁１００Ａの軸方向に沿った他端面を規定する部材である。これらフレーム１１０およびベース１１１は、たとえばカシメや溶接等によって一体化されている。

フレーム１１０およびベース１１１は、いずれも軟磁性材料からなる部材にて構成されており、好適には透磁力の高い電磁鋼板または冷間圧延鋼板（ＳＰＣＣ−ＳＤ）等にて構成される。フレーム１１０およびベース１１１は、流量制御弁１００Ａの外殻を構成するのみならず、ソレノイドコイル１２１が通電されることによって生じる磁力線の経路を調整するヨークとしての役割も果たすものである。

ボビン１２０は、フレーム１１０およびベース１１１によって囲まれた空間に収容されている。ボビン１２０は、非磁性材料からなる円筒状の部材からなり、たとえばポリブチレンテレフタラート等に代表される樹脂製の部材にて構成される。ボビン１２０は、その軸線が流量制御弁１００Ａの軸線と合致するように同軸上に配置されている。ボビン１２０は、ソレノイドコイル１２１を支持するための部材であるとともに、プランジャ１４０が移動する経路を規定する部材でもある。

ソレノイドコイル１２１は、たとえば銅線等の導電線（巻き線）をボビン１２０の周面上に巻回することによって形成されたものであり、通電されることで磁束を発生させるものである。なお、ソレノイドコイル１２１を構成する導電線の両端は、図示しないリード線等に接続されており、当該リード線を介してソレノイドコイル１２１に駆動のための電流が印加されることになる。

コア１３０は、流体が流通するノズル部１３１が内部に設けられた略円筒状の部材からなり、フレーム１１０の上述した一端面を規定する壁部を貫通するように当該フレーム１１０にたとえばカシメや溶接等によって固定されている。コア１３０は、その軸線が流量制御弁１００Ａの軸線と合致するように同軸上に配置されている。

コア１３０のケーシングの内部に位置する一端部は、ボビン１２０の内部に収容されており、その先端面である軸方向端面１３３（図４ないし図６等参照）には、上述したノズル部１３１に連通する流出口１３２が設けられている。当該流出口１３２は、開放され状態において流体を外部に向けて排出するための部位である。

一方、コア１３０のケーシングの外部に位置する他端部には、接続管５１が接続されることにより、圧迫用空気袋４２に接続されたエア管５０に当該接続管５１を介してノズル部１３１が接続される（図１１ないし図１３等参照）。これにより、流出口１３２は、ノズル部１３１、接続管５１およびエア管５０を介して圧迫用空気袋４２に連通することになる。

コア１３０は、軟磁性材料からなる部材にて構成されており、好適には電磁鋼または硫黄複合快削鋼（ＳＵＭ２４Ｌ）等にて構成される。コア１３０は、固定鉄心を構成するものであり、ソレノイドコイル１２１が通電された際に磁束が通ることにより、プランジャ１４０を引き寄せるものである。

プランジャ１４０は、略円柱状の部材からなり、ボビン１２０の内部に摺動可能に内挿されることで収容されている。プランジャ１４０は、その軸線が流量制御弁１００Ａの軸線に合致するように同軸上に配置されており、これによりコア１３０に対しても同軸上に配置されることになる。プランジャ１４０のコア１３０に面する軸方向端面１４３（図４ないし図６等参照）のうち、上述した流出口１３２に対応した位置には、弁体１５０Ａを収容するための収容凹部１４１（図４ないし図６等参照）が設けられている。

プランジャ１４０は、軟磁性材料からなる部材にて構成されており、好適には電磁鋼または硫黄複合快削鋼（ＳＵＭ２４Ｌ）等にて構成される。プランジャ１４０は、可動鉄心を構成するものであり、ソレノイドコイル１２１が通電された際に磁束が通ることにより、コア１３０によって引き寄せられることでボビン１２０の内部をスライド移動するものである。

弁体１５０Ａは、たとえばシリコーンゴム、ＮＢＲに代表されるニトリルゴム等からなる弾性部材にて構成されており、略円柱状の形状を有している。弁体１５０Ａは、上述したプランジャ１４０に設けられた収容凹部１４１に収容されており、これによりコア１３０に設けられた流出口１３２に対向配置されている。

ここで、弁体１５０Ａは、その一部がプランジャ１４０のコア１３０に対向する軸方向端面１４３よりもコア１３０側に向けて突出して位置している。なお、弁体１５０Ａは、たとえば接着剤等を用いてプランジャ１４０に固定されている。

スプリング１６０は、ボビン１２０の内部であってかつコア１３０とプランジャ１４０との間に介装されている。スプリング１６０は、プランジャ１４０をコア１３０から遠ざける方向に付勢するためのものである。

図４ないし図６は、本実施の形態における流量制御弁の動作を示す要部拡大断面図である。ここで、図４は、流量制御弁の開放状態を示しており、図５は、流量制御弁の閉鎖状態を示しており、図６は、流量制御弁の流量制限状態を示している。次に、これら図４ないし図６を参照して、本実施の形態における流量制御弁１００Ａの動作について説明する。なお、以下においては、コア１３０とプランジャ１４０との間の距離（すなわち、流量制御弁１００Ａの軸方向に沿ったコア１３０の軸方向端面１３３とプランジャ１４０の軸方向端面１４３との間の距離）をＬとして説明する。

図４に示すように、流量制御弁１００Ａの非作動時においては、ソレノイドコイル１２１に通電が行なわれていない無通電状態にあり、磁気回路は形成されない。そのため、プランジャ１４０は、コア１３０に引き寄せられることはなく、スプリング１６０の付勢力によって流量制御弁１００Ａの軸方向に沿ってコア１３０から所定の距離Ｌ１だけ遠ざかった位置に配置される。その際に弁体１５０Ａが配置される位置を第１の位置とすると、当該第１の位置は、弁体１５０Ａが流出口１３２から所定の距離だけ離れた位置となる。

この状態においては、流出口１３２が弁体１５０Ａによって閉鎖されておらず、開放されて全開した状態にある。したがって、ノズル部１３１に連通する圧迫用空気袋４２の内部に存する圧縮空気が当該流出口１３２を介してコア１３０とプランジャ１４０との間に位置する空間に排出されることになり、さらにはボビン１２０とプランジャ１４０との間の隙間を経由して流量制御弁１００Ａの外部へと排出される。

図５および図６に示すように、流量制御弁１００Ａの作動時においては、ソレノイドコイル１２１に通電が行なわれた通電状態にあり、フレーム１１０、コア１３０、プランジャ１４０およびベース１１１を磁束が通るように磁気回路が形成される。そのため、プランジャ１４０は、スプリング１６０の付勢力に抗して流量制御弁１００Ａの軸方向に沿ってコア１３０側に向けて引き寄せられることになる。

図５に示すように、ソレノイドコイル１２１に印加される電流が所定の大きさ以上である場合には、プランジャ１４０が軸方向に沿って最大限コア１３０側に向けて引き寄せられることになり、弁体１５０Ａがコア１３０に接触することで流出口１３２が弁体１５０Ａによって完全に閉鎖されて全閉した状態となる。当該状態においては、流出口１３２を介して圧縮空気が流出することが完全に阻害され、圧迫用空気袋４２の内圧が維持されることになる。なお、その際に弁体１５０Ａが配置される位置を第２の位置とする。

