JP2007175415A - 光学センサ及びそのセンサ部 - Google Patents

Abstract

【課題】製作が容易で、低コスト、高精度化を実現した光学センサ及びセンサ部を提供する。
【解決手段】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光学センサにおけるセンサ部において、前記発光素子と前記受光素子の各々を同一平面基板表面に形成した配線パターン上に配置し、前記発光素子と前記受光素子の各々を配線パターンと電気的に接続し、前記受光素子に不要散乱光を遮ることができる不透明材料で製作された遮光構造を配置する。
【選択図】図２

Description

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、脈拍等を測定する光学センサに関するものである。

従来の血流計について記載されている文献として、特許文献１がある。図１６および１７は同文献に示す従来の血流計のセンサチップの構成を示す図であり、図１６（ａ）は上面図、図１６（ｂ）はＡ−Ａ’断面図、図１７（ａ）はＢ−Ｂ’断面図、図１７（ｂ）はＣ−Ｃ’断面図である。図１６（ａ）、（ｂ）に示すように従来のセンサチップは、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１２１：（１００）シリコン基板を使用したシリコンベンチ）に電極１２２が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極１２２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（ＬＤ）１２３が形成されている。同様に同一シリコン基板１２１上に電極１２４が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極１２４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ＰＤ１２５）が形成される。更にシリコン基板１２１上には、カバー基板１２６が設けられる。ここでカバー基板１２６には合成石英を用いている。このカバー基板１２６は６インチ合成石英ウェハをダイシングして作製している。半導体レーザとしては、例えば面発光レーザを用いる。半導体レーザ１２３とフォトダイオード１２５はシリコン基板１２１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。

図１６（ａ）、（ｂ）に示すように、従来の技術でフォトダイオード１２５を実装した側のシリコン基板上に遮光膜１２７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１２３からシリコン基板１２１を通してフォトダイオード１２５に入射する迷光を防ぐことができる。もし遮光膜を設けない場合は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１２５に光が届くことがある。すると、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。よってこの遮光膜１２７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。

図１６（ａ）、図１７（ａ）に示すように、このセンサチップでは発光素子として面発光半導体レーザ１６１を使用している。ここでは、（１００）シリコン基板をウェット異方性エッチングで作製している。また、面発光ＬＤ１６１はワイヤ１２９によって電極１２２と接続されている。

また、図１７（ａ）に示すように、カバー基板１２６に屈折レンズ１６２を形成しているので、ＬＤ１６１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１２６に形成するレンズは屈折レンズ１３０に限らず、半導体プロセスを用いて形成できるバイナリレンズ、フレネルレンズなどでもよい。

また、図１７（ｂ）に示すように、このセンサチップでは面入射ＰＤｌ２５を用いている。また、不要散乱光をさえぎる遮光膜１３１をカバー基板１２６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ＰＤ１２５に入射する。この遮光膜１３１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ＰＤはワイヤにより電極に接続される。また、同文献から明らかなように発光素子として面発光ＬＤを使用し、受光素子として面入射ＰＤを使用した組み合わせにより、発光素子、受光素子を半導体基板上に直接実装可能となる。

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（血流に応じてドップラーシフト△ｆ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。この測定原理は公知であり、例えば、非特許文献１に記載されている。

次に図１８及び図１９を参照して、同文献に示す従来の血流計のセンサチップの別の例について説明する。図１８（ａ）は上面図、図１８（ｂ）はＡ−Ａ’断面図、図１９（ａ）はＢ−Ｂ’断面図、図１９（ｂ）はＣ−Ｃ’断面図である。

図１８（ａ）、（ｂ）に示すようにこのセンサチップは、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２２１：９．７°オフアクシスカット（ｌＯ０）シリコン基板を使用したシリコンベンチ）に電極２２２が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極２２２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ＬＤ２２３）が形成されている。同様に同一シリコン基板２２１上に電極２２４が形成され、傾斜面に囲まれた凹部における電極２２４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ＰＤ２２５）が形成される。

