JP2004229920A - 血流計のセンサ部及び血流計 - Google Patents
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Abstract
【課題】小型で個別部品の組み立て、作製の工程を削減し、量産を可能にして、低コスト化、高信頼性を実現した超小型血流計及びセンサ部を提供する。
【解決手段】生体組織からの散乱光を受光して生体組織内の血流に関する値を測定する血流計におけるセンサ部を、発光素子と受光素子の各々を同一半導体基板表面に形成した凹部に配置し、半導体基板の上面に不要散乱光を遮る遮光膜が形成されたカバー基板を配置し、発光素子から出射した光をカバー基板を通して外部の生体組織に向けて出射し、生体組織からの散乱光をカバー基板を通して受光素子が受光するように構成する。
【選択図】 図２
【解決手段】生体組織からの散乱光を受光して生体組織内の血流に関する値を測定する血流計におけるセンサ部を、発光素子と受光素子の各々を同一半導体基板表面に形成した凹部に配置し、半導体基板の上面に不要散乱光を遮る遮光膜が形成されたカバー基板を配置し、発光素子から出射した光をカバー基板を通して外部の生体組織に向けて出射し、生体組織からの散乱光をカバー基板を通して受光素子が受光するように構成する。
【選択図】 図２
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体組織からの散乱光を利用して対象生体組織における血流量、血液量、血流速度、脈拍を測定する血流計に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来の血流計について記載されている文献として、特開２００２−３３０９３６号公報がある。図９は同文献に示す従来の血流計のセンサチップを示す図である。図９に示される従来のセンサチップは、発光素子の半導体レーザ１、受光素子のフォトダイオード２、発光素子から出射した光を発散光、集束光または平行光にして外部の生体組織に向かって出射するための光導波路３を有しておりこれらが同一半導体基板上に集積化されている。
【０００３】
また、半導体レーザ１からの光が直接フォトダイオード２に入射するのを防ぐため、半導体レーザ１、フォトダイオード２のそれぞれを被い囲む形に遮蔽ブロック４を形成し基板に接合して用いられている。フォトダイオード２には端面入射屈折型フォトダイオードが用いられ、更にその前面に所定の空隙を有する第２の遮光板が備えられる場合もある。
【０００４】
このような血流計では、静止した生体組織からの散乱光と生体組織の毛細血管中を移動している赤血球（散乱粒子）からの散乱光（血流速度に応じてドップラーシフトΔｆを受けた散乱光）の干渉光を検出（ヘテロダイン検波）することにより血流量、血液量、血流速度、脈拍を計測する。この測定原理については、例えば、文献Ｍ．Ｄ．Ｓｔｅｒｎ： “Ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｖａ１ｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｉｃｒｏｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ ｂｙ ｃｏｈｅｒｅｎｔ ｌｉｇｈｔ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ，” Ｎａｔｕｒｅ，ｖｏｌ．２５４，ｐｐ．５６−５８（１９７５）に記載されている。
【０００５】
【特許文献１】
特開２００２−３３０９３６号公報
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このような従来の血流計を実際に使用するには、ごみや挨等の微粒子からこの血流計を保護するカバーガラスなどを血流計前面に実装することが必須である。また発光素子として面発光素子、受光素子として面受光素子を使用する場合には、これらの素子を垂直に立てて実装する必要があり、その場合これらの素子を垂直に保持する部品が必要となり、工程が増え製造コストが高価となる。
【０００７】
また、このような血流計を二次元アレイ状に配置するには、個別血流計または一次元アレイ状に作製した血流計をアセンブルする必要がある。更に、フォトダイオードの前面には、所定の空隙を有する第２の遮光板が備えられる場合もあるが、この場合遮光板のアライメント、実装工程が必要となる。従って、工程が増え製造コストが高価となる。
【０００８】
本発明は上述の課題を解決するためになされたものであり、小型で個別部品の組み立て、作製の工程を削減し、量産を可能にして、低コスト化、高信頼性を実現した超小型血流計及びセンサ部を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために、本発明においては、血流計のセンサ部を次のように構成する。
【００１０】
本発明は、発光素子から出射した光を外部の生体組織に向かって出射し、生体組織からの散乱光を受光素子で受光して生体組織内の血流に関する値を測定する血流計におけるセンサ部であって、前記発光素子と前記受光素子の各々を同一半導体基板表面に形成した凹部に配置し、該半導体基板の上面に不要散乱光を遮る遮光膜が形成されたカバー基板を配置し、前記発光素子から出射した光を前記カバー基板を通して外部の生体組織に向けて出射し、前記生体組織からの散乱光を前記カバー基板を通して前記受光素子が受光する構造を有する。
【００１１】
本発明によれば、発光素子と受光素子の各々を同一半導体基板表面に形成した凹部に配置し、半導体基板の上面に不要散乱光を遮る遮光膜が形成されたカバー基板を配置することにより、少ない工程で従来の遮光板と保護カバーガラスを兼ねた構成を実現できるので、製造コストが安価となる。
【００１２】
上記の構成において、前記発光素子から生体組織を経由せずに前記受光素子に光が入射するのを遮る遮光膜を前記受光素子が配置される凹部の側面に形成してもよい。本発明により、生体組織内の移動している毛細血管内の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）を効率よく検出することができる。
【００１３】
また、上記の構成において、前記発光素子として端面発光半導体レーザを用い、該端面発光半導体レーザから出射した光を前記カバー基板の方向に反射させる傾斜面を前記半導体基板に形成してもよい。
【００１４】
本発明によれば、半導体基板に形成した傾斜面を利用するので、発光素子を垂直に保持する部品が不要となり半導体基板上に発光素子を直接実装可能となる。
【００１５】
上記の構成において、前記受光素子として端面入射フォトダイオードを用い、生体組織からの散乱光を該端面入射フォトダイオードに導く傾斜面を前記半導体基板に形成してもよい。
【００１６】
本発明によれば、半導体基板に形成した傾斜面を利用するので、受光素子を垂直に保持する部品が不要で、半導体基板上に直接実装可能となる。
【００１７】
また、前記発光素子として面発光半導体レーザを用いたり、前記受光素子として面入射フォトダイオードを用いてもよい。これにより、前記反射面としての傾斜面を形成しなくてもよい。また、発光素子、受光素子を垂直に保持する部品が不要となり半導体基板上に発光素子、受光素子を直接実装可能となる。
【００１８】
上記の構成において、前記半導体基板上にレンズを配置し、該レンズにより前記発光素子から出射した光を収束光又は発散光又は平行光にして外部の生体組織に向けて出射するように構成してもよい。また、前記レンズとしてボールレンズ又はポリイミド導波路レンズ又は回折レンズを用いることができる。
【００１９】
本発明により、計測に適した光を出射することが可能となり、計測精度を高めることが可能となる。
【００２０】
また、前記カバー基板にレンズを形成し、該レンズにより前記発光素子から出射した光を収束光又は発散光又は平行光にして外部の生体組織に向けて出射するように構成することもできる。そのレンズとして屈折レンズ又はフレネルレンズ又はバイナリレンズを用いることができる。
【００２１】
本発明により、前記カバー基板に例えば半導体プロセスでレンズを集積化でき、計測に適した光を出射することが可能となり、計測精度を高めることが可能となる。
【００２２】
上記の構成において、前記発光素子および前記受光素子とを同一半導体基板上にモノリシックに集積化することもできる。これにより、発光素子、受光素子を個別にアセンブリする必要がなく、フォトリソグラフィの精度で一体形成できる。
【００２３】
