JP2007175416A

JP2007175416A - 光学センサ及びそのセンサ部

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Publication number: JP2007175416A
Application number: JP2005379952A
Authority: JP
Inventors: Takanori Seiso; 孝規清倉; Shinji Mino; 真司美野
Original assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Current assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Priority date: 2005-12-28
Filing date: 2005-12-28
Publication date: 2007-07-12
Anticipated expiration: 2025-12-28
Also published as: JP4724559B2

Abstract

【課題】製作が容易で、低コスト、高精度化を実現したセンサを提供する。
【解決手段】透明な基板の上に発光素子と受光素子とを設置し、発光素子から出射した光を、該基板を経由して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前記基板の同一平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１

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、脈拍等を測定する血流計等の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７および８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７（ａ）は上面図、図７（ｂ）はＡ−Ａ’断面図、図８（ａ）はＢ−Ｂ’断面図、図８（ｂ）はＣ−Ｃ’断面図である。図７（ａ）、（ｂ）に示すように従来技術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７（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１２７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７（ａ）、図８（ａ）に示すように、本従来技術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８（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８（ｂ）に示すように、従来の技術では面入射ＰＤ１２５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ＰＤ１２５はワイヤ１３２により電極１２４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。この測定原理については公知であり、例えば、非特許文献１に記載されている。
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、図８（ｂ）に示したように、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、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。

さらに実装の際にワイヤボンディングを必要とし、時間と手間がかかり、製造時のコスト増要因となっていた。

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そのセンサ部を提供することを目的とする。

上記の課題は、透明な基板の上に発光素子と受光素子とを設置し、発光素子から出射した光を、該基板を経由して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前記基板の同一平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増幅し、処理して前記血流に関する値を計算する機能を備えた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。

本発明によれば、発光素子、受光素子及び遮光構造を、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することによりセンサ部を形成するので、発光素子からの光および周囲からの電磁ノイズを遮断し、測定精度の高い光学センサを低い製作コストで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形態について説明する。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。

［第一の実施形態］
本発明の第一の実施形態について図１（ａ）を用いて説明する。図１（ａ）は第一の実施形態の光学センサの上面図であり、図１（ｂ）は図１（ａ）の破線における断面図である。

第一の実施形態では、絶縁性かつ透明材料である石英ガラス基板１１上に電気配線パターン１２，１３，１４，１５が形成され、電気配線パターンの上に受光素子であるフォトダイオード１６および発光素子であるレーザダイオード（面発光ＬＤ）１７が配置され、フォトダイオード１６はフォトダイオード遮蔽用キャップ１８で覆われ、レーザダイオード１７はレーザ遮蔽用キャップ１９で覆われている。

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であり、それぞれはフォトダイオード１６に接続され、それぞれ微小信号検出のための前置増幅器２０へと接続される。電気配線パターン１４はレーザダイオード用のカソード、電気配線パターン１５は半導体レーザ用のアノードであり、レーザダイオード１７に接続され、それぞれレーザ駆動電源２１へと接続される。前置増幅器２０およびレーザ駆動電源２１は模式的に示されており回路ユニット２４中に内蔵されている。また、この全ての部品は電気シールドと内部保護を兼ねた筐体２５に内蔵されている。

また、回路ユニット２４は特許文献１に記載された構成と同様に増幅された信号から血流量を計算する機能をもつ。つまり、回路ユニット２４は、前置増幅器２０、レーザ駆動電源２１（レーザ駆動回路を含む）の他に、Ａ／Ｄ変換器、受信信号から血流に関する値を求めるための演算を行うデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、外部とのインターフェース等を含むものである。

以下それぞれ部品ごとに説明する。

図２は、石英ガラス基板１１上の電気配線パターンについて説明する上面図であり、キャップとＰＤ１６およびＬＤ１７を実装する前の状態に相当するが、ここに示すように電気配線パターン１３には、石英ガラス基板を透過してきた外部からの光を一部遮蔽して中心部のみ透過するための穴２６があいており、電気配線パターン１４には半導体レーザ１７の光を石英ガラス基板を透過して外部に放射するための穴２７がある。