更にシリコン基板２２１上には、カバー基板２２６が設けられる。ここでカバー基板２２６には合成石英を用いている。このカバー基板２２６は６インチ合成石英ウェハをダイシングして作製している。

半導体レーザ（端面発光ＬＤ２２３）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。

また、半導体レーザ２２３とフォトダイオード２２５はシリコン基板２２１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。

図ｌ８（ａ）、（ｂ）に示すように、同文献ではフォトダイオード２２５を実装した側のシリコン基板上に遮光膜２２７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２２３からシリコン基板２２１を通してフォトダイオード２２５に入射する迷光を防ぐことができる。

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２２５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２２７を設けないと信号のＳＮ比が悪くなる。この遮光膜２２７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。

図１８（ａ）、図１９（ａ）に示すように、同文献では発光素子として端面発光半導体レーザ２２３（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）シリコン基板をウェ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ＬＤ２２３はワイヤ２２９によって電極２２２と接続されている。また、図１９（ａ）に示すように、カバー基板２２６にバイナリレンズ２３０を半導体プロセスにより形成しているので、ＬＤ２２３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２２６に形成するレンズはバイナリレンズ２３０に限らず屈折レンズ、フレネルレンズなどでもよい。

図１９（ｂ）に示すように、同文献では面入射ＰＤ２２５を用いている。また、同文献の形態では、不要散乱光をさえぎる遮光膜２３１をカバー基板２２６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ＰＤ２２５に入射する。この遮光膜２３１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ＰＤ２２５はワイヤ２３２により電極２２４に接続される。センサチップを上記のような形状のシリコン基板２２１と、カバー基板２２６とを用いる構成としたことにより、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。

上記のセンサチップの動作を次に説明する。

半導体レーザ２２３に電極２２２から電流を注入すると半導体レーザ２２３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２２３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２２３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２２３の注入電流を制御する。半導体レーザ２２３から出射した光は、シリコン基板２２１上に配置したカバー基板２２６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２２６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。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。
特開２００４−２２９９２０号公報 特開２００２−３３０９３６号公報 M.D.Stern: "In vivo evaluation of microcirculation by coherent light scattering" Nature,col.254,pp.56-58(1975)

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、面入射ＰＤの部分において、不要散乱光を選択するための遮光膜が上下に形成されているカバー基板を必要としていた。このカバー基板の上側の遮光膜パターンは血流測定時において指などの生体組織に絶えず接触するため遮光膜パターンがはがれ易く、遮光が劣化し、測定の精度が低下するという欠点があった。

また、９．７度オフアクシスシリコン基板等の特殊な半導体基板を利用するため、高価な材料を用いていた。また、製造工程において、半導体基板にエッチング加工をする必要があり、製造コストがかかっていた。

またさらに、シリコン基板上の凹部に電気配線パターンが到達することが必要であり、傾斜面の上に電気配線パターンを形成する必要があり、製作が困難で成功率が低く、しばしば断線することがあった。

さらに、発光部と受光部のカバー基板が共通しているため、発光素子であるレーザから直接放射された光が、カバー基板内部を反射して、遮蔽膜の穴パターンを通過して受光素子である面入射ＰＤに直接到達し、生体試料からの散乱光と干渉してノイズを引き起こすという欠点があった。

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、製作が容易で、低コスト、高精度化を実現した光学センサ及びセンサ部を提供することを目的とする。

上記の課題は、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光学センサ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平面基板表面に形成した配線パターン上に配置し、前記発光素子と前記受光素子の各々を配線パターンと電気的に接続し、前記受光素子に不要散乱光を遮ることができる不透明材料で製作された遮光構造を配置することを特徴とするセンサ部により解決できる。

また、本発明は、上記センサ部と、発光素子を駆動する回路と、センサ部から受信した信号を処理して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光学センサとして構成することもできる。