また、上記の構成を有するセンサ部を複数備え、該複数のセンサ部における半導体基板を同一半導体基板としてセンサ部を構成することもできる。
【００２４】
本発明により、個別の血流計を二次元アレイ状にアセンブルする必要が無く、フォトリソグラフィの精度で一体形成できる。
【００２５】
また、前記複数のセンサ部における複数の発光素子として長波用の発光素子と短波用の発光素子を用い、複数の受光素子として長波用の受光素子と短波用の受光素子を用いることにより、生体組織内の血流に関する値の波長依存性を測定することが可能となる。
【００２６】
更に、上記センサ部と、前記発光素子を駆動する回路と、前記センサ部から受信した信号を処理して前記血流に関する値を計算するデジタル信号プロセッサとを備えた集積回路とを有する血流計を提供できる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
図１は、本発明の血流計の実施の形態に係る構成を示す図である。同図に示すように、本発明の血流計は、生体組織に光を当てることにより反射した散乱光を受光するセンサチップ１１、受光した光を増幅する増幅器１２、発光素子（ＬＤ）を駆動させ、散乱光を解析することにより血流を求める駆動／演算装置１３、求めた血流等を表示する出力部１４を有する。センサチップ１１は半導体基板上に集積化されて形成されている。
【００２８】
また、駆動／演算装置１３は、Ａ／Ｄ変換器１５、ＬＤドライバ１６、受信信号から血流を求めるための演算を行うデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）１７、電源供給部１８、インターフェース１９を有し、小型液晶ディスプレイ等の出力部１４に接続される。駆動／演算装置１３は、全体をＬＳＩとして構成することが可能であり、センサチップ及び増幅器とあわせて一体として構成でき、人体等に容易に装着できる形状に構成することが可能である。
【００２９】
図２及び図３は本発明の第１の実施の形態に係る血流計のセンサチップの構成を示す図であり、図２（ａ）は上面図、図２（ｂ）はＡ−Ａ’断面図、図３（ａ）はＢ−Ｂ’断面図、図３（ｂ）はＣ−Ｃ’断面図である。
【００３０】
図２（ａ）、（ｂ）に示すように第１の実施の形態におけるセンサチップは、表面熱酸化したシリコンからなる半導体基板上（シリコン基板２１：９．７°オフアクシスカット（１００）シリコン基板を使用したシリコンベンチ）に電極２２が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極２２上にはんだ膜（図示せず）を介して発光素子である半導体レーザ（端面発光ＬＤ２３）が形成されている。同様に同一シリコン基板２１上に電極２４が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極２４上にはんだ膜を介して受光素子であるフォトダイオード（面入射ＰＤ２５）が形成される。更にシリコン基板２１上には、カバー基板２６が設けられる。ここでカバー基板２６には合成石英を用いている。このカバー基板２６は６インチ合成石英ウエハをダイシングして作製している。
【００３１】
半導体レーザ（端面発光ＬＤ２３）としては、例えば波長１．３μｍのＤＦＢレーザを用いる。波長１．３μｍのＤＦＢレーザを用いることにより、光を皮下組織の奥まで透過させ整った波形を検出することができる。
【００３２】
半導体レーザ２３とフォトダイオード２５はシリコン基板２１上にはんだ膜を介してボンディングされる。発光素子、受光素子を半導体基板上に高精度にボンディングする技術としては、特開平９−５５３９３号公報（素子のボンディング方法およびその装置）に開示された技術がある。発光素子、受光素子を同一半導体基板上に形成させることにより、各光素子は二次元的な位置決めのみでよく、三次元的なアライメントを必要としないため、調整の工程を削減し、量産を可能にして、低コスト化を実現することができる。
【００３３】
図２（ａ）、（ｂ）に示すように、本実施の形態ではフォトダイオード２５を実装した側のシリコン基板上に遮光膜２７として金属（ＴｉＰｔＡｕ）膜をパターニングしている。これにより半導体レーザ２３からシリコン基板２１を通してフォトダイオード２５に入射する迷光を防ぐことができる。
【００３４】
すなわち、波長（１．３μｍ）の光はシリコンを透過するので、発光素子として波長１．３μｍの半導体レーザ（ＤＦＢレーザ）を用いる場合、半導体レーザから生体組織を経由せずにフォトダイオード２５に光が届くことがある。一方、センサチップで受光する毛細血管内の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）による強度変調された散乱光成分は、数１００ｐＷ程度と非常に微弱なため、遮光膜２７を設けないと信号のＳＮ比が悪くなる。この遮光膜２７が無い状態では、微弱なドップラーシフトした散乱光成分の強度が埋もれてしまい、血流速度の検出ができない。
【００３５】
図２（ａ）、図３（ａ）に示すように、本実施の形態では発光素子として端面発光半導体レーザ２３（波長１．３μｍのＤＦＢレーザ）を使用しており、出射した光を上方向に反射させる傾斜面をシリコン半導体基板上に形成している。ここでは、９．７°オフアクシスカットした（１００）シリコン基板をウエット異方性エッチングで作製している。この場合、（１１１）面が４５°で表れるため、この傾斜面に金属膜２８（ＴｉＰｔＡｕ）を蒸着し、ミラーとして用いている。このようなオフアクシスカットした基板を用いない場合、５４．７°で表れる（１１１）面をミラーとして用いることも可能である。また、端面発光ＬＤ２３はワイヤ２９によって電極２２と接続されている。
【００３６】
また、図３（ａ）に示すように、カバー基板２６にバイナリレンズ３０を半導体プロセスにより形成しているので、ＬＤ２３からの光を発散光、収束光、平行光の状態で外部の生体組織へ照射することが可能である。カバー基板２６に形成するレンズはバイナリレンズ３０に限らず屈折レンズ、フレネルレンズなどでもよい。
【００３７】
図３（ｂ）に示すように、本実施の形態では面入射ＰＤ２５を用いている。また、本実施の形態では、不要散乱光をさえぎる遮光膜３１をカバー基板２６の上下両面にフォトリソグラフィによりパターニングして形成しており、生態組織からの散乱光は遮光膜における開口部から面入射ＰＤ２５に入射する。この遮光膜３１により生体組織内の移動している毛細血管内の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）を効率よく検出することができる。また、面入射ＰＤ２５はワイヤ３２により電極２４に接続される。
【００３８】
センサチップを上記のような形状のシリコン基板２１と、カバー基板２６とを用いる構成としたことにより、従来のセンサチップにおける遮光板と保護カバーガラスの機能を少ない工程で形成でき、製造コストが安価となる。
【００３９】
上記のセンサチップの動作を次に説明する。
【００４０】
半導体レーザ２３に電極２２から電流を注入すると半導体レーザ２３が発振する。パワーをできるだけ一定にレーザ発振させる場合には、半導体レーザ２３の後端面にオートパワーコントロール用フォトダイオード（図示せず）を配置し、半導体レーザ２３の出力をモニターし、常にパワーが一定になるようにフィードバック回路で半導体レーザ２３の注入電流を制御する。
【００４１】
半導体レーザ２３から出射した光は、シリコン基板２１上に配置したカバー基板２６を通して外部の生体組織に照射される。このセンサチップを皮膚などの生体組織に近づけた場合、光散乱が生じ、散乱光が再びカバー基板２６を通してフォトダイオードに入射する。この散乱光には、静止した生体組織からの散乱光と生体組織の毛細血管中の移動している赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）の干渉成分が含まれる。このため、この信号を周波数解析することにより、血流速度を求めることができる。実験により、流体に微粒子を分散させた溶液を用いて、流体速度とドップラーシフト周波数の間に直線関係が成立することを確認した。
【００４２】
また、散乱光の強度は移動している血液量に相当しており、血流速度と血液量の積で血流量が求められる。更に散乱信号波形には、脈拍による変調成分もあり、脈拍の検出も可能である。
【００４３】
次に本発明の第二の実施の形態について図４を用いて説明する。図４は第二の実施の形態のセンサチップにおける受光素子を含む部分の断面図である。
【００４４】