本実施の形態における流量制御弁１００Ａにあっては、弁体１５０Ａが流出口１３２を完全に閉鎖する第２の位置にある状態において、プランジャ１４０がコア１３０に非接触となるように構成されており、そのため、プランジャ１４０は、当該状態において流量制御弁１００Ａの軸方向に沿ってコア１３０から所定の距離Ｌ２だけ遠ざかった位置に配置される。これは、上述したように弁体１５０Ａの一部がプランジャ１４０の軸方向端面１４３よりもコア１３０側に向けて突出するように設けられていることが主として起因している。このように構成することにより、後述する流量制限状態における流量の精緻な制御が可能になるが、その詳細な理由については、後述することとする。

一方、図６に示すように、ソレノイドコイル１２１に印加される電流が上述した所定の大きさ未満である場合には、プランジャ１４０が軸方向に沿ってある程度コア１３０側に向けて引き寄せられることになり、コア１３０とプランジャ１４０との間の距離Ｌは、上述した距離Ｌ１よりも小さくかつ上述した距離Ｌ２よりも大きい値をとることになる。そのため、弁体１５０Ａは、上述した第１の位置と第２の位置との間の第３の位置に配置されることになる。

当該状態においては、弁体１５０Ａが流出口１３２を完全には閉鎖しないものの、その間の距離が縮まってある程度閉鎖された状態となる。したがって、流出口１３２を介して圧縮空気が流出することになるものの、弁体１５０Ａによって流出口１３２から圧縮空気が流出することがある程度阻害されることになり、その流出流量が制限されることになる。

ここで、流出口１３２の開口面と弁体１５０Ａの流出口１３２側に位置する主面との間の距離は、コア１３０とプランジャ１４０との間の距離Ｌによって決まり、当該距離Ｌは、ソレノイドコイル１２１に印加される電流の大きさを制御することで可変に調節される。そのため、当該距離Ｌを調節すべく流量制御弁１００Ａの駆動電圧を調節することにより、流出口１３２から流出する圧縮空気の流量が可変に調節できることになる。

次に、図５を参照して、弁体１５０Ａによって流出口１３２を全閉させるために必要なプランジャの駆動力を、標準的な血圧計の仕様に照らして説明する。

図５を参照して、圧迫用空気袋４２の内圧（すなわちカフ圧）に抗して弁体１５０Ａによって流出口１３２を全閉するために必要な推力Ｆ０［Ｎ］としては、カフ圧Ｐ［ｍｍＨｇ］に対する反力Ｆ１［Ｎ］と、流出口１３２の周囲に押し付けた弾性部材からなる弁体１５０Ａの変形反力および圧縮変形された付勢部材としてのスプリング１６０の変形反力との和である反力Ｆ２［Ｎ］との総和である抗力Ｆａ［Ｎ］以上の大きさが必要である。そのため、流出口１３２の内径をφ［ｃｍ］とすると、以下の式（１）〜（３）が成立する。

Ｆａ＝Ｆ１＋Ｆ２ ・・・（１）

Ｆ０＞Ｆａ ・・・（２）

Ｆ１＝Ｐ×１．３３３×１０^-2×π×φ²／４ ・・・（３）

ここで、標準的な血圧計の仕様に照らして最大カフ圧Ｐを３００［ｍｍＨｇ］に設定し、また流出口１３２の内径φをたとえば０．１６［ｃｍ］に設定すると、上記式（３）より、上記反力Ｆ１は、８．０４×１０^-2［Ｎ］となる。

また、標準的な弁体１５０Ａおよびスプリング１６０の材料特性に照らし、上記反力Ｆ２を３．８×１０^-2［Ｎ］とすると、上記式（１）より、上記抗力Ｆａは、１．１８×１０^-1［Ｎ］＝１２．０［ｇ］となる。

その結果、上記（２）式に基づくと、上述した推力Ｆ０としては、１．５×１０^-1以上２．０×１０^-1［Ｎ］程度の大きさが必要になることになり、プランジャ１４０の駆動力としては、この推力Ｆ０が実現できるものであればよいことになる。

ここで、プランジャ１４０の駆動力Ｆｂ［Ｎ］は、磁束密度Ｂ［Ｔ］、ソレノイドコイル１２１に印加される電流Ｉ［Ａ］およびソレノイドコイル１２１の有効コイル長さＬｃ［ｍ］を用いて以下の式（４）で表わされる。

Ｆｂ＝Ｂ×Ｉ×Ｌｃ ・・・（４）

したがって、ソレノイドコイル１２１に印加される電流Ｉ［Ａ］とソレノイドコイル１２１の有効コイル長さＬｃ［ｍ］とを適宜調節することにより、プランジャ１４０の駆動力Ｆｂ［Ｎ］を所望のものとすることが可能になり、上述した推力Ｆ０が十分に実現できることになる。

なお、ソレノイドコイル１２１に印加される電流Ｉ［Ａ］を調節する方法としては、駆動電圧を変更することはもとより、巻き線の線径を変更すること等が含まれる。また、ソレノイドコイル１２１の有効コイル長さＬｃ［ｍ］を調節する方法としては、巻き線の巻き数を変更すること等が含まれる。したがって、上述した推力Ｆ０を具体的に実現するためには、ソレノイドコイル１２１の抵抗値を変更するとともに、適宜、駆動電圧を調節することが有効である。

上述したように、本実施の形態における流量制御弁１００Ａにあっては、弁体１５０Ａが流出口１３２を完全に閉鎖する第２の位置にある状態（すなわち閉鎖状態、図５参照）において、プランジャ１４０がコア１３０に非接触となるように構成されている。このように構成することにより、上述した流量制限状態（図６参照）において、駆動電圧を調節することによってソレノイドコイル１２１に印加する電流の大きさを適宜調節することにより、容易にプランジャ１４０の駆動力に必要な増減を与えることが可能になり、結果として流量の制御が精緻に行なえることになる。以下、その理由について、実際に試作を行なうことで実施した検証試験の結果に基づいて詳細に説明する。

検証試験においては、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａを実施例として試作し、従来の血圧計において利用されていた流量制御弁１００Ｘ（図８および図９参照）を従来例として準備し、これらを用いてコアとプランジャとの間の距離とプランジャの駆動力との関係を実際に測定した。

図７は、実施例および従来例に係る流量制御弁のコア―プランジャ間距離とプランジャの駆動力との関係を示すグラフである。また、図８は、従来例に係る流量制御弁の模式断面図であり、図９は、図８に示す流量制御弁の閉鎖状態を示す要部拡大断面図である。

図８に示すように、従来例に係る流量制御弁１００Ｘは、実施例に係る流量制御弁（本実施の形態における流量制御弁１００Ａ）と比較した場合に、プランジャ１４０に組付けられた弁体１５０Ａが、プランジャ１４０に設けられた収容凹部１４１内にすべて納まっており、プランジャ１４０のコア１３０に対向する主面よりもコア１３０側に向けて突出した部位を有していない点において相違している。そのため、図９に示すように、プランジャ１４０が軸方向に沿って最大限コア１３０側に向けて引き寄せられた状態においては、弁体１５０Ａがコア１３０に接触することで流出口１３２が弁体１５０Ａによって完全に閉鎖されて全閉されるとともに、プランジャ１４０がコア１３０に吸着されて接触した状態となる。

