(57)【特許請求の範囲】
【請求項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とを同一半導体基板上に集積化して備え、更に、
前記発光素子から前記受光素子に直接光が入射するのを遮る第１の遮光構造と、前記受光素子の前面に位置する所定の空隙を有する第２の遮光構造と、前記発光素子から出射した光を収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と、を前記半導体基板上に備えたことを特徴とするセンサ部。
【請求項２】
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とを同一半導体基板上に集積化して備え、更に、
前記発光素子から前記受光素子に直接光が入射するのを遮る第１の遮光構造と、前記受光素子の前面に位置し、不要散乱光を遮ることにより受信光の信号対雑音比を改善するための所定の空隙を有する第２の遮光構造と、前記発光素子から出射した光を収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と、を前記半導体基板上に備えたことを特徴とするセンサ部。
【請求項３】
前記発光素子及び前記受光素子と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又は２に記載のセンサ部。
【請求項４】
前記第２の遮光構造における前記所定の空隙の大きさは約６５μｍである請求項１ないし３のうちいずれか１項に記載のセンサ部。
【請求項５】
前記第２の遮光構造における前記所定の空隙の大きさの、前記発光素子の中心と前記受光素子の中心との間隔に対する比率は約５％である請求項４に記載のセンサ部。
【請求項６】
前記受光素子として端面入射屈折型フォトダイオードを用いた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。
【請求項７】
前記発光素子として、波長約１．３μｍの光を発するレーザダイオードを用いた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。
【請求項８】
前記レーザダイオードは、ＤＦＢレーザダイオードであることを特徴とする請求項７に記載のセンサ部。
【請求項９】
前記光導波路をフッ素化ポリイミドを用いて形成したことを特徴とする請求項１ないし８のうちいずれか１項に記載のセンサ部。
【請求項１０】
前記血流に関する値は、血流量、血液量、又は、血流速度である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１１】
前記血流計は、前記散乱光に含まれるドップラーシフトを用いて前記血流に関する値を算出する請求項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１２】
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であって、
前記発光素子と前記受光素子とを同一半導体基板上に集積化して備えたセンサ部を有し、
前記センサ部は更に、前記発光素子から前記受光素子に直接光が入射するのを遮る第１の遮光構造と、前記受光素子の前面に位置する所定の空隙を有する第２の遮光構造と、前記発光素子から出射した光を収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と、を前記半導体基板上に備えたことを特徴とする血流計。
【請求項１３】
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であって、
前記発光素子と前記受光素子とを同一半導体基板上に集積化して備えたセンサ部を有し、
前記センサ部は更に、前記発光素子から前記受光素子に直接光が入射するのを遮る第１の遮光構造と、前記受光素子の前面に位置し、不要散乱光を遮ることにより受信光の信号対雑音比を改善するための所定の空隙を有する第２の遮光構造と、前記発光素子から出射した光を収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と、を前記半導体基板上に備えたことを特徴とする血流計。
【請求項１４】
前記第２の遮光構造における前記所定の空隙の大きさは約６５μｍである請求項１２又は１３に記載の血流計。
【請求項１５】
前記第２の遮光構造における前記所定の空隙の大きさの、前記発光素子の中心と前記受光素子の中心との間隔に対する比率は約５％である請求項１４に記載の血流計。
