CN1723843A - 气泵、活体按压用吸排气装置及电子血压计 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种气泵、活体按压用吸排气装置及电子血压计，该气泵包括：致动器，该致动器具有通过施加电压，可实现伸缩的弹性体或聚合体，以及为了对上述弹性体或聚合体外加电压而设置的电极；隔膜，该隔膜根据上述致动器的往复运动而变形，为了使隔膜变形，无需马达或离合器等的部件，可实现结构简单的气泵。

Description

气泵、活体按压用吸排气装置及电子血压计

技术领域

本发明涉及气泵。比如，涉及适合于电子血压计的气泵。

背景技术

在普通的家庭用血压计中，在进行血压测定时，在人体的一部分，比如，上臂上安装空气袋(臂带)，通过气泵的压送，使臂带膨胀，并且压迫人体的动脉，根据此时获得的动脉波，求出血压值。

近年，从便携性，收容性的观点来说，血压计主体的小型化要求也增加，伴随该情况，也要求内置气泵的小型化。

过去的血压计所采用的气泵包括下述的类型。

在JP特许第2551757号公报中，公开有下述小型的泵，其中，通过马达的输出轴的旋转，与偏心的驱动体连接的隔膜的容积伴随驱动轴的旋转而周期性地变化，由此，进行给排水。

在JP特许第3373558号公报中，公开有下述的小型泵组件，其包括动作杆和隔膜体，该动作杆伴随马达的输出轴的旋转，沿马达的径向偏心，该隔膜体伴随动作杆的往复运动，被压缩·膨胀，实现泵作用。

但是，在采用过去的马达的泵结构中，由于通过空气室的容积变化，产生压力的隔膜的容积通过马达的驱动而改变，故具有下述的问题。

(1)必须将马达的旋转方向的驱动变换为上下和左右的往复运动，在从旋转运动，变换为往复运动时，产生能量的损失。

(2)需要用于变换(1)的运动方向的部件和构成它的空间。

(3)产生用于变换马达的旋转声音和运动方向的部件的驱动音。

另外，不采用马达，而采用电致伸缩聚合体致动器的隔膜泵包括有下述的类型。

在JP特开2003-013861号公报中，公开有如下的泵，其中，由电致伸缩致动器形成的隔膜安装于外壳上，在它们之间形成泵室，采用作为隔膜的电致伸缩致动器的收缩方向的行程和发生力，改变泵室的容积。

在JP特开2003-193979号公报中，公开有下述的隔膜泵，其中，由压电元件或电致伸缩聚合体致动器构成的隔膜安装于外壳上，在它们之间形成泵室，利用作为隔膜的这些致动器的收缩方向的行程和发生力，改变泵室的容积，在隔膜的背面，设置有背压施加机构。

但是，在这样的泵中，具有下述这样的问题。

(4)在由电致伸缩聚合体致动器构成的隔膜中，电致伸缩聚合体致动器的面积越大，获得越大的变形量，并且获得越大的行程。相反，为了获得泵所需要的容积变化，必须要求某种程度大面积的电致伸缩聚合体致动器。但是，由于在改变隔膜的容积时产生的压力均作用于发生位移的隔膜上，与隔膜面积成比例，故必须要求较大的电致伸缩聚合体致动器的面积和较大的位移发生力。由此，故不适合小型化。

(5)上述隔膜为下述的结构，即将环状的伸缩部和电极基本呈同心圆状地交替地形成多层的电致伸缩聚合体致动器贴合于圆盘状的金属板上。但是，为了改变泵室的容积，必须要求压缩实际的空气的电致伸缩聚合体致动器的形变变形力，以及使金属板变形成凹状的非常大的位移发生力。由此，不适合节省电力。

发明内容

本发明是针对上述的已有技术而完成的，本发明的目的在于提供一种结构简单的气泵。另外，本发明的还一目的在于提供一种具有气泵的紧凑的血压计。

为了实现上述目的，本发明提供一种气泵，其特征在于，该气泵包括致动器和隔膜，该致动器具有通过施加电压可实现伸缩的弹性体或聚合体，以及为了对上述弹性体或聚合体外加电压而设置的电极；该隔膜根据上述致动器的往复运动而变形。