本実施の形態では受光素子として端面入射屈折型フォトダイオード４１を用いている。そして、図４に示すように、入射した散乱光を水平方向に反射させる傾斜面をシリコン基板２１上に形成し、この傾斜面には金属膜４２（ＴｉＰｔＡｕ）を蒸着し、高反射ミラーとしている。また、第１の実施の形態と同様に、カバー基板２６には遮光膜４３を設けている。
【００４５】
図５に端面入射屈折型フォトダイオード４１の断面図を示す。図５に示すように、この端面入射屈折型フォトダイオード４１は側方に逆メサ構造の光入射端面５１を有しており、横方向から入射光が入射端面５１で屈折し、上層の光吸収層５２で吸収され、電気信号に変換される。このような端面入射屈折型フォトダイオード４１は光軸の上下方向のずれ許容度が大きいこと、吸収効率が大きいことに特徴がある。このようなフォトダイオードについては、例えばＨ．Ｆｕｋａｎｏ， Ｙ．Ｍａｔｓｕｏｋａ， Ａ Ｌｏｗ−Ｃｏｓｔ Ｅｄｇｅ−Ｉｌｌｕｍｉｎａｔｅｄ Ｒｅｆｒａｃｔｉｎｇ−Ｆａｃｅｔ Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ Ｍｏｄｕ１ｅ ｗｉｔｈ Ｌａｒｇｅ Ｂａｎｄｗｉｄｔｈ ａｎｄ Ｈｉｇｈ Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｉｔｙ， Ｊ．Ｌｉｇｈｔｗａｖｅ Ｔｅｃｈｎｏ１ｏｇｙ， Ｖｏ１．１８， Ｎｏ−１， ７９−８３（２０００）に記載されている。
【００４６】
次に本発明の第三の実施の形態について図６を用いて説明する。図６は第三の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。本実施の形態では発光素子として面発光ＬＤ６１を用いる。また、カバー基板２６に屈折レンズ６２を半導体プロセスにより形成し、面発光ＬＤ６１からの光を発散光、収束光、平行光の状態で外部の生体組織へ照射することを可能としている。この実施の形態によれば第一の実施の形態のような光反射用の傾斜面が不要となる。なお、屈折レンズ６２の他、フレネルレンズ、バイナリレンズなどのレンズも用いることができる。
【００４７】
次に本発明の第四の実施の形態について図７を用いて説明する。図７は第四の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。本実施の形態では発光素子として端面発光ＬＤ７１を用い、シリコン基板２１上にボールレンズ７２を配置して、端面発光ＬＤ７１からの光を収束光あるいは発散光あるいは平行光に変換する。発散光、収束光、平行光の状態で外部の生体組織へ照射することが可能である。ここでは（１００）シリコン基板をウエット異方性エッチングで加工し、５４．７°の傾斜角を持つ（１１１）面７３をミラーとして用いている。なお、ボールレンズ７２の代わりにポリイミド導波路レンズ、回折レンズなどを用いてもよい。このようなレンズを用いることにより計測に適した光を出射することが可能となり、計測精度を高めることが可能となる。
【００４８】
次に本発明の第五の実施の形態について図８を用いて説明する。図８は第五の実施の形態のセンサチップの上面図である。本実施の形態では、波長１．３μｍの発光素子（端面発光ＬＤ８１）、波長０．６６μｍの発光素子（端面発光ＬＤ８２）、それらの散乱光を受光する長波用ＩｎＰの受光素子（面入射ＰＤ８３）、短波用Ｓｉの受光素子（面入射ＰＤ８４）をシリコン基板８５上に二次元アレイ状に配置している。発光素子と受光素子を含む各々の部分の構造は第一の実施の形態と同様である。
【００４９】
第五の実施の形態のように、異なる波長の複数の発光素子を用いることにより、レーザ光の侵入深さを異ならせることができ、深さの異なる毛細血管の血流量計測が可能となる。シリコン基板上の凹部に光素子を設ける構成をとったことにより、フォトリソグラフィの精度で一体形成することが可能である。
【００５０】
なお、上記の各実施の形態において、発光素子である半導体レーザ、受光素子であるフォトダイオードなどの光素子は、ＧａＡｓ基板、ＩｎＰ基板上にモノリシックに形成してもよい。
【００５１】
なお、本発明は、上記の実施例に限定されることなく、特許請求の範囲内において、種々変更・応用が可能である。
【００５２】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明に係るセンサチップでは、発光素子、受光素子を形成した半導体基板上に遮光膜付カバー基板をフォトリソグラフィにより一体形成することにより、遮光板などの部品が削除でき、遮光板のアセンブリの必要がなくなるため、超小型、軽量の血流計を低コストで実現することができる。また、面発光レーザ、面入射フォトダイオードなどの素子を垂直に立てて実装すること無しに使用することが可能になる。また二次元アレイ状に配置したセンサ部を一体形成できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態に係る血流計の構成を示す図である。
【図２】本発明における第一の実施の形態のセンサチップを示す図であり、（ａ）は上面図、（ｂ）はＡ−Ａ’断面図である。
【図３】本発明における第一の実施の形態のセンサチップを示す図であり、（ａ）はＢ−Ｂ’断面図、（ｂ）はＣ−Ｃ’断面図である。
【図４】本発明の第二の実施の形態のセンサチップにおける受光素子を含む部分の断面図である。
【図５】本発明の第二の実施の形態のセンサチップにおける端面入射屈折型フォトダイオードの断面図である。
【図６】図６は第三の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。
【図７】本発明の第四の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。
【図８】本発明の第五の実施の形態のセンサチップの上面図である。
【図９】従来の血流計のセンサチップを示す斜視図である。
【符号の説明】
１ 半導体レーザ
２ フォトダイオード
３ 光導波路
４ 遮光用ブロック
１１ センサチップ
１２ 増幅器
１３ 駆動／演算装置
１４ 出力部
２１、８５ シリコン基板
２２、２４ 電極
２３、７１、８１、８２ 端面発光ＬＤ
２５、８３、８４ 面入射ＰＤ
２６ カバー基板
２７、３１、４３ 遮光膜
２８、４２ ミラー用金属膜
２９、３２ ワイヤ
３０ バイナリレンズ
４１ 端面入射ＰＤ
５１ 光入射端面
５２ 吸収層
６１ 面発光ＬＤ
６２ 屈折レンズ
７２ ボールレンズ
７３ 傾斜面
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体組織からの散乱光を利用して対象生体組織における血流量、血液量、血流速度、脈拍を測定する血流計に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来の血流計について記載されている文献として、特開２００２−３３０９３６号公報がある。図９は同文献に示す従来の血流計のセンサチップを示す図である。図９に示される従来のセンサチップは、発光素子の半導体レーザ１、受光素子のフォトダイオード２、発光素子から出射した光を発散光、集束光または平行光にして外部の生体組織に向かって出射するための光導波路３を有しておりこれらが同一半導体基板上に集積化されている。
【０００３】
また、半導体レーザ１からの光が直接フォトダイオード２に入射するのを防ぐため、半導体レーザ１、フォトダイオード２のそれぞれを被い囲む形に遮蔽ブロック４を形成し基板に接合して用いられている。フォトダイオード２には端面入射屈折型フォトダイオードが用いられ、更にその前面に所定の空隙を有する第２の遮光板が備えられる場合もある。
【０００４】
このような血流計では、静止した生体組織からの散乱光と生体組織の毛細血管中を移動している赤血球（散乱粒子）からの散乱光（血流速度に応じてドップラーシフトΔｆを受けた散乱光）の干渉光を検出（ヘテロダイン検波）することにより血流量、血液量、血流速度、脈拍を計測する。この測定原理については、例えば、文献Ｍ．Ｄ．Ｓｔｅｒｎ： “Ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｖａ１ｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｉｃｒｏｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ ｂｙ ｃｏｈｅｒｅｎｔ ｌｉｇｈｔ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ，” Ｎａｔｕｒｅ，ｖｏｌ．２５４，ｐｐ．５６−５８（１９７５）に記載されている。