【請求項１６】
前記受光素子として端面入射屈折型フォトダイオードを用いたことを特徴とする請求項１２ないし１５のうちいずれか１項に記載の血流計。
【請求項１７】
前記発光素子として、波長約１．３μｍの光を発するレーザダイオードを用いたことを特徴とする請求項１２ないし１６のうちいずれか１項に記載の血流計。
【請求項１８】
前記レーザダイオードは、ＤＦＢレーザダイオードであることを特徴とする請求項１７に記載の血流計。
【請求項１９】
前記血流計は、前記散乱光に含まれるドップラーシフトを用いて前記血流に関する値を算出する請求項１２ないし１８のうちいずれか１項に記載の血流計。
【請求項２０】
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を更に備えた請求項１２ないし１９のうちいずれか１項に記載の血流計。
【請求項２１】
前記発光素子を駆動する回路と、前記センサ部からの信号を無線送信する回路とを更に備えた請求項１２ないし１９のうちいずれか１項に記載の血流計。
【発明の詳細な説明】
【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の血流量、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】
高齢化社会を迎え、成人病と関連の深い血液循環を計測できる血流計への関心が高まっている。特にレーザ血流計は、他の方式である超音波血流計に比較して格段に分解能が高いため、超音波では困難であった末梢組織の毛細血管における血流も無侵襲で計測できる点が注目されている。従来の血流計について記載されている文献としては、Dennis Watkins and G. Allen Holloway,Jr., An Instrument to measure cutaneous blood flow using the Doppler shift of laser light, IEEE TRANSACTIONS ON BIOMEDICAL ENGINEERING, Vol.BME-25, No.1, January 28-33(1978)が挙げられる。
【０００３】
図１は、上記文献に記載されている従来の血流計を示すブロック図である。図に示すように、光源のヘリウムネオンレーザ１の近傍にレンズ２が設けられ、レンズ２の近傍に投光用の光ファイバ３の一方端部が設けられ、光ファイバ３の他方端部が保持具４により保持され、保持具４により受光用の光ファイバ５の一方端部が保持され、光ファイバ５の他方端部の近傍にフォトダイオード６が設けられ、フォトダイオード６にプリアンプ７（４０Ｈｚ〜４０ｋＨｚ）が接続され、増幅器８を介して信号が出力される構成をとる。フォトダイオード６、プリアンプ７は生体組織からの散乱光を受光して生体組織内の血流速度を求める測定手段の一部である。
【０００４】
図１に示した血流計の測定原理は、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）からの散乱光すなわち血流速度に応じてドップラーシフト△ｆを受けた散乱光との干渉光を検出（ヘテロダイン検波）することにより、対象生体組織の血流速度を計測するものである。
【０００５】
しかしながら、このような従来の血流計においては、光ファイバ３、５を用いているので、大型化するとともに、光ファイバ３、５の取り回しのため、長時間生体に取り付けておいたり、血流計を生体に取り付けながら移動したりすることは困難であった。また、ヘリウムネオンレーザ１と測定対象部位との間に光ファイバ３、５を介しているので、光ファイバ３、５がわずかでも振動すると測定結果に影響を及ぼすなど、環境変化の影響を受けやすい。また、ヘリウムネオンレーザ１、光ファイバ３、５、フォトダイオード６などの個別光学部品を三次元的に組み立てて作製するため、光軸合わせや調整が必要であり、製造コストが高価であった。
【０００６】
また、従来の技術として、特開平１−１６０５３１号公報「血流速検出器」（日立製作所）、特開平１０−９４５２７号公報（特許第３１５０９１１号）「血流量計」（バイオメディカルサイエンス）に開示された技術がある。しかし、これらに開示した技術では、小型化の程度、計測の精度が十分でないという問題がある。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は上述の課題を解決するためになされたもので、小型で環境変化の影響を受けにくく、製造コストが安価であり、計測精度の高い血流計を提供することを目的とする。
【０００８】