また、実施例に係る流量制御弁にあっては、従来例に係る流量制御弁１００Ｘと比較した場合に、その駆動電圧と、ソレノイドコイルの抵抗値と、付勢部材としてのスプリングのバネ定数とが、これが具備される血圧計の仕様に応じて最適化されている点において相違している。

図７に示すように、従来例に係る流量制御弁１００Ｘにあっては、弁体によって流出口が閉鎖される閉鎖位置がコアとプランジャとが接触した位置であり、実際にはその流量制御が困難ではあるが仮にその流用制御が可能であるとした場合の流量制限状態におけるコアとプランジャとの間の距離は、概ね０［ｍｍ］付近の距離となる。そのため、この範囲（図中において符号Ｂで示す範囲）において駆動電圧を調節することによってソレノイドコイルに印加する電流の大きさを変化させると、得られるプランジャの駆動力は大きい反面、プランジャの駆動力が急激に増減してしまうことになり、精緻な流量の制御が事実上行なえないものとなってしまうことが理解される。

一方、実施例に係る流量制御弁にあっては、弁体によって流出口が閉鎖される閉鎖位置は、コアとプランジャとの間の距離が０．２５［ｍｍ］付近に設定されている。そして、上述した流量制限状態（流量コントロール時）におけるコアとプランジャとの間の距離は、概ね０．３［ｍｍ］から０．４［ｍｍ］の僅かな範囲となる。そのため、この範囲において駆動電圧を調節することによってソレノイドコイルに印加する電流の大きさを変化させると、プランジャの駆動力が適切に増減することになり、またその駆動力自体も、駆動電圧とソレノイドコイルの抵抗値とが最適化されることにより、十分な大きさを有するものとなり、精緻な流量の制御が実現可能になることが理解される。

このように、図７に示すグラフにおいて現れるコア−プランジャ間距離とプランジャの駆動力との相関関係が比較的平坦である範囲（図中において符号Ａで示す範囲）を使用して流量の制御を行なうことにより、精緻な流量の制御が可能になる。

なお、上述した閉鎖位置は、血圧計１の仕様に応じて適宜最適な大きさに設定されることになるが、一般的な血圧計の仕様を考慮した場合には、急激な駆動力の変化が生じないこととなるように、少なくとも０．２ｍｍ以上とされることが好ましい。また、流量コントロール時においては、当該閉鎖位置からさに所定距離だけ離れた位置から流量の制御が行なわれるように設定することが好ましい。

このように、本実施の形態における流量制御弁１００Ａとすることにより、駆動電圧を調節することによってソレノイドコイル１２１に印加する電流の大きさを変化させることでプランジャ１４０の駆動力が適切に増減することになり、またその駆動力自体も十分な大きさを有するものとなるため、従来困難であった精緻な流量の制御が可能になる。

図１０は、本実施の形態における血圧計の減圧測定法に基づいた動作フローを示す図であり、図１１ないし図１３は、図１０に示す動作フローに従った場合の急速加圧過程、微速減圧過程および急速減圧過程における具体的な血圧計の動作を示す図である。また、図１４は、図１０に示す動作フローに従った場合の圧迫用空気袋の内圧の経時的な変化を示すグラフである。次に、これら図１０ないし図１４を参照して、本実施の形態における血圧計１において、減圧測定法に基づいて血圧値を測定する場合の血圧計１の具体的な動作等について説明する。なお、図１０に示すフローチャートに従うプログラムは、メモリ部２２に予め記憶されており、制御部２０がメモリ部２２からこのプログラムを読み出して実行することにより、その処理が実行されるものである。

減圧測定法に基づいて血圧値を測定するに際しては、被験者は、予めカフ４０を上腕に巻き付けて装着し、この状態において本体１０に設けられた操作部２３を操作して血圧計１の電源をオンにする。これにより、電源部２４から制御部２０に対して電力が供給されて制御部２０が駆動する。図１０に示すように、制御部２０は、その駆動後において、まず血圧計１の初期化を行なう（ステップＳ１０１）。

次に、図１０に示すように、制御部２０は、被験者の測定開始の指示を待ち、被験者が測定開始の指示を操作部２３を操作することによって与えた場合に、流量制御弁１００Ａを全閉させるとともに加圧ポンプ３１を駆動させ、圧迫用空気袋４２のカフ圧を上昇させる（ステップＳ１０２）。

具体的には、図１１に示すように、制御部２０は、加圧ポンプ駆動回路３４に所定の制御信号を与えることで加圧ポンプ３１を駆動させ、当該加圧ポンプ３１から圧迫用空気袋４２に向けて圧縮空気を送るとともに、流量制御弁駆動回路３５に所定の制御信号を与えることで流量制御弁１００Ａを駆動し、これにより弁体１５０Ａによって流出口１３２が全閉されるようにする。このときに流量制御弁１００Ａに印加される駆動電圧は、弁体１５０Ａによって流出口１３２が全閉できる大きさの電圧とする。

当該ステップＳ１０２は、圧迫用空気袋４２を比較的速い加圧速度で加圧する急速加圧過程に相当する。すなわち、図１４に示すように、当該急速加圧過程においては、カフ圧が所定の加圧速度に従って上昇することになり（時刻０からｔ１１参照）、これに伴って圧迫用空気袋４２が膨張することで被験者の上腕が圧迫されることになる。

次に、図１０に示すように、制御部２０は、カフ圧が予め定めた所定圧に達したか否かを判断する（ステップＳ１０３）。制御部２０は、カフ圧が所定圧に達していないと判断した場合（ステップＳ１０３においてＮＯの場合）に引き続き加圧ポンプ３１を駆動させ、カフ圧が所定圧に達したと判断した場合（ステップＳ１０３においてＹＥＳの場合）に、加圧ポンプ３１を停止させて流量制御弁１００Ａによる圧縮空気の排出の流量制御を開始する（ステップＳ１０４）。ここで、上記所定圧としては、図１４に示すカフ圧Ｐ１０（時刻ｔ１１におけるカフ圧）の如く、一般的な収縮期血圧値よりも大きい圧力とする。

具体的には、図１２に示すように、制御部２０は、加圧ポンプ駆動回路３４に所定の制御信号を与えることで加圧ポンプ３１を停止させるとともに、流量制御弁駆動回路３５に所定の制御信号を与えることで流量制御弁１００Ａを出力を落として引き続き駆動させ、これにより弁体１５０Ａを移動させることで流出口１３２が僅かに開放されるようにする。その結果、圧迫用空気袋４２の内部に存する圧縮空気が流量制御弁１００Ａを経由して徐々に排出されることになる。このときに流量制御弁１００Ａに印加される駆動電圧は、弁体１５０Ａによって流出口１３２が全閉できる大きさの電圧よりも小さい電圧で、かつ流出口１３２から流入する圧縮空気の流量を所定の流量に制限できる範囲の電圧とする。