【０００５】
【特許文献１】
特開２００２−３３０９３６号公報
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このような従来の血流計を実際に使用するには、ごみや挨等の微粒子からこの血流計を保護するカバーガラスなどを血流計前面に実装することが必須である。また発光素子として面発光素子、受光素子として面受光素子を使用する場合には、これらの素子を垂直に立てて実装する必要があり、その場合これらの素子を垂直に保持する部品が必要となり、工程が増え製造コストが高価となる。
【０００７】
また、このような血流計を二次元アレイ状に配置するには、個別血流計または一次元アレイ状に作製した血流計をアセンブルする必要がある。更に、フォトダイオードの前面には、所定の空隙を有する第２の遮光板が備えられる場合もあるが、この場合遮光板のアライメント、実装工程が必要となる。従って、工程が増え製造コストが高価となる。
【０００８】
本発明は上述の課題を解決するためになされたものであり、小型で個別部品の組み立て、作製の工程を削減し、量産を可能にして、低コスト化、高信頼性を実現した超小型血流計及びセンサ部を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために、本発明においては、血流計のセンサ部を次のように構成する。
【００１０】
本発明は、発光素子から出射した光を外部の生体組織に向かって出射し、生体組織からの散乱光を受光素子で受光して生体組織内の血流に関する値を測定する血流計におけるセンサ部であって、前記発光素子と前記受光素子の各々を同一半導体基板表面に形成した凹部に配置し、該半導体基板の上面に不要散乱光を遮る遮光膜が形成されたカバー基板を配置し、前記発光素子から出射した光を前記カバー基板を通して外部の生体組織に向けて出射し、前記生体組織からの散乱光を前記カバー基板を通して前記受光素子が受光する構造を有する。
【００１１】
本発明によれば、発光素子と受光素子の各々を同一半導体基板表面に形成した凹部に配置し、半導体基板の上面に不要散乱光を遮る遮光膜が形成されたカバー基板を配置することにより、少ない工程で従来の遮光板と保護カバーガラスを兼ねた構成を実現できるので、製造コストが安価となる。
【００１２】
上記の構成において、前記発光素子から生体組織を経由せずに前記受光素子に光が入射するのを遮る遮光膜を前記受光素子が配置される凹部の側面に形成してもよい。本発明により、生体組織内の移動している毛細血管内の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）を効率よく検出することができる。
【００１３】
また、上記の構成において、前記発光素子として端面発光半導体レーザを用い、該端面発光半導体レーザから出射した光を前記カバー基板の方向に反射させる傾斜面を前記半導体基板に形成してもよい。
【００１４】
本発明によれば、半導体基板に形成した傾斜面を利用するので、発光素子を垂直に保持する部品が不要となり半導体基板上に発光素子を直接実装可能となる。
【００１５】
上記の構成において、前記受光素子として端面入射フォトダイオードを用い、生体組織からの散乱光を該端面入射フォトダイオードに導く傾斜面を前記半導体基板に形成してもよい。
【００１６】
本発明によれば、半導体基板に形成した傾斜面を利用するので、受光素子を垂直に保持する部品が不要で、半導体基板上に直接実装可能となる。
【００１７】
また、前記発光素子として面発光半導体レーザを用いたり、前記受光素子として面入射フォトダイオードを用いてもよい。これにより、前記反射面としての傾斜面を形成しなくてもよい。また、発光素子、受光素子を垂直に保持する部品が不要となり半導体基板上に発光素子、受光素子を直接実装可能となる。
【００１８】
上記の構成において、前記半導体基板上にレンズを配置し、該レンズにより前記発光素子から出射した光を収束光又は発散光又は平行光にして外部の生体組織に向けて出射するように構成してもよい。また、前記レンズとしてボールレンズ又はポリイミド導波路レンズ又は回折レンズを用いることができる。
【００１９】
本発明により、計測に適した光を出射することが可能となり、計測精度を高めることが可能となる。
【００２０】
また、前記カバー基板にレンズを形成し、該レンズにより前記発光素子から出射した光を収束光又は発散光又は平行光にして外部の生体組織に向けて出射するように構成することもできる。そのレンズとして屈折レンズ又はフレネルレンズ又はバイナリレンズを用いることができる。
【００２１】
本発明により、前記カバー基板に例えば半導体プロセスでレンズを集積化でき、計測に適した光を出射することが可能となり、計測精度を高めることが可能となる。
【００２２】
上記の構成において、前記発光素子および前記受光素子とを同一半導体基板上にモノリシックに集積化することもできる。これにより、発光素子、受光素子を個別にアセンブリする必要がなく、フォトリソグラフィの精度で一体形成できる。
【００２３】
また、上記の構成を有するセンサ部を複数備え、該複数のセンサ部における半導体基板を同一半導体基板としてセンサ部を構成することもできる。
【００２４】
本発明により、個別の血流計を二次元アレイ状にアセンブルする必要が無く、フォトリソグラフィの精度で一体形成できる。
【００２５】
また、前記複数のセンサ部における複数の発光素子として長波用の発光素子と短波用の発光素子を用い、複数の受光素子として長波用の受光素子と短波用の受光素子を用いることにより、生体組織内の血流に関する値の波長依存性を測定することが可能となる。
【００２６】
更に、上記センサ部と、前記発光素子を駆動する回路と、前記センサ部から受信した信号を処理して前記血流に関する値を計算するデジタル信号プロセッサとを備えた集積回路とを有する血流計を提供できる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
図１は、本発明の血流計の実施の形態に係る構成を示す図である。同図に示すように、本発明の血流計は、生体組織に光を当てることにより反射した散乱光を受光するセンサチップ１１、受光した光を増幅する増幅器１２、発光素子（ＬＤ）を駆動させ、散乱光を解析することにより血流を求める駆動／演算装置１３、求めた血流等を表示する出力部１４を有する。センサチップ１１は半導体基板上に集積化されて形成されている。
【００２８】
また、駆動／演算装置１３は、Ａ／Ｄ変換器１５、ＬＤドライバ１６、受信信号から血流を求めるための演算を行うデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）１７、電源供給部１８、インターフェース１９を有し、小型液晶ディスプレイ等の出力部１４に接続される。駆動／演算装置１３は、全体をＬＳＩとして構成することが可能であり、センサチップ及び増幅器とあわせて一体として構成でき、人体等に容易に装着できる形状に構成することが可能である。
【００２９】
図２及び図３は本発明の第１の実施の形態に係る血流計のセンサチップの構成を示す図であり、図２（ａ）は上面図、図２（ｂ）はＡ−Ａ’断面図、図３（ａ）はＢ−Ｂ’断面図、図３（ｂ）はＣ−Ｃ’断面図である。
【００３０】
図２（ａ）、（ｂ）に示すように第１の実施の形態におけるセンサチップは、表面熱酸化したシリコンからなる半導体基板上（シリコン基板２１：９．７°オフアクシスカット（１００）シリコン基板を使用したシリコンベンチ）に電極２２が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極２２上にはんだ膜（図示せず）を介して発光素子である半導体レーザ（端面発光ＬＤ２３）が形成されている。同様に同一シリコン基板２１上に電極２４が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極２４上にはんだ膜を介して受光素子であるフォトダイオード（面入射ＰＤ２５）が形成される。更にシリコン基板２１上には、カバー基板２６が設けられる。ここでカバー基板２６には合成石英を用いている。このカバー基板２６は６インチ合成石英ウエハをダイシングして作製している。
【００３１】
半導体レーザ（端面発光ＬＤ２３）としては、例えば波長１．３μｍのＤＦＢレーザを用いる。波長１．３μｍのＤＦＢレーザを用いることにより、光を皮下組織の奥まで透過させ整った波形を検出することができる。
【００３２】