【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は次のように構成することができる。
【０００９】
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とを同一半導体基板上に集積化して備え、更に、前記発光素子から前記受光素子に直接光が入射するのを遮る第１の遮光構造と、前記受光素子の前面に位置する所定の空隙を有する第２の遮光構造と、前記発光素子から出射した光を収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と、を前記半導体基板上に備えたことを特徴とするセンサ部である。
【００１０】
本発明によれば、光ファイバを用いないので血流計を小型化することができ、光ファイバなどの振動による測定結果への影響がなく高精度な血流速度測定が実現できる。更に、光学部品を三次元的に組み立てる必要がないので、製造コストが安価となる。また、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。また、生体組織内の移動している毛細血管中の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）を効率よく検出し、より正確な出力を得ることができる。更に、受光素子における受光領域面積を最適化し、不要散乱光を遮蔽するので、精度の高い計測が可能となる。また、発光素子及び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。これにより更に小型化することができる。
【００１７】
前記受光素子として端面入射屈折型フォトダイオードを用いることができ、これにより、光軸の上下方向のずれ許容度を大きくできる。また、受光部領域を最適化することにより、上記の遮光板を用いて不要散乱光を遮蔽するのと同様の効果を得ることができる。
【００１８】
また、上記構成において、発光素子として、波長約１．３μｍの光を発するＤＦＢレーザダイオードを用いてもよい。これにより、光を皮下組織の奥まで透過させＳ／Ｎ比良く脈波を検出することができる。
【００１９】
更に、前記光導波路をフッ素化ポリイミドを用いて形成してもよい。フッ素化ポリイミドは、耐熱性、耐薬品性が高いので、センサ部の集積化工程に適している。
【００２０】
また、上記の目的を達成するために本発明は次のように構成することもできる。
【００２１】
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であって、前記発光素子と前記受光素子とを同一半導体基板上に集積化して備えたセンサ部を有し、前記センサ部は更に、前記発光素子から前記受光素子に直接光が入射するのを遮る第１の遮光構造と、前記受光素子の前面に位置する所定の空隙を有する第２の遮光構造と、前記発光素子から出射した光を収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と、を前記半導体基板上に備えたことを特徴とする血流計である。
【００２２】
上記の構成において、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を更に備えるようにしてもよい。
【００２３】
本発明によれば、血流計の全体の大きさを小型化でき、ウェアラブルな血流計を提供することが可能となる。
【００２４】
また、上記の構成において、前記発光素子を駆動する回路と、前記センサ部からの信号を無線送信する回路とを更に備えた構成としてもよい。
【００２５】
本発明によれば、無線送信された信号をセンタで処理することにより、例えば多数の人の血流量等を一度に把握することが可能となる。
【００２６】
【発明の実施の形態】
本発明の血流計では、発光素子、受光素子などの構成要素を半導体基板上に集積化して小型化したセンサチップを用いる。このような構成とすることにより、三次元位置決め、組立を廃して製造コストを下げることができ、光ファイバを構成から除くことが可能となるので環境変化の影響を受け難くなる。
【００２７】
図２は、本発明の血流計の一実施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上記センサチップ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。後に詳述するように、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おり、２ｍｍ×３ｍｍ程度の大きさとすることができる。