ここで、圧縮空気の排出の流量制御は、圧力センサ３３によって検出されるカフ圧の変化に基づいて行なわれる。

より詳細には、図１０に示すように、制御部２０は、カフ圧の加圧速度が予め定めた目標速度に合致しているか否かを圧力センサ３３によって検出されたカフ圧の変化に基づいて判断する（ステップＳ１０５）。制御部２０は、カフ圧の減圧速度が予め定めた目標速度に合致していないと判断した場合（ステップＳ１０５においてＮＯの場合）に、減圧速度が目標速度よりも大きいか否かを判断する（ステップＳ１０６）。制御部２０は、減圧速度が目標速度よりも大きいと判断した場合（ステップＳ１０６においてＹＥＳの場合）に、流量制御弁１００Ａに対する駆動電圧を僅かに上げて弁体１５０Ａを閉方向に移動させて減圧速度を遅め（ステップＳ１０７）、減圧速度が目標速度よりも小さいと判断した場合（ステップＳ１０６においてＮＯの場合）に、流量制御弁１００Ａに対する駆動電圧を僅かに下げて弁体１５０Ａを開方向に移動させて減圧速度を速め（ステップＳ１０８）、その後いずれの場合にも引き続き圧縮空気の排出の流量制御を行なう（ステップＳ１０５に戻る）。

また、制御部２０は、カフ圧の減圧速度が予め定めた目標速度に合致していると判断した場合（ステップＳ１０５においてＹＥＳの場合）に、血圧値測定が終了したか否かを判断し（ステップＳ１０９）、血圧値測定が終了していないと判断した場合（ステップＳ１０９においてＮＯの場合）に、引き続き圧縮空気の排出の流量制御を行なう（ステップＳ１０５に戻る）。なお、上記目標速度としては、好ましくは所定の等速減圧速度が採用される。

当該ステップＳ１０５ないしＳ１０９は、圧迫用空気袋４２を徐々に減圧する微速減圧過程に相当する。すなわち、図１４に示すように、当該微速減圧過程においては、カフ圧が予め定めた目標速度に従って徐々に下降し（時刻ｔ１１から時刻ｔ１４参照）、これに伴って圧迫用空気袋４２が徐々に収縮する。

当該微速減圧過程においては、制御部２０は、公知の手順で血圧値を算出する。具体的には、制御部２０は、発振回路３６から得られる発振周波数に基づき脈波情報を抽出し、抽出した脈波情報に基づいて収縮期血圧値および拡張期血圧値を算出する。これにより、図１４に示すように、まず収縮期血圧値（ＳＹＳ）が、時刻ｔ１２におけるカフ圧Ｐ１１として算出され、次に拡張期血圧値（ＤＩＡ）が、時刻ｔ１３におけるカフ圧Ｐ１２として算出される。

図１０に示すように、制御部２０は、血圧値測定が終了したと判断した場合（ステップＳ１０９においてＹＥＳの場合）に、流量制御弁１００Ａを全開させることで圧縮空気を急速に排出させ、これによりカフ圧を降下させる（ステップＳ１１０）。

具体的には、図１３に示すように、制御部２０は、流量制御弁駆動回路３５に所定の制御信号を与えることで流量制御弁１００Ａを停止させ、これにより弁体１５０Ａを移動させることで流出口１３２が全開した状態となるようにする。その結果、圧迫用空気袋４２の内部に存する圧縮空気が流量制御弁１００Ａを経由して迅速に排出されることになる。

当該ステップＳ１１０は、圧迫用空気袋４２を急速減圧する急速減圧過程に相当する。すなわち、図１４に示すように、当該急速減圧過程においては、カフ圧が所定の減圧速度で急速に大気圧ＰＡにまで下降し（時刻ｔ１４から時刻ｔ１５参照）、これに伴って圧迫用空気袋４２が完全に収縮し、被験者の上腕に対する圧迫が解除されることになる。

次に、図１０に示すように、制御部２０は、測定結果としての血圧値を表示部２１に表示するとともに、当該血圧値をメモリ部２２に格納する（ステップＳ１１１）。その後、制御部２０は、被験者の電源オフの指令を待ってその動作を終了する。

図１５は、本実施の形態における血圧計の加圧測定法に基づいた動作フローを示す図であり、図１６は、図１５に示す動作フローに従った場合の微速加圧過程における具体的な血圧計の動作を示す図である。また、図１７は、図１５に示す動作フローに従った場合の圧迫用空気袋の内圧の経時的な変化を示すグラフである。次に、これら図１５ないし図１７を参照して、本実施の形態における血圧計１において、加圧測定法に基づいて血圧値を測定する場合の血圧計１の具体的な動作等について説明する。なお、図１５に示すフローチャートに従うプログラムは、メモリ部２２に予め記憶されており、制御部２０がメモリ部２２からこのプログラムを読み出して実行することにより、その処理が実行されるものである。

加圧測定法に基づいて血圧値を測定するに際しては、被験者は、予めカフ４０を上腕に巻き付けて装着し、この状態において本体１０に設けられた操作部２３を操作して血圧計１の電源をオンにする。これにより、電源部２４から制御部２０に対して電力が供給されて制御部２０が駆動する。図１５に示すように、制御部２０は、その駆動後において、まず血圧計１の初期化を行なう（ステップＳ２０１）。

次に、図１５に示すように、制御部２０は、被験者の測定開始の指示を待ち、被験者が測定開始の指示を操作部２３を操作することによって与えた場合に、流量制御弁１００Ａを全閉させるとともに加圧ポンプ３１を駆動させ、圧迫用空気袋４２のカフ圧を上昇させる（ステップＳ２０２）。なお、その際の具体的な血圧計１の動作は、上述した図１１に示した動作と同じであるため、ここではその説明は繰り返さない。

当該ステップＳ２０２は、圧迫用空気袋４２比較的速い加圧速度で加圧する急速加圧過程に相当する。すなわち、図１７に示すように、当該急速加圧過程においては、カフ圧が所定の加圧速度に従って上昇することになり（時刻０からｔ２１参照）、これに伴って圧迫用空気袋４２が膨張することで被験者の上腕が圧迫されることになる。

次に、図１５に示すように、制御部２０は、カフ圧が予め定めた所定圧に達したか否かを判断する（ステップＳ２０３）。制御部２０は、カフ圧が所定圧に達していないと判断した場合（ステップＳ２０３においてＮＯの場合）に引き続き加圧ポンプ３１を駆動させ、カフ圧が所定圧に達したと判断した場合（ステップＳ２０３においてＹＥＳの場合）に、流量制御弁１００Ａによる圧縮空気の排出の流量制御を開始する（ステップＳ２０４）。ここで、上記所定圧としては、図１７に示すカフ圧Ｐ２０（時刻ｔ２１におけるカフ圧）の如く、一般的な拡張期血圧値よりも小さい圧力とする。