半導体レーザ２３とフォトダイオード２５はシリコン基板２１上にはんだ膜を介してボンディングされる。発光素子、受光素子を半導体基板上に高精度にボンディングする技術としては、特開平９−５５３９３号公報（素子のボンディング方法およびその装置）に開示された技術がある。発光素子、受光素子を同一半導体基板上に形成させることにより、各光素子は二次元的な位置決めのみでよく、三次元的なアライメントを必要としないため、調整の工程を削減し、量産を可能にして、低コスト化を実現することができる。
【００３３】
図２（ａ）、（ｂ）に示すように、本実施の形態ではフォトダイオード２５を実装した側のシリコン基板上に遮光膜２７として金属（ＴｉＰｔＡｕ）膜をパターニングしている。これにより半導体レーザ２３からシリコン基板２１を通してフォトダイオード２５に入射する迷光を防ぐことができる。
【００３４】
すなわち、波長（１．３μｍ）の光はシリコンを透過するので、発光素子として波長１．３μｍの半導体レーザ（ＤＦＢレーザ）を用いる場合、半導体レーザから生体組織を経由せずにフォトダイオード２５に光が届くことがある。一方、センサチップで受光する毛細血管内の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）による強度変調された散乱光成分は、数１００ｐＷ程度と非常に微弱なため、遮光膜２７を設けないと信号のＳＮ比が悪くなる。この遮光膜２７が無い状態では、微弱なドップラーシフトした散乱光成分の強度が埋もれてしまい、血流速度の検出ができない。
【００３５】
図２（ａ）、図３（ａ）に示すように、本実施の形態では発光素子として端面発光半導体レーザ２３（波長１．３μｍのＤＦＢレーザ）を使用しており、出射した光を上方向に反射させる傾斜面をシリコン半導体基板上に形成している。ここでは、９．７°オフアクシスカットした（１００）シリコン基板をウエット異方性エッチングで作製している。この場合、（１１１）面が４５°で表れるため、この傾斜面に金属膜２８（ＴｉＰｔＡｕ）を蒸着し、ミラーとして用いている。このようなオフアクシスカットした基板を用いない場合、５４．７°で表れる（１１１）面をミラーとして用いることも可能である。また、端面発光ＬＤ２３はワイヤ２９によって電極２２と接続されている。
【００３６】
また、図３（ａ）に示すように、カバー基板２６にバイナリレンズ３０を半導体プロセスにより形成しているので、ＬＤ２３からの光を発散光、収束光、平行光の状態で外部の生体組織へ照射することが可能である。カバー基板２６に形成するレンズはバイナリレンズ３０に限らず屈折レンズ、フレネルレンズなどでもよい。
【００３７】
図３（ｂ）に示すように、本実施の形態では面入射ＰＤ２５を用いている。また、本実施の形態では、不要散乱光をさえぎる遮光膜３１をカバー基板２６の上下両面にフォトリソグラフィによりパターニングして形成しており、生態組織からの散乱光は遮光膜における開口部から面入射ＰＤ２５に入射する。この遮光膜３１により生体組織内の移動している毛細血管内の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）を効率よく検出することができる。また、面入射ＰＤ２５はワイヤ３２により電極２４に接続される。
【００３８】
センサチップを上記のような形状のシリコン基板２１と、カバー基板２６とを用いる構成としたことにより、従来のセンサチップにおける遮光板と保護カバーガラスの機能を少ない工程で形成でき、製造コストが安価となる。
【００３９】
上記のセンサチップの動作を次に説明する。
【００４０】
半導体レーザ２３に電極２２から電流を注入すると半導体レーザ２３が発振する。パワーをできるだけ一定にレーザ発振させる場合には、半導体レーザ２３の後端面にオートパワーコントロール用フォトダイオード（図示せず）を配置し、半導体レーザ２３の出力をモニターし、常にパワーが一定になるようにフィードバック回路で半導体レーザ２３の注入電流を制御する。
【００４１】
半導体レーザ２３から出射した光は、シリコン基板２１上に配置したカバー基板２６を通して外部の生体組織に照射される。このセンサチップを皮膚などの生体組織に近づけた場合、光散乱が生じ、散乱光が再びカバー基板２６を通してフォトダイオードに入射する。この散乱光には、静止した生体組織からの散乱光と生体組織の毛細血管中の移動している赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）の干渉成分が含まれる。このため、この信号を周波数解析することにより、血流速度を求めることができる。実験により、流体に微粒子を分散させた溶液を用いて、流体速度とドップラーシフト周波数の間に直線関係が成立することを確認した。
【００４２】
また、散乱光の強度は移動している血液量に相当しており、血流速度と血液量の積で血流量が求められる。更に散乱信号波形には、脈拍による変調成分もあり、脈拍の検出も可能である。
【００４３】
次に本発明の第二の実施の形態について図４を用いて説明する。図４は第二の実施の形態のセンサチップにおける受光素子を含む部分の断面図である。
【００４４】
本実施の形態では受光素子として端面入射屈折型フォトダイオード４１を用いている。そして、図４に示すように、入射した散乱光を水平方向に反射させる傾斜面をシリコン基板２１上に形成し、この傾斜面には金属膜４２（ＴｉＰｔＡｕ）を蒸着し、高反射ミラーとしている。また、第１の実施の形態と同様に、カバー基板２６には遮光膜４３を設けている。
【００４５】
図５に端面入射屈折型フォトダイオード４１の断面図を示す。図５に示すように、この端面入射屈折型フォトダイオード４１は側方に逆メサ構造の光入射端面５１を有しており、横方向から入射光が入射端面５１で屈折し、上層の光吸収層５２で吸収され、電気信号に変換される。このような端面入射屈折型フォトダイオード４１は光軸の上下方向のずれ許容度が大きいこと、吸収効率が大きいことに特徴がある。このようなフォトダイオードについては、例えばＨ．Ｆｕｋａｎｏ， Ｙ．Ｍａｔｓｕｏｋａ， Ａ Ｌｏｗ−Ｃｏｓｔ Ｅｄｇｅ−Ｉｌｌｕｍｉｎａｔｅｄ Ｒｅｆｒａｃｔｉｎｇ−Ｆａｃｅｔ Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ Ｍｏｄｕ１ｅ ｗｉｔｈ Ｌａｒｇｅ Ｂａｎｄｗｉｄｔｈ ａｎｄ Ｈｉｇｈ Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｉｔｙ， Ｊ．Ｌｉｇｈｔｗａｖｅ Ｔｅｃｈｎｏ１ｏｇｙ， Ｖｏ１．１８， Ｎｏ−１， ７９−８３（２０００）に記載されている。
【００４６】
次に本発明の第三の実施の形態について図６を用いて説明する。図６は第三の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。本実施の形態では発光素子として面発光ＬＤ６１を用いる。また、カバー基板２６に屈折レンズ６２を半導体プロセスにより形成し、面発光ＬＤ６１からの光を発散光、収束光、平行光の状態で外部の生体組織へ照射することを可能としている。この実施の形態によれば第一の実施の形態のような光反射用の傾斜面が不要となる。なお、屈折レンズ６２の他、フレネルレンズ、バイナリレンズなどのレンズも用いることができる。
【００４７】
次に本発明の第四の実施の形態について図７を用いて説明する。図７は第四の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。本実施の形態では発光素子として端面発光ＬＤ７１を用い、シリコン基板２１上にボールレンズ７２を配置して、端面発光ＬＤ７１からの光を収束光あるいは発散光あるいは平行光に変換する。発散光、収束光、平行光の状態で外部の生体組織へ照射することが可能である。ここでは（１００）シリコン基板をウエット異方性エッチングで加工し、５４．７°の傾斜角を持つ（１１１）面７３をミラーとして用いている。なお、ボールレンズ７２の代わりにポリイミド導波路レンズ、回折レンズなどを用いてもよい。このようなレンズを用いることにより計測に適した光を出射することが可能となり、計測精度を高めることが可能となる。
【００４８】
次に本発明の第五の実施の形態について図８を用いて説明する。図８は第五の実施の形態のセンサチップの上面図である。本実施の形態では、波長１．３μｍの発光素子（端面発光ＬＤ８１）、波長０．６６μｍの発光素子（端面発光ＬＤ８２）、それらの散乱光を受光する長波用ＩｎＰの受光素子（面入射ＰＤ８３）、短波用Ｓｉの受光素子（面入射ＰＤ８４）をシリコン基板８５上に二次元アレイ状に配置している。発光素子と受光素子を含む各々の部分の構造は第一の実施の形態と同様である。