或者，本发明所述的气泵，其特征在于，该气泵包括致动器，该致动器具有通过施加电压可实现伸缩的弹性体或聚合体，以及为了对上述弹性体或聚合体外加电压而设置的电极；一个或多个外壳部件；隔膜，该隔膜的一部分固定于上述外壳部件中的至少1个上，上述致动器的一端固定于上述外壳部件的至少1个上，上述隔膜通过被根据上述弹性体或聚合体的伸缩而移动的致动器的另一端按压来变形，通过上述隔膜的变形，形成于上述隔膜与外壳部件中的至少1个之间的泵室的容积变化，由此，对吸入到泵室中的流体进行加压，并将其排到外部。

在这里，作为通过外加电压而可伸缩的弹性体或聚合体，可采用称为电介质弹性体或电致伸缩聚合体(比如，硅酮树脂、丙烯酸类树脂、聚氨基甲酸乙酯等的具有电活化性的高变形塑料)的物质。特别是，最好采用电活化聚合体人工肌肉(EPAM)。

按照这些方案，为了使隔膜变形，无需马达或离合器等的部件，可实现结构简单的气泵。

另外，上述隔膜也可具有与上述隔膜的另一端接触的接触部。

按照该方案，由于致动器的伸缩运动(往复运动)的驱动力直接使隔膜变形，故抑制能量的传递损失。

此外，最好，上述致动器根据所外加的电压的大小来改变伸缩的大小。

还有，最好，通过控制外加于上述致动器上的电压或其频率，来控制从上述泵室流出的流体的排出流量和排出压力。

按照这些方案，通过控制外加于致动器上的电压或频率的大小，隔膜可改变使该隔膜变形的行程的大小或振动数，可在不改变气泵的结构的情况下，控制排出流量或排出压力。

再有，最好，其包括吸入部和排出部，该吸入部将流体从外部吸入到上述泵室中；该排出部将流体从上述泵室排到外部，在上述吸入部和上述泵室之间以及上述泵室和上述排出部之问，设置逆止阀。

按照该方案，可通过简单的结构，进行泵室内的吸排气。

另外，最好，具有控制排到外部的流体的压力的控制阀，在从泵室到排出部的途中，设置与上述控制阀连通的流路。

按照该方案，通过控制控制阀，将通过隔膜加压的流体从与控制阀连通的流路，排向外部，可实现能进行减压控制的气泵。特别是，作为控制阀采用了电磁阀，故可通过简单的结构，实现小型的气泵。

此外，可适合采用本发明的气泵的活体按压用供排气装置，其特征在于，该装置包括，流体袋，该流体袋卷绕于活体上且填充有空气等的流体；从周围固定上述流体袋用的臂带；将流体压送给上述流体袋中的上述气泵。

按照该方案，可通过简单的结构，实现小型，轻量的活体按压用给排气装置。

另外，可适合采用本发明的气泵的电子血压计，其包括卷绕于活体上且填充有空气等流体的流体袋；从周围固定上述流体袋用的臂带；将流体压送给上述流体袋中的上述气泵；检测上述流体袋的内部气压的压力传感器；运算机构，该运算机构根据已检测的上述内部气压，进行血压测定用的处理。

按照该方案，可通过简单的结构，实现小型，轻量的电子血压计。

按照本发明，可实现结构简单的气泵。另外，可实现谋求小型化，轻量化的活体按压用给排气装置和电子血压计。

附图说明

图1a、图1b为表示实施例1的气泵的动作状态的概略剖视图；

图2为本实施例的隔膜式气泵的分解立体图；

图3为本实施例的隔膜式气泵的分解立体图；

图4a、图4b为表示隔膜式气泵的吸气和压缩状态的剖视图；

图5a、图5b为表示在本实施例的致动器上外加电压时的变形的样子的示意图；

图6a、图6b为用于说明本实施例的EPAM结构的示意图；

图7为表示实施例2的电子血压计的硬件结构的方框图；

图8为表示实施例2的电子血压计的基本动作的流程图；

图9a、图9b为表示实施例2实施例的气泵的动作状态的概略剖视图；

图10为表示实施例2的气泵的动作状态的概略剖视图。

具体实施方式

下面参照附图，以举列方式对用于实施发明的优选形式进行详细描述。关于在本实施例中记载的组成部件的尺寸、材质、形状、功能、其相对配置等，只要未特别地进行特定的记载，本发明的范围不仅仅限于它们。另外，关于在下面的说明中曾描述过的部件的材质、形状、功能等，只要没有重新记载，则与最初的说明相同。

(隔膜式气泵的概况)