【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３は本発明の第１の実施の形態に係る血流計の一部（前述のセンサチップ）を示す図で、(ａ)は平面図、(ｂ)はＡ−Ａ´断面図である。図に示すように、第１の実施の形態に係るセンサチップは、シリコンからなる半導体基板２１上に電極２２が形成され、電極２２上にはんだ膜２３を介して発光素子である半導体レーザ２４が形成され、電極２２上にはんだ膜２５を介してオートパワーコントロール用のフォトダイオード２６が形成され、半導体基板２１上に電極２７が形成され、電極２７上にはんだ膜２８を介して受光素子であるフォトダイオード２９が形成される。フォトダイオード２９は生体組織からの散乱光を受光して生体組織内の血流量、血液量、血流速度、脈拍を求める測定手段の一部である。これら半導体レーザと受光素子は半導体基板上に高精度にボンディングされて構成されている。高精度にボンディングする技術として、例えば特開平９−５５３９３号公報に開示された技術を用いることができる。この半導体基板の大きさは縦２ｍｍ×横３ｍｍ程度である。なお、他の実施の形態の半導体基板の大きさも同様である。
【００３０】
このセンサチップにおいては、半導体レーザ２４に電流を注入するとレーザが発振する。この場合、半導体レーザ２４の片端面に設けたフォトダイオード２６で半導体レーザ２４の出力をモニターし、フィードバック回路で半導体レーザ２４の注入電流を制御することにより、半導体レーザ２４のレーザ発振のパワーが常に一定になるようにする。そして、半導体レーザ２４から出射した光は図３の破線で示した水平方向および垂直方向に広がりながら空間を伝播する。この半導体レーザ２４を皮膚などの生体組織に近づけた場合、光散乱が生じ、散乱光がフォトダイオード２９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を移動している赤血球からの散乱光すなわち血流速度に応じてドップラーシフト△ｆを受けた散乱光との干渉成分が含まれる。そのため、この信号を周波数解析することにより、血流速度等を求めることができる。なお。このドップラーシフトを利用した測定原理自体は従来から知られているものである。
【００３１】
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と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、血流速度と血液量との積で血流量が求められる。さらに、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。
【００３２】
なお、半導体レーザ、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することもできる。
【００３３】
このようなセンサチップを用いた血流計においては、光ファイバを用いていないから、小型にすることができ、また光ファイバの取り回しを行なう必要がないので、長時間生体に取り付けておいたり、血流計を生体に取り付けながら移動したりすることが容易であり、また環境変化の影響を受けにくく、高精度に血流速度を測定することができる。さらに、半導体基板２１上に半導体レーザ２４、フォトダイオード２６、フォトダイオード２９を形成しているから、光学部品を二次元的に組み立てればよく、光学部品を三次元的に組み立てる必要がなく、また光軸合わせや調整が不要であるので、製造コストが安価である。
【００３４】
図４は本発明の第２の実施の形態に係るセンサチップの例を示す図で、(ａ)は平面図、(ｂ)はＡ−Ａ´断面図である。図に示すように、第２の実施の形態に係るセンサチップは、シリコンからなる半導体基板３１上に電極３２が形成され、電極３２上にはんだ膜３３を介して発光素子である半導体レーザ３４が形成され、半導体基板３１上に半導体レーザ３４の端面に結合した光導波路３５が形成される。また、光導波路３５はフッ素化ポリイミドからなり、光導波路３５は下部クラッド、コア、上部クラッドの三層から形成され、半導体レーザ３４の活性層の高さと光導波路３５のコアの中心高さがほぼ一致するように半導体レーザ３４はボンディングされている。そして、光導波路３５は半導体レーザ３４から出射した光を先端形状により収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。また、半導体基板３１上に電極３６が形成され、電極３６上にはんだ膜３７を介して受光素子であるフォトダイオード３８が形成される。フォトダイオード３８は生体組織からの散乱光を受光して生体組織内の血流量、血液量、血流速度、脈拍を求める測定手段の一部である。