以上説明したように、本発明によれば、発光素子および受光素子を、電気配線パターンを施しただけの安価な平面の基板上に設置し、遮光枠または遮光キャップを設置することによりセンサ部を構成したため、不要散乱光を除去することができ、遮光膜パターンの劣化が無く、実装上の手間も不要で製作コストを低減した測定精度の高い光学センサを実現することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。

［第一の実施形態］
図１は、本発明の光学センサの第一の実施形態としての血流計の構成を示す図である。同図に示すように、本実施形態の血流計は、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１、受光した光を増幅する増幅器２、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３、求めた血流等を表示する出力部４を有する。
センサチップ１は半導体基板上に集積化されて形成されている。また、駆動／演算装置３は、Ａ／Ｄ変換器５、ＬＤドライバ６、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）７、電源供給部８、インターフェース９を有し、小型液晶ディスプレイ等の出力部４に接続される。駆動／演算装置３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。

なお、本実施形態では光学センサの例として血流計を挙げているが、本発明のセンサ部は血流計のみでなく、血圧計その他の光学センサに適用できる。

次に本発明の第一の実施形態のセンサチップ１について図２、図３を用いて説明する。図２は第一の実施形態のセンサチップの上面図である。図３はその鳥瞰図である。絶縁性材料である酸化膜付シリコン基板１１上に電気配線パターン１２、１３、１４、１５が形成され、電気配線パターン１２はフォトダイオード用のアノード、電気配線パターン１３はフォトダイオード用のカソードあり、微小信号検出のために増幅器（図示せず）へと接続されている。電気配線パターン１５は半導体レーザ用のアノード、電気配線パターン１４は半導体レーザ用のカソードであり、半導体レーザ用駆動回路（ＬＤドライバ）へと接続される。

電気配線パターン１４の上にはんだ膜（図示せず）を介して発光素子である半導体レーザ１６（面発光ＬＤ）が形成されている。同様に電気配線パターン１３の上にはんだ膜（図示せず）を介して受光素子であるフォトダイオード１７（面入射ＰＤ）が形成される。

また、フォトダイオード１７の上面にも電極があり、ワイヤボンディングによって、電気配線パターン１２に接続される。ここはアノード（プラス極）に接続されている。

さらに半導体レーザ１６の上面にも電極があり、ワイヤボンディングによって、電気配線パターン１５に接続され、ここにはレーザ用駆動回路（ＬＤドラィバ）（図示せず）からのアノード（プラス極）から電流が注入される。さらに基板上には、発光素子から受光素子へ直接くる光を避けるためフォトダイオード１７（面入射ＰＤ）を囲むように遮光枠１８が設けられる。

すなわち、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）により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、遮光枠１８を設けないと信号のＳ／Ｎ比が悪くなる。この遮光枠１８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。

センサチップを上記のような酸化膜付シリコン基板と、その上のパターンと、遮光枠とを用いる構成にしたことにより、従来のセンサチップにおける複雑な形状をしたシリコン基板と遮光カバー基板の機能を安価な材料かつ少ない工程で形成でき、製造コストが安価となる。

上記のセンサチップの動作を次に説明する。半導体レーザ１６に電極１５から電流を注入すると半導体レーザ１６が発振する。半導体レーザ１６から出射した光は、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、散乱光が遮蔽枠１８を通してフォトダイオード１７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。

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。

［第二の実施形態］
次に本発明の第二の実施形態について図４および図５を用いて説明する。図４は第二の実施形態のセンサチップのフォトダイオード側の部分の上面図であり、図５はその鳥瞰図である。

本実施形態においては、半導体レーザ側の部分は第一の実施形態と同様の構成とすることができる。本実施形態の基本的な構成は第一の実施形態と同様であるが、受光素子に対して発光素子から直接入射する光を遮蔽するために、遮光枠の変わりに遮光キャップ２８を用いている。遮光キャップは直方体のキャップの上面に穴２９が開いたものであり、遮光枠に比較して受光できる光量が少ないという短所があるが、背景からの光を遮蔽するために信号のＳ／Ｎ比が良くなるという長所がある。基本的動作は第一の実施形態と同様である。
［第三の実施形態］
次に本発明の第三の実施形態について図６および図７を用いて説明する。図６は第三の実施形態のセンサチップの半導体レーザ側の部分の上面図であり、図７はその鳥瞰図である。