首先，参照图2、图3、图4a、图4b，对该隔膜式气泵的概况进行描述。图2、图3为该隔膜式气泵的分解立体图，图4a、图4b为表示该隔膜式气泵的吸气和压缩状态的剖视图。

气泵A包括隔膜1、逆止阀2、固定隔膜1的一部分的外壳部件10、另一外壳部件20、后述的致动器30。

该隔膜1包括环状的排出阀(嵌合部)1a，该排出阀1a用于将隔膜的一部分固定于外壳部件10上；泵室1b，该泵室1b形成于隔膜1和外壳部件10之间，该泵室1b的容积伴随隔膜1本身的变形而变化；接触部1c，该接触部1c按照致动器30的端部接触的方式设置于泵室的顶部，驱动输入该接触部1c。另外，对应于伸缩而移动的致动器30的端部和接触部1c接触，对隔膜1进行按压，由此该隔膜1变形。

作为隔膜1的材质，可反复变形，考虑泵的容量，排出的流体的性质，适当有选择地采用比如，TPE(热塑性弹性体)、NBR(丁腈橡胶)、氟橡胶、CR(氯丁橡胶)、EPDM(乙丙橡胶)等的弹性体。

外壳部件10包括安装有隔膜1的排出阀1a的环状的槽部11；将流体从外部吸入到隔膜1的泵室1b的吸入部12；将泵室1b内的流体排出到外部的排出部13；支承孔14，该支承孔14为了按照通过外部和泵室1b之间的压力差，固定逆止阀2的方式进行支承而设置。另外，外壳部件20固定致动器30的一端。

逆止阀2设置于吸入部12和泵室1b之间，其轴安装于支承孔14中。在这里，在夹持阀的2个区域中的一个区域的压力高于另一区域的压力的场合，逆止阀打开，而在另一区域的压力高于一个区域的压力的场合，逆止阀关闭。

如图4a所示的那样，在气阀A通过气阀30的驱动，将流体从外部吸入到泵室1b时，逆止阀2和外壳部件10之间产生间隙，从吸入部12吸入的流体充满于泵室1b。

然后，如图4b所示的那样，如果通过致动器30的往复运动，压缩荷载F作用于隔膜1的接触部1c，则隔膜1变形，泵室1b的容积变化，由此，逆止阀2关闭吸入部12，并且对吸入泵室1b的流体施加压力，打开排出阀1a，该流体从排出部13，向外部排出。

上述气泵A的加压流量(排出流量)Q(ml/min)、在压缩时所需的荷载F(N/cm²)和排出压力P(mmHg＝1.332×10-2N/cm²)通过下述的公式求出。

Q＝ηp×760/(760+P)×V×f×60               …式1

F＝F0+(S×P×1.332×10-2)                   …式2

P＝760×(V0/V1)_κ-760                      …式3

在这里，

ηp：泵效率

V(ml)＝V0(大气压时的泵室的容积)-V1(压缩时的泵室的容积)：容积变化率

F(Hz)：频率

S(cm²)：隔膜面积

F0(N/cm²)：隔膜变形荷载(大气压时)

κ：绝热变化

根据式1～式3，排出压力P可通过作为压缩比的V0和V1的比来求出，能够通过改变从图4所示的隔膜的上死点到下死点的行程L来控制。另外，加压流量Q与排出压力P一起也通过控制容积变化V或频率f的方式来控制。

(气泵所采用的致动器的概况)

代替马达，致动器30采用致动具有通过外加后述电压而可伸缩的弹性体或聚合体，以及为了对上述弹性体或聚合体外加电压而设置的电极的致动器，由此，可通过简单的结构，提供小型的气泵。

具体来说，最好采用后述的电活化聚合体人工肌肉(EPAM：ElectroactivePolymer Artificial Muscle)，在以下的各实施例中，对将EPAM用于致动器30的场合进行描述。

由于采用EPAM的致动器30可对应所外加的电压的大小，改变所伸缩的大小(行程L)，故通过对为了驱动致动器而输入的信号的电压或频率进行控制，可简单地改变加压流量或排出压力。

即，由于对应于必要的压力、流量，可分别设定隔膜和驱动它的致动器的类型，故在以较弱的驱动力，要求较高的排出压力的场合，可通过减小隔膜面积，或为了提高压缩比而增加致动器的行程(提高外加电压)的方式来应对。另外，在需要较大的加压流量的场合，可通过增加致动器的泵室的容量，或者，提高致动器的驱动频率或外加电压的方式来应对。