【００３５】
つぎに、光導波路３５の作製方法について説明する。まず、半導体基板３１上にポリアミド酸溶液をスピンコートで所望の膜厚に塗布し、ベークしてイミド化し、このポリイミド膜上にシリコーン系のレジストを塗布し、レジストをフォトリソグラフィで所望の形状にパターニングし、レジストをエッチングマスクとして酸素ガス雰囲気中で反応性イオンエッチングによりポリイミド膜を選択的にエッチングする。
【００３６】
このような血流計においては、光導波路３５は半導体レーザ３４から出射した光を垂直方向には閉じ込めながら伝播させ、水平方向には光導波路３５の先端形状により収束光あるいは平行光に変換するから、収束光、平行光の状態で外部の生体組織へ光を照射することができるので、生体組織に向かって適切な光を照射することができる。また、光導波路３５はフッ素化ポリイミドからなるので、光導波路３５の耐熱性、耐薬品性が高いので、センサチップの集積化加工に適している。
【００３７】
また、第１の実施の形態と同様に、オートパワーコントロール用のフォトダイオードを配置して半導体レーザを一定パワーで発振させることも可能である。動作の原理は、第１の実施の形態と同じである。
【００３８】
図５は本発明の第３の実施の形態に係るセンサチップを示す図で、(ａ)は平面図、(ｂ)はＡ−Ａ´断面図である。図に示すように、第３の実施の形態に係るセンサチップは、シリコンからなる半導体基板４１上に電極４２が形成され、電極４２上にはんだ膜４３を介して発光素子である半導体レーザ４４が形成され、半導体基板４１上に半導体レーザ４４の端面に結合した光導波路４５が形成される。光導波路４５はフッ素化ポリイミドからなり、光導波路４５は下部クラッド、コア、上部クラッドの三層から形成され、半導体レーザ４４の活性層の高さと光導波路４５のコアの中心高さがほぼ一致するように半導体レーザ４４はボンディングされている。
【００３９】
また、半導体基板４１上に電極４６が形成され、電極４６上にはんだ膜４７を介して受光素子であるフォトダイオード４８が形成される。フォトダイオード４８は生体組織からの散乱光を受光して生体組織内の血流量、血液量、血流速度、脈拍を求める測定手段の一部である。
【００４０】
また、半導体基板４１上の半導体レーザ４４とフォトダイオード４８との間に電極４９が形成され、電極４９にはんだ膜５０を介して半導体レーザ４４からフォトダイオード４８に直接光が入射するのを遮る第１の遮光板５１が形成されている。また、半導体基板４１上のフォトダイオード４８と半導体基板４１の端部との間に電極５２が形成され、電極５２にはんだ膜５３を介して不要散乱光を遮る２枚の第２の遮光板５４が形成される。２枚の遮光板５４の間隔を約６５μｍとすることによりＳ／Ｎ比（信号対雑音比）の良い信号が得られる。
【００４１】
このような血流計においては、遮光板５１により半導体レーザ４４からフォトダイオード４８に直接光が入射するのを防止することができる。また、遮光板５４により不要散乱光がフォトダイオード４８に入射するのを防止することができるので、生体組織内を移動している毛細血管中の赤血球からの散乱光すなわちドップラーシフト△ｆを受けた散乱光成分の強度が微弱であっても、確実に血流速度を検出することができる。
【００４２】
この遮光板は、半導体基板上に高精度にボンディングして形成することもできるし、予めシリコン基板上にＫＯＨなどによるウェットエッチングやDeep Reactive ion etching装置などによるドライエッチングで加工しておくことも可能である。また、スリット、ピンホールを前もって形成した板をボンディングすることにより遮光板５４として用いることも可能である。
【００４３】
図６は、第３の実施の形態に係るセンサチップの作成方法を説明するための斜視図である。なお、図６には遮光板５４は図示していない。同図に示すように、電極、はんだ膜がパターニングされたシリコン半導体基板上に、発光素子である半導体レーザ（ＤＦＢ−ＬＤ）と受光素子（フォトダイオード）が高精度にボンディングされる。このようなセンサチップにより、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）の干渉成分をフォトダイオードで検出して血流速度等を求める。図７は、上記方法で作成した本センサチップの顕微鏡写真である。
【００４４】