具体的には、図１６に示すように、制御部２０は、流量制御弁駆動回路３５に所定の制御信号を与えることで流量制御弁１００Ａを出力を落として引き続き駆動させ、これにより弁体１５０Ａを移動させることで流出口１３２が僅かに開放されるようにする。その結果、加圧ポンプ３１から圧迫用空気袋４２に送られる圧縮空気の一部が流量制御弁１００Ａを経由して排出されることになる。このときに流量制御弁１００Ａに印加される駆動電圧は、弁体１５０Ａによって流出口１３２が全閉できる大きさの電圧よりも小さい電圧で、かつ流出口１３２から流入する圧縮空気の流量を所定の流量に制限できる範囲の電圧とする。

ここで、圧縮空気の排出の流量制御は、圧力センサ３３によって検出されるカフ圧の変化に基づいて行なわれる。

より詳細には、図１５に示すように、制御部２０は、カフ圧の減圧速度が予め定めた目標速度に合致しているか否かを圧力センサ３３によって検出されたカフ圧の変化に基づいて判断する（ステップＳ２０５）。制御部２０は、カフ圧の加圧速度が予め定めた目標速度に合致していないと判断した場合（ステップＳ２０５においてＮＯの場合）に、加圧速度が目標速度よりも小さいか否かを判断する（ステップＳ２０６）。制御部２０は、加圧速度が目標速度よりも小さいと判断した場合（ステップＳ２０６においてＹＥＳの場合）に、流量制御弁１００Ａに対する駆動電圧を僅かに上げて弁体１５０Ａを閉方向に移動させて加圧速度を速め（ステップＳ２０７）、加圧速度が目標速度よりも大きいと判断した場合（ステップＳ２０６においてＮＯの場合）に、流量制御弁１００Ａに対する駆動電圧を僅かに下げて弁体１５０Ａを開方向に移動させて加圧速度を遅め（ステップＳ２０８）、その後いずれの場合にも引き続き圧縮空気の排出の流量制御を行なう（ステップＳ２０５に戻る）。

また、制御部２０は、カフ圧の加圧速度が予め定めた目標速度に合致していると判断した場合（ステップＳ２０５においてＹＥＳの場合）に、血圧値測定が終了したか否かを判断し（ステップＳ２０９）、血圧値測定が終了していないと判断した場合（ステップＳ２０９においてＮＯの場合）に、引き続き圧縮空気の排出の流量制御を行なう（ステップＳ２０５に戻る）。なお、上記目標速度としては、好ましくは所定の等速加圧速度が採用される。

当該ステップＳ２０５ないしＳ２０９は、圧迫用空気袋４２を徐々に加圧する微速加圧過程に相当する。すなわち、図１７に示すように、当該微速加圧過程においては、カフ圧が予め定めた目標速度に従って徐々に上昇し（時刻ｔ２１から時刻ｔ２４参照）、これに伴って圧迫用空気袋４２が徐々に膨張する。

当該微速加圧過程においては、制御部２０は、公知の手順で血圧値を算出する。具体的には、制御部２０は、発振回路３６から得られる発振周波数に基づき脈波情報を抽出し、抽出した脈波情報に基づいて収縮期血圧値および拡張期血圧値を算出する。これにより、図１７に示すように、まず拡張期血圧値（ＤＩＡ）が、時刻ｔ２２におけるカフ圧Ｐ２１として算出され、次に収縮期血圧値（ＳＹＳ）が、時刻ｔ２３におけるカフ圧Ｐ２２として算出される。

図１５に示すように、制御部２０は、血圧値測定が終了したと判断した場合（ステップＳ２０９においてＹＥＳの場合）に、加圧ポンプ３１を停止させて流量制御弁１００Ａを全開させることで圧縮空気を急速に排出させ、これによりカフ圧を降下させる（ステップＳ２１０）。なお、その際の具体的な血圧計１の動作は、上述した図１３に示した動作と同じであるため、ここではその説明は繰り返さない。

当該ステップＳ２１０は、圧迫用空気袋４２を急速減圧する急速減圧過程に相当する。すなわち、図１７に示すように、当該急速減圧過程においては、カフ圧が所定の減圧速度で急速に大気圧ＰＡにまで下降し（時刻ｔ２４から時刻ｔ２５参照）、これに伴って圧迫用空気袋４２が完全に収縮し、被験者の上腕に対する圧迫が解除されることになる。

次に、図１５に示すように、制御部２０は、測定結果としての血圧値を表示部２１に表示するとともに、当該血圧値をメモリ部２２に格納する（ステップＳ２１１）。その後、制御部２０は、被験者の電源オフの指令を待ってその動作を終了する。

以上において説明した本実施の形態における血圧計１とすることにより、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａを排出弁として備えることで圧迫用空気袋４２の内圧を精緻に制御することが可能になるとともに、別途、流量制御機構を設ける必要もなくなるため、簡素な構成とすることができる。

（第１変形例）
図１８は、本実施の形態に従った第１変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。以下、この図１８を参照して、本実施の形態に従った第１変形例に係る流量制御弁１００Ｂについて説明する。

図１８に示すように、第１変形例に係る流量制御弁１００Ｂは、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａと比較した場合に、弁体１５０Ａのプランジャ１４０に対する組付構造において相違している。具体的には、第１変形例に係る流量制御弁１００Ｂにあっては、プランジャ１４０に設けられた収容凹部１４１の内周面に係止凹部１４２が設けられるとともに、弁体１５０Ａの外周面に係止凸部１５１が設けられており、弁体１５０Ａが収容凹部１４１に圧入されることにより、係止凸部１５１が係止凹部１４２に係止されることで弁体１５０Ａがプランジャ１４０に組付けられるように構成されている。

このように構成することにより、上述した本実施の形態において説明した効果に加え、弁体１５０Ａのプランジャ１４０に対する組付けの際に接着剤を用いる必要がなくなるため、組付作業が容易化するとともに製造コストが削減できる効果を得ることができる。

（第２変形例）
図１９は、本実施の形態に従った第２変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。以下、この図１９を参照して、本実施の形態に従った第２変形例に係る流量制御弁１００Ｃについて説明する。

図１９に示すように、第２変形例に係る流量制御弁１００Ｃは、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａと比較した場合に、コア１３０の軸方向端面１３３およびプランジャ１４０の軸方向端面１４３の形状において相違している。具体的には、第２変形例に係る流量制御弁１００Ｂにあっては、プランジャ１４０の軸方向端面１４３が、円錐台状に窪んだ形状を有しており、コア１３０の軸方向端面１３３が、円錐台状に膨らんだ形状を有している。

このように構成することにより、上述した本実施の形態において説明した効果が得られるばかりではなく、通電状態において磁束が通る領域であるコア１３０の軸方向端面１３３とプランジャ１４０の軸方向端面１４３との面積が増加することになり、磁極面積が増加することとなってプランジャ１４０の駆動力が増加する効果が得られる。特に、上記のように構成することにより、コア―プランジャ間距離が離れた位置でプランジャの駆動力が増加することになるため、図７に示すグラフにおいて現れるコア−プランジャ間距離とプランジャの駆動力との相関関係が比較的平坦である範囲（図中において符号Ａで示す範囲）がさらに平坦な状態で得られることになり、距離による駆動力の差がより小さくなり、流量の制御がより行ない易くなる効果が得られる。