图5a、图5b为表示在实施例的致动器上外加电压时的变形的样子的示意图。

本实施例的致动器30如图6b所示的那样，滚筒状地卷绕1圈或多圈如图6a所示的两面设置有具有伸缩性的电极25a，25b的薄膜状的EPAM(1)。另外，在卷绕EPAM(1)时，为了对邻接的电极之间进行绝缘，图中未示出的绝缘物与EPAM(1)一起呈滚筒状卷绕。另外，如图5a所示的那样，通过在电极25a，25b之间外加电压V，致动器30沿径向压缩，沿轴向伸长。由此，该致动器30可沿隔膜1的上下方向延伸。但是，由于其一端固定于外壳部件20的内壁上，故另一端按压隔膜1的接触部1c，由此，隔膜1内的泵室1b受到压缩。

本实施例的气泵A可采用上述的致动器30，不采用马达或离合器等的复杂的机构，将隔膜1从初始(吸入)状态(图4a)，变形为压缩状态(图4b)。

另外，已变形的致动器30在停止电压的外加时，通过设置于致动器30中心部的弹簧的恢复力而返回到原始的形状，隔膜1从压缩状态，返回到初始状态。

此外，按照另一实施例，如图5b所示的那样，在EPAM(2)的轴方向的两端，设置电极125a，125b，在另一实施例中，还在EPAM(2)之间，交替地设置多个电极125a，125b。另外，分别在电极125a，125a之间，施加电压V，由此，致动器35沿轴向受到压缩，沿径向膨胀。由此，致动器35沿隔膜1的上下方向收缩。但是，由于其一端固定于外壳部件20的内壁上，故另一端拉伸隔膜1的接触部1c，由此，将流体吸入到隔膜1内的泵室1b中。

另一实施例的气泵A采用上述致动器35，由此，可不采用马达或离合器等的复杂的机构，将隔膜1从初始(压缩)状态(图4b)，变到吸入状态(图4a)。

还有，如果已变形的致动器35停止电压的外加，则通过设置于致动器35的中心部的弹簧的恢复力，恢复到原始的形状，隔膜1从吸入状态，返回到压缩状态。

于是，按照本实施例的气泵A，由于不需要已有技术所示的马达或离合器等的复杂的机构，也无需将运动方向从旋转运动改变到往复运动的部件，故可提供简单结构的气泵。另外，与采用马达的场合相比较，可谋求小型化，轻量化。

此外，由于没有马达的驱动音，故可减小气驱动泵时的噪音。此外，由于也无需用于驱动马达的电流，故可抑制气泵的整体的耗电量。

再有，与已有技术所描述的将圆盘状的电致伸缩聚合体致动器用于隔膜的场合相比较，容易增加泵室的容积变化。

实施例1

图1a、图1b为表示采用上述致动器30的气泵的动作状态的概略剖视图。

如图1a所示的那样，在外加于致动器30上的电压中断(off)的场合，隔膜1静止于泵室1b的容积为最大的位置。在该状态，由于泵室1b和外部的压力基本相同，故从吸入部12导入的流体从逆止阀2和外壳部件10之间的间隙，流入泵室1b。

然后，如图1b所示的那样，如果外加于致动器30上的电压开通(on)，则致动器30通过沿上下方向伸长，按压1的接触部1c，减小泵室1b的容积。此时，由于泵室1b内的压力增加，故逆止阀2关闭，从吸入部12流入的流体中断。另外，通过压缩泵室1b，泵室1b内的压力增加，隔膜1的环状的排出阀1a变形，由此，流体从与外壳部件10的环状的槽部11之间的间隙流出，经过排出部13，到达外部。在这里，排出阀1a起到设置于泵室1b和排放阀13之间的逆止阀的作用。

接着，如果再次中断外加于致动器30上的电压，则通过设置于致动器30内部的弹簧31的恢复力，致动器30收缩。其结果是，泵室1b的容积增加，压力减少，这样，在泵室1b的外力低于外部压力的时刻，逆止阀2打开，流体从外部流入泵室1b。

就这样，通过致动器30的往复运动(伸缩运动)，反复进行图1a、图1b所示的状态，由此，可改变隔膜1的泵室1b的容积与压力，可提供不采用马达或齿轮等的动力传递部件的结构简单的气泵。