図８は、遮光板の他の例を示す図である。（ａ）は上から見た透視図、（ｂ）はＡの方向から見た正面図、（ｃ）はＢの方向から見た側面図である。この例では、不要散乱光を遮蔽するため、発光素子（ＬＤ）、受光素子（ＰＤ）のそれぞれを被い囲む形に遮蔽ブロックを形成し、基板に接着して用いる。このように被い囲む形に遮蔽ブロックを形成することにより、遮光効果が更に大きくなる。なお、遮蔽ブロックにおけるフォトダイオードの前面部分に、上述した第２の遮光板に相当するスリット付きの遮光板を設けることができる。
【００４５】
図９は本発明に係る血流計におけるセンサチップの受光素子として使用されるフォトダイオードの前面図、図１０は図９に示したフォトダイオードの側面図である。なお、このフォトダイオードは、端面入射屈折型フォトダイオードである。
【００４６】
図に示すように、ＩｎＰからなる基板６１の側面に逆メサ構造の光入射端面を有する受光部６２が形成され、受光部６２の幅ｂは約６５μｍ、高さｈは１５μｍである。また、基板６１上にｎ型のＩｎＧａＡｓＰからなる半導体膜６３が形成され、半導体膜６３上にＩｎＧａＡｓからなる光吸収層６４が形成され、光吸収層６４上にｐ型のＩｎＧａＡｓＰ、ｐ型のＩｎＰ、ｐ＋型のＩｎＧａＡｓを積層した積層層６５が形成され、積層層６５上にｐ型の電極６６が形成され、半導体膜６３上にｎ型の電極６７が形成されている。
【００４７】
なお、このようなフォトダイオードに関する文献としては、H. Fukano, Y. Matsuoka, A Low-Cost Edge-Illuminated Refracting-Facet Photodiode Module with Large Bandwidth and High Responsivity, J. Lightwave Technology, Vol.18, No.1, 79-83(2000)を挙げることができる。
【００４８】
このようなフォトダイオードを有するセンサチップにおいては、図１０に一点鎖線で示した光が受光部６２の横方向から入射すると、光は受光部６２の入射端面で屈折し、上層の光吸収層６４で吸収され、電気信号に変換される。従って、フォトダイオードの光軸の上下方向のずれ許容度が大きく、また吸収効率が大きい。また、フォトダイオードの受光領域が制限されているから、受光部６２の位置を最適化することにより、不要散乱光がフォトダイオードに入射するのを防止することができるので、生体組織内を移動している毛細血管中の赤血球からの散乱光すなわちドップラーシフト△ｆを受けた散乱光成分の強度が微弱であっても、確実に血流速度を検出することができる。また、受光領域を絞ることにより、生体組織の変化を明確にとらえることが可能となるので、計測精度を向上させることが可能となる。
【００４９】
なお、上述実施の形態においては、シリコンからなる半導体基板２１、３１、４１を用いたが、ＧａＡｓ、ＩｎＰ等からなる半導体基板を用いてもよい。また、上述実施の形態においては、フッ素化ポリイミドから光導波路３５、４５を用いたが、光導波路はポリイミド等の有機系に限定されるものではなく、石英系光導波路等を用いることができる。また、図３に示した実施の形態において、オートパワーコントロール用のフォトダイオード２６を形成したが、図４、図５に示した実施の形態においてもオートパワーコントロール用のフォトダイオードを形成してもよい。
【００５０】
上記の実施の形態において、発光素子（半導体レーザ）としては、波長９８０ｎｍのファブリペローレーザ、波長８５０ｎｍのＤＢＲレーザ、波長１．３μｍのＤＦＢレーザ、波長１．３μｍのファブリペローレーザなどを用いることができる。特に、波長１．３μｍの光は、従来の市販品で多く使われている波長７８０ｎｍの光に比べ、皮膚組織の透過率が高く、皮下深くの血流を検出でき、そのためよりＳ／Ｎ比の良い血流波形を計測できる。また、ＤＦＢレーザは安定性がよく、冷却のためのペルチェ素子は不要である。
【００５１】
また、発光素子、受光素子、第１、第２の遮光板および半導体基板上に合わせマークを付与し、合わせマークを使用して発光素子、受光素子、第１、第２の遮光板を半導体基板上にボンディングすれば、発光素子、受光素子、第１、第２の遮光板を半導体基板上に精密よくボンディングすることができる。なお、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に関する文献としては前述した特開平９−５５３９３号公報を挙げることができる。
【００５２】