（第３変形例）
図２０は、本実施の形態に従った第３変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。以下、この図２０を参照して、本実施の形態に従った第３変形例に係る流量制御弁１００Ｄについて説明する。

図２０に示すように、第３変形例に係る流量制御弁１００Ｄは、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａと比較した場合に、弁体１５０Ａの形状において相違している。具体的には、第３変形例に係る流量制御弁１００Ｄにあっては、弁体１５０Ａの流出口１３２を閉鎖する主面に傾きをもたせることで当該主面を流出口１３２の開口面と非平行な傾斜面１５２にて構成している。

このように構成することにより、上述した本実施の形態において説明した効果が得られるばかりではなく、より精緻に流量の制御を行なうことが可能になる効果が得られる。すなわち、上記構成を採用することにより、上述した流量制限状態おいて、弁体１５０Ａが流出口１３２の周縁に接触することで弁体１５０Ａが弾性変形して当該周縁に密着し、これにより流出口１３２が全閉された状態と、弁体１５０Ａが流出口１３２の周縁に非接触となって流出口１３２が比較的広い面積をもってプランジャ１４０とコア１３０との間の空間に連通させられた状態と、これらの間の状態であって弁体１５０Ａが上記周縁に接触しつつも流出口１３２が全閉されずに流出口１３２が比較的狭い面積をもって上記空間と連通させられた状態とを採り得ることになるため、より精緻な流量の制御が可能になる。

なお、精緻な流量制御を容易に行なうめの構成としては、上述した弁体１５０Ａの主面に傾きをもたせる構成とする他にも、流出口１３２の開口面に傾きをもたせる構成や、弁体１５０Ａの主面および流出口１３２の開口面にそれぞれ異なる傾きをもたせる等、種々の構成が考えられる。

（第４変形例）
図２１は、本実施の形態に従った第４変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。以下、この図２１を参照して、本実施の形態に従った第４変形例に係る流量制御弁１００Ｅについて説明する。

図２１に示すように、第４変形例に係る流量制御弁１００Ｅは、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａと比較した場合に、弁体１５０Ａの形状において相違している。具体的には、第４変形例に係る流量制御弁１００Ｅにあっては、弁体１５０Ａの流出口１３２を閉鎖する主面に微小凹凸１５３が設けられることで当該主面を非平坦面にて構成している。

このように構成することにより、上述した本実施の形態において説明した効果が得られるばかりではなく、より精緻に流量の制御を行なうことが可能になる効果が得られる。すなわち、上記構成を採用することにより、上述した流量制限状態おいて、弁体１５０Ａが流出口１３２の周縁に接触することで弁体１５０Ａが弾性変形し、これにより微小凹凸のうちの凸部が圧縮変形して弁体１５０Ａが当該周縁に密着することで流出口１３２が全閉された状態と、弁体１５０Ａが流出口１３２の周縁に非接触となって流出口１３２が比較的広い面積をもってプランジャ１４０とコア１３０との間の空間に連通させられた状態と、これらの間の状態であって当該微小凹凸のうちの凸部が上記周縁に接触しつつも流出口１３２が全閉されずに流出口１３２が比較的狭い面積をもって上記空間と連通させられた状態とを採り得ることになるため、より精緻な流量の制御が可能になる。

（第５変形例）
図２２は、本実施の形態に従った第５変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。以下、この図２２を参照して、本実施の形態に従った第５変形例に係る流量制御弁１００Ｆについて説明する。

図２２に示すように、第５変形例に係る流量制御弁１００Ｆは、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａと比較した場合に、コア１３０の軸方向端面１３３にスペーサ１７０が組付けられている点において相違している。具体的には、スペーサ１７０は、非磁性材料からなる環状の部材からなり、たとえばポリエチレンテレフタラート樹脂やシリコーンゴム、ニトリルゴム等に代表される樹脂製またはゴム製の部材等によって構成される。スペーサ１７０は、流出口１３２を囲うようにたとえば接着剤等を用いてコア１３０の軸方向端面１３３に固定されている。

当該スペーサ１７０は、コア１３０とプランジャ１４０とが接触することを回避するためのものであり、弁体１５０Ａが流出口１３２を閉鎖した状態におけるコア１３０とプランジャ１４０との間の距離に等しい厚みかまたはそれよりも小さい厚みを有するものにて構成される。

このように構成することにより、上述した本実施の形態において説明した効果に加え、コア１３０がプランジャ１４０に接触してしまうことが確実に回避できる効果が得られる。したがって、弁体１５０Ａによって流出口１３２が閉鎖された状態において、プランジャ１４０がコア１３０に吸着されて接触してしまうことが確実に防止でき、より安定的にかつ確実に精緻に流量の制御を行なうことが可能になる。

なお、スペーサ１７０は、コア１３０とプランジャ１４０との間に配置されていればよく、プランジャ１４０の軸方向端面１４３にこれを組付けることとしてもよいし、非環状形状の部材にてこれを構成することとしてもよい。また、その組付方法も接着剤による組付けに限られるものではなく、他の方法を用いてもよい。

（第６変形例）
図２３は、本実施の形態に従った第６変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。以下、この図２３を参照して、本実施の形態に従った第６変形例に係る流量制御弁１００Ｇについて説明する。

図２３に示すように、第６変形例に係る流量制御弁１００Ｇは、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａと比較した場合に、弁体１５０Ａの周面に外側に向かって延設されたスペーサ部１５８が設けられている点において相違している。ここで、スペーサ部１５８は、プランジャ１４０の軸方向端面１４３上に位置するように設けられており、図示するように環状形状を有していてもよいし、非環状形状に形成されていてもよい。

当該スペーサ部１５８は、コア１３０とプランジャ１４０とが接触することを回避するためのものであり、弁体１５０Ａが流出口１３２を閉鎖した状態におけるコア１３０とプランジャ１４０との間の距離に等しい厚みかまたはそれよりも小さい厚みを有するものにて構成される。

このように構成することにより、上述した本実施の形態において説明した効果に加え、コア１３０がプランジャ１４０に接触してしまうことが確実に回避できる効果が得られる。したがって、弁体１５０Ａによって流出口１３２が閉鎖された状態において、プランジャ１４０がコア１３０に吸着されて接触してしまうことが確実に防止でき、より安定的にかつ確実に精緻に流量の制御を行なうことが可能になる。

（第７変形例）
図２４は、本実施の形態に従った第７変形例に係る流量制御弁の要部拡大断面図である。以下、この図２４を参照して、本実施の形態に従った第７変形例に係る流量制御弁１００Ｈについて説明する。

図２４に示すように、第７変形例に係る流量制御弁１００Ｈは、上述した本実施の形態における流量制御弁１００Ａと比較した場合に、ボビン１２０、コア１３０およびプランジャ１４０の形状等において一部相違している。具体的には、第７変形例に係る流量制御弁１００Ｈにあっては、ボビン１２０の軸方向端部が流量制御弁１００Ｈの軸方向に沿ってコア１３０が位置する側に向けて延設されており、当該ボビン１２０の延設された部分の内部に位置するようにコア１３０およびプランジャ１４０にフランジ部１３４，１４４がそれぞれ設けられている。