即，按照本实施例的气泵A，由于不需要已有技术所示的马达或离合器等的复杂的机构，也不需要将运动方向从旋转运动变换到往复运动方向的部件，故可提供结构简单的气泵。另外，与采用马达的场合相比较，可谋求小型化，轻重化。

另外，由于没有马达的驱动音，故可降低驱动气泵时的噪音。此外，由于用少于驱动马达用的电流的电流动作，故可抑制气泵的整体的耗电量。

此外，与已有技术描述的将圆盘状的电致伸缩聚合体致动器用于隔膜的场合相比较，容易增加泵室的容积变化。

实施例2

在本实施例2中，对可适合用于电子血压计的气泵进行描述。图7为表示电子血压计的硬件结构的方框图。

(血压计的结构)

电子血压计C包括流体袋101，该流体袋101在血压测定时，卷绕于上臂(活体)上；压迫固定用臂带102，该臂带102从周围压迫、固定该流体袋101；气泵B，该气泵B将流体压送到填充空气等流体的流体袋101；阀104，该阀104排出流体袋101内的流体；压力传感器105，该压力传感器105检测流体袋101的内气压；作为运算机构的CPU106，其根据已检测的内气压，通过内置的程序，进行血压测定用的处理；操作部107，该操作部107进行测定时的设定或测定的开始；存储器108，该存储器108存储设定数据、运算数据、测定结果等；显示部109，该显示部109显示设定状态或测定结果等；向各部分供给电气的电源部110。

另外，CPU106根据从压力传感器105输出，由振荡电路111变换的信号，检测流体袋101内的压力。另外，CPU106在需要加压的场合，通过具有EPAM的致动器30的驱动电路112，驱动气泵B，提高流体袋101内的压力。另一方面，在需要减压的场合，通过阀驱动电路113，打开阀104，来降低流体袋101内的压力。

(血压计的基本动作)

图8为表示可适合采用本发明的电子血压计的基本动作的流程图。

在将臂带卷绕于手臂(活体)上后，如果接通电源，动作开始，进行将电子血压计C的各设定状态重新设定为初始状态的初始化处理(步骤ST1)。

卷绕于上臂(活体)上的流体袋101通过气泵B，加压到规定的压力(步骤ST2)。同时，表示压力传感器105已检测到的流体袋101的压力变化的信号通过振荡电路111，发送给CPU106，根据该信号，开始测定(步骤ST4)。

在加压结束后，流体袋101内的压力通过打开阀104而慢慢地减小(步骤ST3)。同时，表示压力传感器105已检测到的流体袋101的压力变化的信号经过振荡电路111，发送给CPU106，然后，CPU106计算最高血压、最低血压和脉搏次数(步骤ST5)。

如果测定结束，压迫上臂的流体袋101内的空气也从阀104排出，将上臂从紧固状态打开(步骤ST6)。

接着，将已计算的血压值等显示于显示部109(步骤ST7)，1次循环的测定动作结束。

下面对具有适合用于本发明的电子血压计的控制阀的气泵的结构进行描述。另外，在下面，对测定人体的上臂的场合进行描述，但是，也可用于人体以外的活体，所测定的部位也可为作为活体的一部分的手腕或脚腕。

(具有电磁阀的气泵的概况)

图9a、图9b为表示采用上述气阀30的血压计所使用的气泵B的动作状态的概略剖视图。本实施例的气泵B与在实施例1中描述的气泵A相比较，其主要不同点在于代替上述阀104，具有作为控制阀的电磁阀40。在这里，控制阀通过来自外部的信号，进行阀的开闭动作的控制。在下面，对与气阀A共同的部分的描述省略，以电磁阀40的结构和血压测定时的动作为中心进行描述。

电磁阀40包括支架41；呈滚筒状卷绕于其内部的线圈42；固定而设置于线圈42内部的作为铁芯的固定铁芯43；活动铁芯44，该活动铁芯44通过流过线圈42的电流，发生磁通，通过其吸引力，实现滑动驱动；设置于活动铁芯44前端的气密件45；O形密封环46，该O形密封环46将支架41和外壳部件10之间密封。

泵室1b与排出部13之间通过设置于外壳部件10中的流路15而连通。另一方面，在固定铁芯43的中心，设置有与流路15连通的轴孔47。在电源中断，或测定结束时，如图9a所示的那样，固定铁芯43和活动铁芯44离开，轴孔47与排气口50连通，该排气口50开设于用于缠绕线圈的部件的线圈骨架49中，将加压到流体袋101上的空气排到外部。