本実施形態においては、フォトダイオード側の部分は第一もしくは第二の実施形態と同様の構成とすることができる。本実施形態においては、基本的な構成は第一、第二の実施形態と同様であるが、発光素子に対して端面出射型半導体レーザ３６を用いている点が異なる。

また、端面出射されるレーザ光を垂直上方へと進行方向を変えるための９０度折り曲げ鏡３０が設置されている。この９０度折り曲げ鏡３０は直角二等辺三角形のプリズム柱の斜辺面に金属蒸着等で鏡面を形成したものである。面発光型の半導体レーザを用いた場合と比較して、９０度折り曲げ鏡３０を必要とするため部品点数が多くなりコスト増要因となるという短所があるが、端面出射型半導体レーザ３６は選択可能な波長帯域が広く、また光通信用の高品質なレーザが使用でき、特に長寿命かつ安定な波長１．３μｍの分布帰還レーザを使用することができるという利点がある。基本的動作は第一の実施形態と同様である。

９０度折り曲げ鏡３０として、直角二等辺三角形のプリズム柱の他、図８（ａ）に示すように台形のプリズムを用いてもよい。更に、図８（ｂ）に示すように五角形のプリズムを用いてもよい。台形プリズムは上部に平面部を設けることにより、実装時に真空ピンセット等での取り扱いが容易になるという長所がある。また、五角形プリズムは台形プリズムの長所に加え、鋭角部がないために欠けが生じにくいという長所がある。

なお、プリズムの材料はガラスや溶融石英などが考えられるが、プラスチックで作製すれば射出成型の方法で大量生産が可能になるという利点がある。
［第四の実施形態］
次に本発明の第四の実施形態について図９および図１０を用いて説明する。図９は第四の実施形態のセンサチップの上面図であり、図１０は第四の実施の形態のセンサチップの鳥瞰図である。

このセンサチップは、絶縁性材料である酸化膜付シリコン基板４１上に電気配線パターン４２、４３、４５が形成され、電気配線パターン４２はフォトダイオード用のアノードであり、微小信号検出のために増幅器（図示せず）へと接続されている。電気配線パターン４３はフォトダイオード用および半導体レーザ用の共通のカソードであり、グラウンドへと接続される。電気配線パターン４５は半導体レーザ用のアノードであり、半導体レーザ用駆動回路（ＬＤドライバ）へと接続される。また、半導体レーザ用駆動回路（ＬＤドライバ）および増幅器のカソードである電気配線パターン４３は当然グラウンドに接続している。

Ｔ字形となった電気配線パターン４３の上にはんだ膜（図示せず）を介して発光素子である半導体レーザ４６（面発光ＬＤ）が形成されている。同様に電気配線パターン４３の上にはんだ膜（図示せず）を介して受光素子であるフォトダイオード４７（面入射ＰＤ）が形成される。

半導体レーザ４６の底面の電極とフォトダイオード４７の底面の電極はともにカソード（マイナス極）であり、酸化膜付シリコン基板上の電気配線パターン４３上にはんだ膜を介してボンディングされる。また、フォトダイオード４７の上面にも電極があり、ワイヤボンディングによって、電気配線パターン４２に接続される。ここはアノード（プラス極）に接続されている。さらに半導体レーザ４６の上面にも電極があり、ワイヤボンディングによって、電気配線パターン４５に接続され、ここにはレーザ用駆動回路（ＬＤドラィバ）（図示せず）からのアノード（プラス極）から電流が注入される。