ここで、ボビン１２０の延設された部分には、ソレノイドコイル１２１が配置されていないため、当該部分のボビン１２０の内部は、ソレノイドコイル１２１が配置された部分のボビン１２０の内部に比べて、径方向おいてより広いスペースを有している。そのため、当該部分の内部にフランジ部１３４，１４４をそれぞれ配置することが可能となり、コア１３０の軸方向端面１３３と、プランジャ１４０の軸方向端面１４３とが、この部分に配置されることになる。なお、付勢部材としてのスプリング１６０についても、これがボビン１２０の延設された部分の内部に配置されている。

このように構成することにより、上述した本実施の形態において説明した効果が得られるばかりではなく、通電状態において磁束が通る領域であるコア１３０の軸方向端面１３３とプランジャ１４０の軸方向端面１４３との面積が増加することになり、磁極面積が増加することとなってプランジャ１４０の駆動力が増加する効果が得られる。

（実施の形態２）
図２５は、本発明の実施の形態２における流量制御弁の模式断面図である。また、図２６ないし図２８は、本実施の形態における流量制御弁の動作を示す要部拡大断面図である。ここで、図２６は、流量制御弁の開放状態を示しており、図２７は、流量制御弁の閉鎖状態を示しており、図２８は、流量制御弁の流量制限状態を示している。以下、これら図２５ないし図２８を参照して、本実施の形態における流量制御弁１００Ｉの具体的な構成およびその動作について説明する。なお、本実施の形態における流量制御弁１００Ｂも、上述した実施の形態１における流量制御弁１００Ａと同様に、ノーマリーオープン型のソレノイド式流量制御弁である。

上述した本発明の実施の形態１における流量制御弁１００Ａは、プランジャ１４０に弁体１５０Ａが組付けられた構成を有していたが、図２５に示すように、本実施の形態における流量制御弁１００Ｉにおいては、コア１３０に弁体１５０Ｂが設けられている。

図２５に示すように、コア１３０は、プランジャ１４０が位置する側の端部に突出部１３５を有しており、コア１３０の内部に形成されたノズル部１３１は、当該突出部１３５の内部を貫通するように設けられている。これにより、流出口１３２は、突出部１３５のプランジャ１４０側に位置する軸方向端面１３３に配設されている。また、突出部１３５の外周面には、係止凹部１３６が設けられている。

一方、プランジャ１４０の軸方向端面１４３は、平坦面にて構成されており、上述した本発明の実施の形態１における流量制御弁１００Ａにおいて設けられていた如くの収容凹部１４１は設けられていない。

弁体１５０Ｂは、たとえばシリコーンゴム等からなる弾性部材にて構成されており、コア１３０の突出部１３５を覆うようにコア１３０に組付けられている。弁体１５０Ｂは、所定形状の弁部１５４と、略筒形状を有する支持部１５５とを含んでいる。弁部１５４と支持部１５５とは、たとえば射出成形等によって一体に形成されている。

支持部１５５は、弁体１５０Ｂをコア１３０に組付けるための部位であり、その内周面に係止凸部１５６を有している。弁体１５０Ｂのコア１３０への組付けは、当該係止凸部１５６が上述した係止凹部１３６に係止されることで行なわれる。

弁部１５４は、略筒形状を有する支持部１５５の周方向の所定部位から延びており、撓み変形することによって流出口１３２を閉鎖したり開放したりするものである。ここで、弁部１５４は、無負荷状態において流出口１３２を開放させるように構成されており、プランジャ１４０の軸方向端面１４３によって流量制御弁１００Ｂの軸方向に沿って押圧されることにより、流出口１３２を閉鎖する。

図２６に示すように、流量制御弁１００Ｂの非作動時においては、ソレノイドコイル１２１に通電が行なわれていない無通電状態にあり、磁気回路は形成されない。そのため、プランジャ１４０は、コア１３０に引き寄せられることはなく、スプリング１６０の付勢力によって流量制御弁１００Ｂの軸方向に沿ってコア１３０から所定の距離Ｌ１だけ遠ざかった位置に配置される。その際に弁体１５０Ｂの弁部１５４が配置される位置を第１の位置とすると、当該第１の位置は、弁部１５４が流出口１３２から所定の距離だけ離れた位置となる。

この状態においては、流出口１３２が弁体１５０Ｂの弁部１５４によって閉鎖されておらず、開放されて全開した状態にある。したがって、ノズル部１３１に連通する圧迫用空気袋４２の内部に存する圧縮空気が当該流出口１３２を介してコア１３０とプランジャ１４０との間に位置する空間に排出されることになり、さらにはボビン１２０とプランジャ１４０との間の隙間を経由して流量制御弁１００Ｂの外部へと排出される。

図２７および図２８に示すように、流量制御弁１００Ｂの作動時においては、ソレノイドコイル１２１に通電が行なわれた通電状態にあり、フレーム１１０、コア１３０、プランジャ１４０およびベース１１１を磁束が通るように磁気回路が形成される。そのため、プランジャ１４０は、スプリング１６０の付勢力に抗して流量制御弁１００Ｂの軸方向に沿ってコア１３０側に向けて引き寄せられることになる。

図２７に示すように、ソレノイドコイル１２１に印加される電流が所定の大きさ以上である場合には、プランジャ１４０が軸方向に沿って最大限コア１３０側に向けて引き寄せられることになり、プランジャ１４０によって弁体１５０Ｂの弁部１５４がコア１３０に押し付けられて接触することで流出口１３２が弁体１５０Ｂによって完全に閉鎖されて全閉した状態となる。当該状態においては、流出口１３２を介して圧縮空気が流出することが完全に阻害され、圧迫用空気袋４２の内圧が維持されることになる。なお、その際に弁体１５０Ｂの弁部１５４が配置される位置を第２の位置とする。

本実施の形態における流量制御弁１００Ｂにあっては、弁体１５０Ｂの弁部１５４が流出口１３２を完全に閉鎖する第２の位置にある状態において、プランジャ１４０がコア１３０に非接触となるように構成されており、そのため、プランジャ１４０は、当該状態において流量制御弁１００Ｂの軸方向に沿ってコア１３０から所定の距離Ｌ２だけ遠ざかった位置に配置される。これは、上述したようにコア１３０の突出部１３５が弁体１５０Ｂによって覆われていることが主として起因している。

一方、図２８に示すように、ソレノイドコイル１２１に印加される電流が上述した所定の大きさ未満である場合には、プランジャ１４０が軸方向に沿ってある程度コア１３０側に向けて引き寄せられることになり、コア１３０とプランジャ１４０との間の距離Ｌは、上述した距離Ｌ１よりも小さくかつ上述した距離Ｌ２よりも大きい値をとることになる。そのため、弁体１５０Ｂの弁部１５４は、上述した第１の位置と第２の位置との間に配置されることになる。

当該状態においては、弁体１５０Ｂの弁部１５４が流出口１３２を完全には閉鎖しないものの、その間の距離が縮まってある程度閉鎖された状態となる。したがって、流出口１３２を介して圧縮空気が流出することになるものの、弁体１５０Ｂの弁部１５４によって流出口１３２から圧縮空気が流出することがある程度阻害されることになり、その流出流量が制限されることになる。