如果开始血压的测定，则首先，通过对线圈42通电，将活动铁芯44向固定铁芯43移动(图9b)。由此，气密件45将固定铁芯43的气嘴48堵塞，中断排气口50和轴孔47的流路(图9b所示的气阀关闭状态)。与此同时，气泵B驱动致动器30，通过隔膜的容积变化，反复进行吸气和压缩，由此，将空气从排出部13，向流体袋101压送，对上臂加压(参照图8的步骤ST3)。

在加压结束后，将对电磁阀40的线圈42通电的电流沿减少方向进行控制，由此，活动铁芯44和固定铁芯43之间的吸引力减少，沿打开方向控制气密件45和气嘴48的间隙(参照图10)，流路15和流体袋101内的流体压力慢慢地减少，由此，对减压进行控制(参照图8的步骤ST3)。

在血压计算结束后，气密件45和气嘴48的间隙完全打开，从排气口50，将施加于流体袋101上的空气排到外部，结束上臂(活体)的约束。

按照本实施例的气泵，由于不需要已有技术所示的马达或离合器等复杂机构，也不需要将运动方向从旋转运动改变到往复运动方向的部件，故可提供简单结构的气泵。另外，与采用马达的场合相比较，可谋求小型化，轻量化。

另外，由于没有马达的驱动音，故可减小驱动气泵时的噪音。此外，由于也不需要用于驱动马达的电流，故可抑制气泵的整体的耗电量。

再有，与已有技术所描述的将圆盘状的电致伸缩聚合体致动器用于隔膜的场合相比较，容易增加泵室的容积变化。

采用通过控制阀，对排到外部的流体袋的流体的压力进行控制的气泵，可提供结构简单且小型的活体按压用吸排气装置和电子血压计。

Claims (9)

1.一种气泵，其特征在于，该气泵包括：

致动器，该致动器具有通过施加电压可实现伸缩的弹性体或聚合体，以及为了对上述弹性体或聚合体施加电压而设置的电极；

隔膜，该隔膜通过上述致动器的往复运动来变形。

2.一种气泵，其特征在于，该气泵包括：

致动器，该致动器具有通过施加电压可实现伸缩的弹性体或聚合体，以及为了对上述弹性体或聚合体施加电压而设置的电极；

一个或多个外壳部件；

隔膜，该隔膜的一部分固定于上述外壳部件中的至少1个上；

上述致动器的一端固定于上述外壳部件中的至少1个上，

上述隔膜通过被根据上述弹性体或聚合体的伸缩而移动的上述致动器的另一端的按压来变形，

通过上述隔膜的变形，形成于上述隔膜与上述外壳部件中的至少1个之间的泵室的容积变化，由此，对吸入到泵室的流体进行加压，并将其排出到外部。

3.根据权利要求2所述的气泵，其特征在于，上述隔膜具有与上述致动器的另一端接触的接触部。

4.根据权利要求2或3所述的气泵，其特征在于，上述致动器根据所施加的电压的大小，改变伸缩的大小。

5.根据权利要求2或3所述的气泵，其特征在于，通过控制施加于上述致动器的电压或其频率，来控制从上述泵室流出的流体的排出流量和排出压力。

6.根据权利要求2或3所述的气泵，其特征在于，具有吸入部和排出部，该吸入部将流体从外部吸入到上述泵室中；该排出部将流体从上述泵室排出到外部；

在上述吸入部和上述泵室之间以及上述泵室和上述排出部之间，设置逆止阀。

7.根据权利要求2或3所述的气泵，其特征在于，具有控制排出到外部的流体的压力的控制阀；

在从上述泵室到上述排出部的途中，设置与上述控制阀连通的流路。

8.一种活体按压用吸排气装置，其特征在于，该装置包括：

流体袋，其卷绕于活体上且填充有流体；

臂带，其用于从周围固定上述流体袋；

将流体压送给上述流体袋的权利要求1或3所述的气泵。

9.一种电子血压计，其特征在于，包括：

流体袋，其卷绕于活体上且填充有流体；

臂带，其用于从周围固定上述流体袋；

将流体压送给上述流体袋的权利要求1或3所述的气泵；

检测出上述流体袋的内部气压的压力传感器；

运算机构，该运算机构根据检测出的上述内部气压，执行用于血压测定的处理。

Images