さらに酸化膜付シリコン基板上には、発光素子から受光素子へ直接くる光を避けるためフォトダイオード４７（面入射ＰＤ）を囲むように遮光枠４８が設けられる。基本的動作は第一の実施形態と同様である。
［第五の実施形態］
次に本発明の第五の実施形態について図１１および図１２を用いて説明する。図１１は第五の実施形態のセンサチップのフォトダイオード側の部分の上面図であり、図１２はその鳥瞰図である。

本実施形態においては、半導体レーザ側の部分は第四の実施形態と同様の構成とすることができる。本実施形態においては、基本的な構成は第四の実施形態と同様であるが、受光素子に対して発光素子から直接入射する光を遮蔽するために、遮光枠のかわりに遮光キャップ５８を用いている。遮光キャップ５８は直方体のキャップの上面に穴５９が開いたものであり、遮光枠に比較して受光できる光量が少ないという短所があるが、信号のＳ／Ｎ比が良くなるという長所がある。基本的動作は第四の実施の形態と同様である。
［第六の実施形態］
次に本発明の第六の実施形態について図１３および図１４を用いて説明する。図１３は第六の実施形態のセンサチップの半導体レーザ側の部分の上面図であり、図１４はその鳥瞰図である。

本実施形態においては、フォトダイオード側の部分は第四、第五の実施形態と同様の構成とすることができる。本実施形態においては、基本的な構成は第四、第五の実施形態と同様であるが、発光素子に対して端面出射型半導体レーザ６６を用いている点が異なる。

端面出射されるレーザ光を垂直上方へと進行方向を変えるための９０度折り曲げ鏡６０が設置されている。この９０度折り曲げ鏡６０は直角二等辺三角形のプリズム柱の斜辺面に金属蒸着等で鏡面を形成したものである。面発光型の半導体レーザを用いた場合と比較して、９０度折り曲げ鏡６０を必要とするため部品点数が多くなりコスト増要因となるという短所があるが、端面出射型半導体レーザ６６は選択可能な波長帯域が広く、また光通信用の高品質なレーザが使用でき、特に長寿命かつ安定な波長１．３μｍの分布帰還レーザを使用することができるという利点がある。基本的動作は第四、第五の実施形態と同様である。

また、第三の実施形態と同様に、９０度折り曲げ鏡６０として、直角二等辺三角形のプリズム柱の他、図８（ａ）に示した台形のプリズムを用いてもよい。更に、図８（ｂ）に示した五角形のプリズムを用いてもよい。台形プリズムは上部に平面部を設けることにより、実装時に真空ピンセット等での取り扱いが容易になるという長所がある。また、五角形プリズムは台形プリズムの長所に加え、鋭角部がないために欠けが生じにくいという長所がある。

なお、プリズムの材料はガラスや溶融石英などが考えられるが、プラスチックで作製すれば射出成型の方法で大量生産が可能になるという利点がある。

次に、本発明の実施形態の効果について説明する。図１５は第一の実施形態の装置により測定された血流量のデータである。上方のグラフは本装置により測定された血流量の時間的な推移であり、下方のグラフは市販の標準的な血流計により同時に測定されたデータである。指に本装置を当て、手首を強く締めることによって阻血し、徐々に開放し、最後に完全に開放した場合の血流量を示している。本装置と、市販の標準的な装置とは非常によい一致を見せており、遜色がないことがわかる。

なお図１５は第一の実施形態によるデータであるが、第二から第六の実施形態を用いても同様のデータを得ることができる。

また、第一から第六の実施形態において使用している基板は、熱酸化膜をつけて表面が絶縁体となった上に電極パターンを施したような平面のシリコン基板を用いたが、窒化膜を付されたシリコン基板や、ガラスエポキシ基板等の、絶縁体かつ表面に電極パターン形成可能な材質を用いても同様の効果を得ることができる。