【００４９】
第五の実施の形態のように、異なる波長の複数の発光素子を用いることにより、レーザ光の侵入深さを異ならせることができ、深さの異なる毛細血管の血流量計測が可能となる。シリコン基板上の凹部に光素子を設ける構成をとったことにより、フォトリソグラフィの精度で一体形成することが可能である。
【００５０】
なお、上記の各実施の形態において、発光素子である半導体レーザ、受光素子であるフォトダイオードなどの光素子は、ＧａＡｓ基板、ＩｎＰ基板上にモノリシックに形成してもよい。
【００５１】
なお、本発明は、上記の実施例に限定されることなく、特許請求の範囲内において、種々変更・応用が可能である。
【００５２】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明に係るセンサチップでは、発光素子、受光素子を形成した半導体基板上に遮光膜付カバー基板をフォトリソグラフィにより一体形成することにより、遮光板などの部品が削除でき、遮光板のアセンブリの必要がなくなるため、超小型、軽量の血流計を低コストで実現することができる。また、面発光レーザ、面入射フォトダイオードなどの素子を垂直に立てて実装すること無しに使用することが可能になる。また二次元アレイ状に配置したセンサ部を一体形成できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態に係る血流計の構成を示す図である。
【図２】本発明における第一の実施の形態のセンサチップを示す図であり、（ａ）は上面図、（ｂ）はＡ−Ａ’断面図である。
【図３】本発明における第一の実施の形態のセンサチップを示す図であり、（ａ）はＢ−Ｂ’断面図、（ｂ）はＣ−Ｃ’断面図である。
【図４】本発明の第二の実施の形態のセンサチップにおける受光素子を含む部分の断面図である。
【図５】本発明の第二の実施の形態のセンサチップにおける端面入射屈折型フォトダイオードの断面図である。
【図６】図６は第三の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。
【図７】本発明の第四の実施の形態のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図である。
【図８】本発明の第五の実施の形態のセンサチップの上面図である。
【図９】従来の血流計のセンサチップを示す斜視図である。
【符号の説明】
１ 半導体レーザ
２ フォトダイオード
３ 光導波路
４ 遮光用ブロック
１１ センサチップ
１２ 増幅器
１３ 駆動／演算装置
１４ 出力部
２１、８５ シリコン基板
２２、２４ 電極
２３、７１、８１、８２ 端面発光ＬＤ
２５、８３、８４ 面入射ＰＤ
２６ カバー基板
２７、３１、４３ 遮光膜
２８、４２ ミラー用金属膜
２９、３２ ワイヤ
３０ バイナリレンズ
４１ 端面入射ＰＤ
５１ 光入射端面
５２ 吸収層
６１ 面発光ＬＤ
６２ 屈折レンズ
７２ ボールレンズ
７３ 傾斜面
Claims (14)
- 発光素子から出射した光を外部の生体組織に向かって出射し、生体組織からの散乱光を受光素子で受光して生体組織内の血流に関する値を測定する血流計におけるセンサ部であって、
前記発光素子と前記受光素子の各々を同一半導体基板表面に形成した凹部に配置し、
該半導体基板の上面に不要散乱光を遮る遮光膜が形成されたカバー基板を配置し、
前記発光素子から出射した光を前記カバー基板を通して外部の生体組織に向けて出射し、前記生体組織からの散乱光を前記カバー基板を通して前記受光素子が受光する構造を有することを特徴とするセンサ部。 - 前記発光素子から生体組織を経由せずに前記受光素子に光が入射するのを遮る遮光膜を前記受光素子が配置される凹部の側面に形成したことを特徴とする請求項１に記載のセンサ部。
- 前記発光素子として端面発光半導体レーザを用い、該端面発光半導体レーザから出射した光を前記カバー基板の方向に反射させる傾斜面を前記半導体基板に形成したことを特徴とする請求項１又は２に記載のセンサ部。
- 前記受光素子として端面入射フォトダイオードを用い、生体組織からの散乱光を該端面入射フォトダイオードに導く傾斜面を前記半導体基板に形成したことを特徴とする請求項１ないし請求項３のうちいずれか１項に記載のセンサ部。
- 前記発光素子として面発光半導体レーザを用いることを特徴とする請求項１又は２に記載のセンサ部。
- 前記受光素子として面入射フォトダイオードを用いることを特徴とする請求項１又は２に記載のセンサ部。
- 前記半導体基板上にレンズを配置し、該レンズにより前記発光素子から出射した光を収束光又は発散光又は平行光にして外部の生体組織に向けて出射することを特徴とする請求項１ないし６のうちいずれか１項に記載のセンサ部。
- 前記レンズはボールレンズ又はポリイミド導波路レンズ又は回折レンズである請求項７に記載のセンサ部。
- 前記カバー基板にレンズを形成し、該レンズにより前記発光素子から出射した光を収束光又は発散光又は平行光にして外部の生体組織に向けて出射することを特徴とする請求項１ないし６のうちいずれか１項に記載のセンサ部。
- 前記レンズは屈折レンズ又はフレネルレンズ又はバイナリレンズである請求項９に記載のセンサ部。
- 前記発光素子及び前記受光素子を前記半導体基板上にモノリシックに集積化したことを特徴とする請求項１ないし１０のうちいずれか１項に記載のセンサ部。
- 請求項１ないし１１のうちいずれか１項に記載のセンサ部を複数備え、該複数のセンサ部における半導体基板は同一半導体基板であることを特徴とするセンサ部。
- 前記複数のセンサ部における複数の発光素子として長波用の発光素子と短波用の発光素子を用い、複数の受光素子として長波用の受光素子と短波用の受光素子を用いたことを特徴とする請求項１２に記載のセンサ部。
- 請求項１に記載のセンサ部と、
前記発光素子を駆動する回路と、前記センサ部から受信した信号を処理して前記血流に関する値を計算するデジタル信号プロセッサとを備えた集積回路と
を有することを特徴とする血流計。
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Cited By (25)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2006051726A1 (ja) * | 2004-11-09 | 2006-05-18 | Kyushu University, National University Corporation | センサ部及び生体センサ |
| JP2007175416A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-12 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 光学センサ及びそのセンサ部 |
| JP2007175415A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-12 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 光学センサ及びそのセンサ部 |
| WO2007097240A1 (ja) * | 2006-02-23 | 2007-08-30 | Hamamatsu Photonics K.K. | 光送受信デバイス |
| WO2007135897A1 (ja) * | 2006-05-18 | 2007-11-29 | Hamamatsu Photonics K.K. | 光送受信デバイス |
| WO2008065699A1 (fr) | 2006-11-27 | 2008-06-05 | Pioneer Corporation | Dispositif de capteur d'émission et procédé de détection de bio-informations |
| JP2008272085A (ja) * | 2007-04-26 | 2008-11-13 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 血流センサ |
| JP2009501041A (ja) * | 2005-07-15 | 2009-01-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 電磁波による脈拍検出を伴う除細動のための装置及び方法 |