なお、本発明のセンサチップを有する血流計の全体構成は、図２に示した構成の他にも種々の構成をとることができる。例えば、図１１に示すように、ＰＤ７１、ＬＤ７２、光導波路７３、ＬＤ／ＰＤドライバＩＣ７４、ＡＤコンバータ／無線送信機７５、電源バッテリ７６を同一基板上に搭載して小型化し、計測データ信号を無線でセンタに送信する構成とすることができる。センタではこの信号に基づき血流計装着者の血流速度等を把握することが可能となる。このような構成とすることにより、超小型・軽量で、ユーザに装着感を感じさせないウェアラブルな生体センサを実現することが可能となる。
【００５３】
図１２は、従来の市販血流計と、本発明の血流計との出力波形を比較した図である。（ａ）が従来の市販血流計（オー・エイ・エス株式会社  (OAS Corporation)の Cyber Med CDF-1000）の出力波形を示し、（ｂ）が本発明の血流計の出力波形を示す。これらの出力波形は、同一人物の同一部位における血流を同様の時刻に測定した結果である。横軸は時間を示し、縦軸は血流速度を示す。
【００５４】
腕の根元の血管を圧迫して血流が減った後、圧迫を解除して血流が回復しているおおまかな変化の様子はどちらの血流計も同じであるが、グラフの一部を拡大して表示した波形の表す脈波形は、本発明の血流計の方が、実際に近い整った波形を検出することができることが確認できる。
【００５５】
これは本発明で用いた１．３μm波長の光の方が皮膚透過率が高く、皮下組織の奥まで達するため、血流から、より多くの散乱光（ドップラーシフトした光）を受光できるからである。
【００５６】
本発明は、上記の実施例に限定されることなく、特許請求の範囲内で種々変更・応用が可能である。
【００５７】
【発明の効果】
上述したように、本発明に係る血流計においては、光ファイバを用いず、同一半導体基板上に発光素子、受光素子等を集積化したので、小型にすることができる。また、小型、軽量なため長時間取り付けておくことが可能となり、光ファイバなどの振動による測定結果への影響がなく高精度な血流速度測定が実現できる。更に、光学部品を三次元的に組み立てる必要がないので、製造コストが安価である。
【００５８】
また、遮光板をフォトダイオードと同一基板上に備えることにより、フォトダイオードの受光領域面積を最適化し、不要散乱光を遮蔽するので、精度の高い計測が可能となる。更に、発光素子からの漏れ光が直接フォトダイオードに入射するのを遮光板により防ぐことが可能である。この結果、生体組織内の移動している毛細血管中の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）を効率よく検出し、より正確な出力を得ることができる。
【００５９】
また、光源の半導体レーザに、従来製品より長い波長の、波長１．３μｍ、あるいは９８０ｎｍ、８５０ｎｍの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。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来の血流計を示すブロック図である。
【図２】本発明の一実施形態における血流計のブロック図である。
【図３】本発明の第１の実施の形態におけるセンサチップのブロック図である。
【図４】本発明の第２の実施の形態におけるセンサチップのブロック図である。
【図５】本発明の第３の実施の形態におけるセンサチップのブロック図である。
【図６】第３の実施の形態に係るセンサチップの作成方法を説明するための斜視図である。
【図７】上記方法で作成した本センサチップの顕微鏡写真である。
【図８】遮光板の他の例を示す図である。
【図９】本発明に係る血流計の受光素子として使用されるフォトダイオードを示す図である。
【図１０】図９に示したフォトダイオードの側面図である。
【図１１】本発明の血流計の他の例の構成を示すブロック図である。
【図１２】従来の市販血流計と、本発明の血流計との出力波形を比較した図である。
【符号の説明】
１１  センサチップ
１２  増幅器
１３  駆動／演算装置
１４  出力部
２１  半導体基板
２４  半導体レーザ
２９  フォトダイオード
３１  半導体基板
３４  半導体レーザ
３５  光導波路
３８  フォトダイオード
４１  半導体基板
４４  半導体レーザ
４５  光導波路
４８  フォトダイオード
５１  第１の遮光板
５４  第２の遮光板
６１  基板
６２  受光部
７１  ＰＤ
７２  ＬＤ
７３  光導波路
７４  ＬＤ／ＰＤドライバＩＣ
７５  ＡＤコンバータ／無線送信機
７６  電源バッテリ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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