ここで、流出口１３２の開口面と弁体１５０Ｂの弁部１５４の流出口１３２側に位置する主面との間の距離は、コア１３０とプランジャ１４０との間の距離Ｌによって決まり、当該距離Ｌは、ソレノイドコイル１２１に印加される電流の大きさを制御することで可変に調節される。そのため、当該距離Ｌを調節すべく流量制御弁１００Ｂの駆動電圧を調節することにより、流出口１３２から流出する圧縮空気の流量が可変に調節できることになる。

したがって、本実施の形態における流量制御弁１００Ｂとすることにより、上述した実施の形態１における流量制御弁１００Ａとした場合と同様に、従来困難であった精緻な流量の制御が可能になる。そのため、当該流量制御弁１００Ｂを排出弁として備えた血圧計とすることにより、圧迫用空気袋４２の内圧を精緻に制御することが可能になるとともに、別途、流量制御機構を設ける必要もなくなるため、簡素な構成が実現可能になる。

以上において説明した本発明の実施の形態およびその変形例においては、流量制御される流体が圧縮空気である場合を例示して説明を行なったが、本発明の適用対象はこれに限られるものではなく、流量制御される流体が、圧縮空気以外の高圧の気体や圧縮環境下にある液体等であってもよい。

また、上述した本発明の実施の形態およびその変形例において示した特徴的な構成は、必要に応じて相互に組合わせることが当然に可能である。

さらに、上述した本発明の実施の形態およびその変形例においては、血圧情報測定装置として収縮期血圧値、拡張期血圧値等の血圧値を測定する上腕式血圧計を例示して説明を行なったが、本発明は、この他にも、手首式血圧計や足式血圧計、脈波や脈拍、ＡＩ（Augmentation Index）値に代表される動脈硬化度を示す指標、平均血圧値、酸素飽和度等を測定可能にする血圧情報測定装置にもその適用が当然に可能である。

このように、今回開示した上記実施の形態はすべての点で例示であって、制限的なものではない。本発明の技術的範囲は特許請求の範囲によって画定され、また特許請求の範囲の記載と均等の意味および範囲内でのすべての変更を含むものである。

１ 血圧計、１０ 本体、２０ 制御部、２１ 表示部、２２ メモリ部、２３ 操作部、２４ 電源部、３０ 圧迫用エア系コンポーネント、３１ 加圧ポンプ、３３ 圧力センサ、３４ 加圧ポンプ駆動回路、３５ 流量制御弁駆動回路、３６ 発振回路、４０ カフ、４１ 外装カバー、４２ 圧迫用空気袋、５０ エア管、５１ 接続管、１００Ａ〜１００Ｉ 流量制御弁、１１０ フレーム、１１１ ベース、１２０ ボビン、１２１ ソレノイドコイル、１３０ コア、１３１ ノズル部、１３２ 流出口、１３３ 軸方向端面、１３４ フランジ部、１３５ 突出部、１３６ 係止凹部、１４０ プランジャ、１４１ 収容凹部、１４２ 係止凹部、１４３ 軸方向端面、１４４ フランジ部、１５０Ａ，１５０Ｂ 弁体、１５１ 係止凸部、１５２ 傾斜面、１５３ 微小凹凸、１５４ 弁部、１５５ 支持部、１５６ 係止凸部、１５８ スペーサ部、１６０ スプリング、１７０ スペーサ。

Claims (13)

1. 流体の流量を可変に制御可能な流量制御弁であって、
   磁束を発生させるためのソレノイドコイルと、
   前記ソレノイドコイルが巻回されたボビンと、
   前記ボビンに摺動可能に内挿されたプランジャと、
   流体が流出する流出口が設けられたコアと、
   前記プランジャを前記コアから遠ざける方向に付勢する付勢手段と、
   前記流出口に対向配置された弁体とを備え、
   前記弁体は、前記ソレノイドコイルが無通電状態にある非作動時において、前記流出口から離れた第１の位置に配置され、
   前記ソレノイドコイルが通電状態にある作動時において、前記付勢手段による付勢力に抗して前記プランジャが駆動されることにより、前記弁体が前記流出口に近づく方向に移動させられ、これにより前記弁体と前記流出口との間の距離が変化することで前記流出口から流出する流体の流量が調節され、
   前記弁体が前記流出口を閉塞する第２の位置にある状態において、前記プランジャが、前記コアに対して非接触である、流量制御弁。
2. 前記弁体が流量を制御する第３の位置にある状態において、前記プランジャが、前記弁体が前記第１の位置にある状態における位置と、前記弁体が前記第２の位置にある状態における位置との間に配置されている、請求項１に記載の流量制御弁。
3. 前記弁体が前記第２の位置にある状態において、前記プランジャと前記コアとの間の距離が、０．２ｍｍ以上離れている、請求項１または２に記載の流量制御弁。
4. 前記弁体が、前記プランジャの前記コアに対向する主面に固定されることで前記プランジャに組付けられている、請求項１から３のいずれかに記載の流量制御弁。
5. 前記弁体の少なくとも一部が、前記プランジャの前記コアに対向する主面よりも前記コア側に向けて突出して位置している、請求項４に記載の流量制御弁。
6. 前記弁体の一部が前記コアに固定されることにより、前記弁体が、前記コアに組付けられている、請求項１から３のいずれかに記載の流量制御弁。
7. 前記弁体が、弾性部材からなる、請求項１から６のいずれかに記載の流量制御弁。
8. 前記弁体の前記流出口に対向する主面が、前記流出口に対して傾斜している、請求項１から７のいずれかに記載の流量制御弁。
9. 前記弁体の前記流出口に対向する主面が、微小凹凸を有している、請求項１から８のいずれかに記載の流量制御弁。
10. 前記プランジャの前記コアに対向する主面および前記コアの前記プランジャに対向する主面のうちの一方が、窪んだ形状を有しており、
    前記プランジャの前記コアに対向する主面および前記コアの前記プランジャに対向する主面のうちの他方が、膨らんだ形状を有している、請求項１から９のいずれかに記載の流量制御弁。
11. 請求項１から１０のいずれかに記載の流量制御弁を、生体を圧迫するための圧迫用流体袋の内圧を減圧させるための排出弁として備えた、血圧情報測定装置。
12. 測定時において、前記圧迫用流体袋の内圧が微速減圧されるように前記排出弁としての前記流量制御弁の駆動が制御され、これにより少なくとも収縮期血圧値および拡張期血圧値が減圧測定法に基づいて算出され、
    測定完了後において、前記圧迫用流体袋の内圧が急速減圧されるように前記排出弁としての前記流量制御弁の駆動が制御される、請求項１１に記載の血圧情報測定装置。
13. 測定時において、前記圧迫用流体袋の内圧が微速加圧されるように前記排出弁としての前記流量制御弁の駆動が制御され、これにより少なくとも収縮期血圧値および拡張期血圧値が加圧測定法に基づいて算出され、
    測定完了後において、前記圧迫用流体袋の内圧が急速減圧されるように前記排出弁としての前記流量制御弁の駆動が制御される、請求項１１に記載の血圧情報測定装置。

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