| JP2009106373A (ja) * | 2007-10-26 | 2009-05-21 | Panasonic Electric Works Co Ltd | 生体表層組織用センシング装置 |
| JP2009200433A (ja) * | 2008-02-25 | 2009-09-03 | Fuji Xerox Co Ltd | 光学モジュールおよびそれを用いた医療用光計測システム |
| WO2009139029A1 (ja) * | 2008-05-12 | 2009-11-19 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置及びその製造方法 |
| WO2009139028A1 (ja) | 2008-05-12 | 2009-11-19 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| WO2009139030A1 (ja) * | 2008-05-12 | 2009-11-19 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| JP2010029312A (ja) * | 2008-07-25 | 2010-02-12 | Yoshida Dental Mfg Co Ltd | マットとその制御方法 |
| CN104545867A (zh) * | 2013-10-23 | 2015-04-29 | 精工爱普生株式会社 | 脉搏传感器以及使用了脉搏传感器的生物体信息测量装置 |
| US9683587B2 (en) | 2012-02-03 | 2017-06-20 | Kyb Corporation | Fluid pressure control device |
| JP2017131286A (ja) * | 2016-01-25 | 2017-08-03 | 京セラ株式会社 | 計測センサ用パッケージおよび計測センサ |
| JP2017534325A (ja) * | 2014-10-02 | 2017-11-24 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 光学的バイタルサインセンサ |
| JP2018029776A (ja) * | 2016-08-24 | 2018-03-01 | 京セラ株式会社 | 計測センサ用パッケージおよび計測センサ |
| KR20180072766A (ko) * | 2016-01-25 | 2018-06-29 | 쿄세라 코포레이션 | 계측 센서용 패키지 및 계측 센서 |
| WO2018173294A1 (ja) * | 2017-03-24 | 2018-09-27 | 愛知時計電機株式会社 | 計測装置 |
| US10177530B2 (en) | 2015-12-22 | 2019-01-08 | Ricoh Company, Ltd. | Optical sensor, optical examination device, and optical property detection method |
| WO2020100419A1 (ja) * | 2018-11-12 | 2020-05-22 | ソニー株式会社 | 生体情報計測装置 |
| CN111727364A (zh) * | 2018-01-30 | 2020-09-29 | 京瓷株式会社 | 测量装置 |
| JP2021142346A (ja) * | 2019-10-01 | 2021-09-24 | パイオニア株式会社 | 検出器 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5301618B2 (ja) * | 2006-06-01 | 2013-09-25 | 日本電信電話株式会社 | 光学センサ及びセンサチップ |
-
2003
- 2003-01-30 JP JP2003022692A patent/JP3882756B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (55)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1810613A4 (en) * | 2004-11-09 | 2009-08-19 | Univ Kyushu Nat Univ Corp | SENSOR PART AND BIOLOGICAL SENSOR |
| JP2006130208A (ja) * | 2004-11-09 | 2006-05-25 | Kyushu Univ | センサ部及び生体センサ |
| WO2006051726A1 (ja) * | 2004-11-09 | 2006-05-18 | Kyushu University, National University Corporation | センサ部及び生体センサ |
| US8352003B2 (en) | 2004-11-09 | 2013-01-08 | Kyushu University, National University Corporation | Sensor unit and biosensor |
| EP1810613A1 (en) * | 2004-11-09 | 2007-07-25 | Kyushu University, National University Corporation | Sensor part and biological sensor |
| EP1810613B1 (en) * | 2004-11-09 | 2016-03-09 | Kyushu University, National University Corporation | Sensor part and biological sensor |
| JP2009501041A (ja) * | 2005-07-15 | 2009-01-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 電磁波による脈拍検出を伴う除細動のための装置及び方法 |
| JP4724559B2 (ja) * | 2005-12-28 | 2011-07-13 | 日本電信電話株式会社 | 光学センサ及びそのセンサ部 |
| JP4718324B2 (ja) * | 2005-12-28 | 2011-07-06 | 日本電信電話株式会社 | 光学センサ及びそのセンサ部 |
| JP2007175416A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-12 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 光学センサ及びそのセンサ部 |
| JP2007175415A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-12 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 光学センサ及びそのセンサ部 |
| EP1993148A1 (en) * | 2006-02-23 | 2008-11-19 | Hamamatsu Photonics K. K. | Optical transmission/reception device |
| JP2007225923A (ja) * | 2006-02-23 | 2007-09-06 | Hamamatsu Photonics Kk | 光送受信デバイス |
| EP1993148A4 (en) * | 2006-02-23 | 2010-12-22 | Hamamatsu Photonics Kk | OPTICAL TRANSMISSION / RECEPTION DEVICE |
| WO2007097240A1 (ja) * | 2006-02-23 | 2007-08-30 | Hamamatsu Photonics K.K. | 光送受信デバイス |
| US7826695B2 (en) | 2006-05-18 | 2010-11-02 | Hamamatsu Photonics K.K. | Light transmitting/receiving device |
| JP2007311552A (ja) * | 2006-05-18 | 2007-11-29 | Hamamatsu Photonics Kk | 光送受信デバイス |