フォトダイオードのアノード用電気配線パターン１２には電極２８が形成されており、フォトダイオードのカソード用電気配線パターン１３上には電極２９，３０，３１が形成されている。レーザダイオードのカソード用電気配線パターン１４には電極３２，３３，３４が形成されており、レーザダイオードのアノード用電気配線パターン１５には電極３５が形成されている。フォトダイオードやレーザダイオードと接続する際には、電極２８，２９，３０，３１，３２，３３，３４，３５上にはハンダ球（図示せず）が設置されて、その上にフォトダイオードおよびレーザダイオードが設置され、ハンダ球の加熱溶融後にフォトダイオードおよびレーザダイオードとの電気的接続および機械的接続を担う。このようにハンダ球で電気的接続をとるためにワイヤボンディングが不要となる。

また、図３はフォトダイオード１６の上面図（ａ）と斜め断面図（ｂ）と下面図（ｃ）である。フォトダイオードの下面の中心には受光面３６と、アノード電極３７と、上面まで貫通しているカソード電極３８、３９、４０がある。

図４はレーザダイオード１７の上面図（ａ）と斜め断面図（ｂ）下面図（ｃ）である。レーザダイオード１７の下面の中心には発光部４１と、アノード電極４２と、上面まで貫通しているカソード電極４３、４４、４５がある。

図５はフォトダイオード用遮蔽キャップ１８および半導体レーザダイオード用遮蔽キャップ１９の斜視図である。これらのキャップの材質は金属をコーティングしたプラスチックであり、電気伝導性を有する。電気配線パターン上に設置される際にはそれぞれカソードの電気配線パターンに接続され、カソードと同電位となる。これらのキャップは導電性かつ不透明であり、電磁ノイズと迷光の遮蔽を兼ねている。また、アノードの電気配線パターンと接触することを避けるためにそれぞれ切欠がある。以上のような部品をくみ上げて図１のようなセンサチップを構成する。

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、もし迷光遮蔽キャップ１８を設けないとレーザダイオード１７からの直接光がフォトダイオード１６に入射してしまい、信号のＳ／Ｎ比が悪くなる。この迷光遮蔽キャップ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石英ガラス基板と、その上の電気配線パターンと、迷光遮蔽キャップ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１７に電極１５から電流を注入すると半導体レーザ１７が発振する。半導体レーザ１７から出射した光は、電気配線パターン上の穴２７を経由し、石英ガラス基板１１を透過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、散乱光が再び石英ガラス基板１１を透過し、電気配線パターン１３上の穴２６を通してフォトダイオード１６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］
本発明の第二の実施形態について図６を用いて説明する。第二の実施形態は第一の実施形態とフォトダイオードに係わる部分のみが異なり、それ以外は同様である。図６（ａ）はフォトダイオード５０を含む部分の上面図であり、図６（ｂ）は図６（ａ）に示した破線に沿って切断した断面図であり、図６（ｃ）はフォトダイオードチップ５０のみの下面図である。

本図面において、ＰＤ用キャップ１８や筐体２５は省略されている。本実施形態においてはフォトダイオードの受光面５１は上面のほぼ中心部にあり、貫通電極５２に電気的に接続されて、アノード用電気配線パターン１２に接続されている。また、フォトダイオードチップの下面は金属で覆われて、受光面に対向する位置に光が透過できる穴５３がある。カソードに接続するための電極が３箇所５４，５５，５６あり、下面の金属パターン１３と電気的に接続している。上面からの貫通電極５２は下面に到達しているが、下面の金属パターン１３とは電気的に接続せず、アノード用電気配線パターン１２に接続するための電極が形成されている。フォトダイオード用電気配線パターンは第一の実施形態と同様である。