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。

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。 本発明における第一の実施形態のセンサチップの上面図である。 本発明における第一の実施形態のセンサチップの鳥瞰図である。 本発明における第二の実施形態のセンサチップの上面図である。 本発明における第二の実施形態のセンサチップの鳥瞰図である。 本発明における第三の実施形態のセンサチップの上面図である。 本発明における第三の実施形態のセンサチップの鳥瞰図である。 第三及び第六の実施形態における９０度折り曲げ鏡の他の例を示す図である。 本発明における第四の実施形態のセンサチップの上面図である。 本発明における第四の実施形態のセンサチップの鳥瞰図である。 本発明における第五の実施形態のセンサチップの上面図である。 本発明における第五の実施形態のセンサチップの鳥瞰図である。 本発明における第六の実施形態のセンサチップの上面図である。 本発明における第六の実施形態のセンサチップの鳥瞰図である。 本発明における第一の実施形態のセンサチップを用いて測定した血流量データを示す図であり（ａ）は本実施形態の装置により測定したデータ、（ｂ）は同時測定した市販品によるデータである。 従来の血流計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。 （ａ）は従来の血流計のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図、（ｂ）は従来の血流計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。 従来の血流計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。 （ａ）は従来の血流計のセンサチップにおける発光素子を含む部分の断面図、（ｂ）は従来の血流計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。

符号の説明

１ センサチップ
２ 増幅器
３ 駆動／演算装置
４ 出力部
５ Ａ／Ｄ変換器
６ ＬＤドライバ
７ デジタル信号プロセツサ（ＤＳＰ）
８ 電源供給部
９ インターフェース
１１ 基板
１２〜１５ 電気配線パターン
１７ フォトダイオード（面入射ＰＤ）
１８ 遮光枠
２１ 基板
２２、２３ 電気配線パターン
２８ 遮光キャップ
２９ 穴
３１ 基板
３４、３５ 電気配線パターン
３６ 半導体レーザ（端面発光ＬＤ）
３０ ９０度折曲鏡
４１ 基板
４２〜４５ 電気配線パターン
４６ 半導体レーザ（面発光ＬＤ）
４７ フォトダイオード（面入射ＰＤ）
４８ 遮光枠
５１ 基板
５２、５３ 電気配線パターン
５８ 遮光キャップ
５９ 穴
６１ 基板
６３、６５ 電気配線パターン
６６ 半導体レーザ（端面発光ＬＤ）
６０ ９０度折曲鏡
１２１ シリコン基板
１２２、１２４ 電極
１２５ 面入射ＰＤ
１２６ カバー基板
１２７ 遮光膜
１２８ ミラー用金属膜
１２９ ワイヤ
１６１ 面発光ＬＤ
１６２ 屈折レンズ
２２１ シリコン基板
２２２ 電極
２２３ 端面発光ＬＤ
２２４ 電極
２２５ 面入射ＰＤ
２２６ カバー基板
２２７ 遮光膜
２２８ ミラー用金属膜
２２９ ワイヤ
２３０ バイナリレンズ
２３１ 遮光膜
２３２ ワイヤ

Claims (10)

1. 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光学センサ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平面基板表面に形成した配線パターン上に配置し、前記発光素子と前記受光素子の各々を配線パターンと電気的に接続し、前記受光素子に不要散乱光を遮ることができる不透明材料で製作された遮光構造を配置することを特徴とするセンサ部。
2. 前記基板は非導電性材料で構成されていることを特徴とする請求項１に記載のセンサ部。
3. 前記基板は非導電性材料が表面に形成された半導体基板であることを特徴とする請求項１に記載のセンサ部。
4. 前記遮光構造は枠であることを特徴とする請求項１ないし3のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
5. 前記遮光構造は上面に穴が開いているキャップ形状であることを特徴とする請求項１ないし３のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
6. 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ないし５のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
7. 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ないし６のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
8. 前記発光素子として端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ないし５のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
9. 前記センサ部は前記端面発光半導体レーザから出射された光の進行方向を変えるための光折り曲げ鏡を備え、
   当該光折り曲げ鏡は三角形プリズム、台形プリズム、又は五角形プリズムを用いて形成されていることを特徴とする請求項８に記載のセンサ部。
10. 請求項１ないし９のうちいずれか１項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光学センサ。

Images