| TWI392249B (zh) * | 2006-05-18 | 2013-04-01 | Hamamatsu Photonics Kk | Optical transceiver device |
| WO2007135897A1 (ja) * | 2006-05-18 | 2007-11-29 | Hamamatsu Photonics K.K. | 光送受信デバイス |
| WO2008065699A1 (fr) | 2006-11-27 | 2008-06-05 | Pioneer Corporation | Dispositif de capteur d'émission et procédé de détection de bio-informations |
| US20100056887A1 (en) * | 2006-11-27 | 2010-03-04 | Pioneer Corporation | Emission sensor device and bioinformation detecting method |
| JPWO2008065699A1 (ja) * | 2006-11-27 | 2010-03-04 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置及び生体情報の検出方法 |
| JP2008272085A (ja) * | 2007-04-26 | 2008-11-13 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | 血流センサ |
| JP2009106373A (ja) * | 2007-10-26 | 2009-05-21 | Panasonic Electric Works Co Ltd | 生体表層組織用センシング装置 |
| JP2009200433A (ja) * | 2008-02-25 | 2009-09-03 | Fuji Xerox Co Ltd | 光学モジュールおよびそれを用いた医療用光計測システム |
| JPWO2009139028A1 (ja) * | 2008-05-12 | 2011-09-08 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| WO2009139030A1 (ja) * | 2008-05-12 | 2009-11-19 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| JPWO2009139029A1 (ja) * | 2008-05-12 | 2011-09-08 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置及びその製造方法 |
| JPWO2009139030A1 (ja) * | 2008-05-12 | 2011-09-08 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| JP5031895B2 (ja) * | 2008-05-12 | 2012-09-26 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置及びその製造方法 |
| JP5031896B2 (ja) * | 2008-05-12 | 2012-09-26 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| JP5031894B2 (ja) * | 2008-05-12 | 2012-09-26 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| WO2009139029A1 (ja) * | 2008-05-12 | 2009-11-19 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置及びその製造方法 |
| WO2009139028A1 (ja) | 2008-05-12 | 2009-11-19 | パイオニア株式会社 | 自発光型センサ装置 |
| US8591426B2 (en) | 2008-05-12 | 2013-11-26 | Pioneer Corporation | Self-luminous sensor device |
| JP2010029312A (ja) * | 2008-07-25 | 2010-02-12 | Yoshida Dental Mfg Co Ltd | マットとその制御方法 |
| US9683587B2 (en) | 2012-02-03 | 2017-06-20 | Kyb Corporation | Fluid pressure control device |
| CN104545867A (zh) * | 2013-10-23 | 2015-04-29 | 精工爱普生株式会社 | 脉搏传感器以及使用了脉搏传感器的生物体信息测量装置 |
| JP2017534325A (ja) * | 2014-10-02 | 2017-11-24 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 光学的バイタルサインセンサ |
| US10177530B2 (en) | 2015-12-22 | 2019-01-08 | Ricoh Company, Ltd. | Optical sensor, optical examination device, and optical property detection method |
| KR102145769B1 (ko) | 2016-01-25 | 2020-08-19 | 교세라 가부시키가이샤 | 계측 센서용 패키지 및 계측 센서 |
| KR20180072766A (ko) * | 2016-01-25 | 2018-06-29 | 쿄세라 코포레이션 | 계측 센서용 패키지 및 계측 센서 |
| CN108351366A (zh) * | 2016-01-25 | 2018-07-31 | 京瓷株式会社 | 测量传感器用封装体以及测量传感器 |
| JP2017131286A (ja) * | 2016-01-25 | 2017-08-03 | 京セラ株式会社 | 計測センサ用パッケージおよび計測センサ |
| JP2018029776A (ja) * | 2016-08-24 | 2018-03-01 | 京セラ株式会社 | 計測センサ用パッケージおよび計測センサ |
| JPWO2018173294A1 (ja) * | 2017-03-24 | 2019-11-07 | 愛知時計電機株式会社 | 計測装置 |
| WO2018173294A1 (ja) * | 2017-03-24 | 2018-09-27 | 愛知時計電機株式会社 | 計測装置 |
| CN111727364A (zh) * | 2018-01-30 | 2020-09-29 | 京瓷株式会社 | 测量装置 |
| CN111727364B (zh) * | 2018-01-30 | 2023-11-21 | 京瓷株式会社 | 测量装置 |
| WO2020100419A1 (ja) * | 2018-11-12 | 2020-05-22 | ソニー株式会社 | 生体情報計測装置 |
| CN113015485A (zh) * | 2018-11-12 | 2021-06-22 | 索尼集团公司 | 生物信息测量装置 |
| KR20210091142A (ko) | 2018-11-12 | 2021-07-21 | 소니그룹주식회사 | 생체 정보 계측 장치 |
| JPWO2020100419A1 (ja) * | 2018-11-12 | 2021-09-30 | ソニーグループ株式会社 | 生体情報計測装置 |
| JP7363806B2 (ja) | 2018-11-12 | 2023-10-18 | ソニーグループ株式会社 | 生体情報計測装置 |
| JP2021142346A (ja) * | 2019-10-01 | 2021-09-24 | パイオニア株式会社 | 検出器 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
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