次に本実施形態の動作について説明する。外部の生体からの光は石英ガラス基板１１を透過して、電気配線パターンの穴２６を経由し、さらにＰＤ下面の穴５３を経由し、受光面５１に到達する。外部からの光は受光面に到達するまでに、電気配線パターンの穴２６とフォトダイオード下面の穴５３両方を通過し、また、フォトダイオード下面の穴から受光面までフォトダイオードの厚さの距離を透過しなければならないため、受光面が受けることができる光の立体角は制限される。このため、第一の実施形態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。上記以外の基本的な動作は第一の実施形態と同様である。

本第二の実施形態では、フォトダイオードの材質として、レーザダイオードの波長に対して透明であるものを用いる。ＩｎＰ材料は波長１μｍ以上の赤外線に対して透明であり、本実施形態では、発振波長１．３μｍの面発光レーザダイオードを使用し、フォトダイオードにはＩｎＰ基板上に形成されたＩｎＧａＡｓフォトダイオードを用いている。

なお、第一、第二の実施形態において使用している基板として、電極パターンを施した平面の石英ガラス基板を用いたが、サファイアガラス基板等の、対象とする光を透過し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同様の効果を得ることができる。また、基板として、対象とする光を透過し、非導電性材料が表面に形成された半導体基板を用いることも可能である。

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。

本発明の第一の実施形態を説明する図である。本発明の第一の実施形態を説明する図である。本発明の第一の実施形態を説明する図である。本発明の第一の実施形態を説明する図である。本発明の第一の実施形態を説明する図である。本発明の第二の実施形態を説明する図である。従来の血流計のセンサチップを示す上面図および断面図である。従来の血流計のセンサチップの一部を示す断面図である。

符号の説明

１１石英ガラス基板
１２ＰＤアノード用電気配線パターン
１３ＰＤカソード用電気配線パターン
１４ＬＤカソード用電気配線パターン
１５ＬＤアノード用電気配線パターン
１６フォトダイオードチップ
１７レーザダイオードチップ
１８ＰＤ用キャップ
１９ＬＤ用キャップ
２０前置増幅器
２１レーザ駆動電源
２４回路ユニツト
２５筐体
２６ＰＤ受光用穴
２７ＬＤ用穴
３６ＰＤ受光面
３７ＰＤアノード用電極
３８ＰＤカソード用貫通電極
３９ＰＤカソード用貫通電極
４０ＰＤカソード用貫通電極
４１ＬＤ発光部
４２ＬＤアノード用電極
４３ＬＤカソード用貫通電極
４４ＬＤカソード用貫通電極
４５ＬＤカソード用貫通電極
５０フォトダイオードチップ
５１受光部
５２ＰＤアノード用貫通電極
５３ＰＤ受光用下面穴
５４ＰＤカソード用電極
５５ＰＤカソード用電極
５６ＰＤカソード用電極
１２１シリコン基板
１２２電極
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

Claims

透明な基板の上に発光素子と受光素子とを設置し、発光素子から出射した光を、該基板を経由して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前記基板の同一平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。
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。
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。
前記遮光構造は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。
前記遮光構造は電気伝導性があり電磁ノイズ遮蔽と迷光遮蔽を兼ねることを特徴とする請求項１ないし４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ないし５のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
前記面発光半導体レーザは貫通電極を持ち前記基板側からのみの接続で電気的接続可能であることを特徴とする請求項６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ないし７のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
前記面入射フォトダイオードは貫通電極を持ち前記基板側からのみの接続で電気的接続可能であることを特徴とする請求項８に記載のセンサ部
前記受光素子における受光部と反対側の裏面に遮光形状を形成し、裏面から光を入射して遮光性能を向上させたことを特徴とする請求項１ないし９のうちいずれか1項に記載のセンサ部。
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増幅し、処理して前記血流に関する値を計算する機能を備えた回路とを有することを特徴とする光学センサ。