(57)【要約】【課題】本発明は、容易に製造ができかつ測定精度が高い光学センサ及び生体情報測定装置を提供することを目的とする。【解決手段】本発明に係る光学センサ５０１は、１つの絶縁基板１１上に発光素子１５及び受光素子１７を搭載し、発光素子１５と受光素子１７のうちの受光素子１７のみを遮光性のある受光素子用キャップ１３で覆うことを特徴とする。受光素子用キャップ１３には、発光素子１５の出射した出射光が散乱された散乱光を通過させる入射窓１９ｂと、発光素子１５からの光を絶縁基板１１の上方へ反射させる光偏向面１９ａとが設けられている。【選択図】図１
2008145168.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
絶縁基板と、
前記絶縁基板上に搭載され、光を出射する発光素子と、
前記絶縁基板上に前記発光素子と並んで搭載され、前記発光素子の出射した出射光が散乱された散乱光を受光する受光素子と、
遮光性を有する部材にて形成され、前記絶縁基板上で前記受光素子を覆う受光素子用キャップと、を備え、
前記受光素子用キャップは、前記受光素子に入射させる前記散乱光の光路と交差する部分に、前記散乱光を通過させる入射窓が形成され、かつ、前記発光素子の配置されている側の側面に、前記発光素子からの光を前記絶縁基板の上方に偏向させる光偏向面が形成されていることを特徴とする光学センサ。
【請求項２】
前記絶縁基板は、前記発光素子及び前記受光素子の搭載されている表面に電気配線が形成され、
前記受光素子用キャップは導電性を有し、
前記電気配線と前記受光素子用キャップとが直接又は導電体を介して電気的に接触していることを特徴とする請求項１に記載の光学センサ。
【請求項３】
前記受光素子用キャップの前記絶縁基板との接触部分に、前記絶縁基板上での前記受光素子用キャップの移動を防ぐ突起が設けられていることを特徴とする請求項１又は２に記載の光学センサ。
【請求項４】
前記発光素子と前記絶縁基板との間に、前記発光素子を搭載する台が設けられ、
前記発光素子は、前記光偏向面へ向けて光を出射することを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の光学センサ。
【請求項５】
前記光偏向面が、鏡面又は回折格子であることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の光学センサ。
【請求項６】
前記光偏向面は、前記絶縁基板のうちの前記発光素子の搭載されている面の法線方向に前記発光素子からの光を偏向させることを特徴とする請求項１から５のいずれかに記載の光学センサ。
【請求項７】
前記発光素子は、波長０．３μｍ以上２．０μｍ以下の光を出射することを特徴とする請求項１から６のいずれかに記載の光学センサ。
【請求項８】
前記発光素子は、波長１．３μｍの光を出射することを特徴とする請求項１から７のいずれかに記載の光学センサ。
【請求項９】
請求項１から８のいずれかに記載の光学センサと、
前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、
前記受光素子からの信号を処理して生体情報に関する値を演算する生体情報演算回路と、を備えることを特徴とする生体情報測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、流体中の微小な散乱体からの散乱光を利用して当該流体の流速、流量等の情報を測定する光学センサと前記光学センサを備えた生体情報測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
高齢化が進み、生活習慣病などを予防するため健康を管理することについての関心が高まっている。血液の流れが悪くなることによって起きる脳血栓、心筋梗塞などの生活習慣病を早期かつ簡便に発見するためにレーザ光を利用して血液の流れに関する測定を行う生体情報測定装置、例えば、血流計が開発されている（例えば、特許文献１及び２参照。）。
【０００３】
従来の血流計の光学センサについて、図１４、図１５及び図１６を用いて説明する。図１４は、従来の血流計の光学センサの一例であり、（ａ）は上面図、（ｂ）はＡ１４−Ａ１４’断面図である。従来の光学センサは、シリコン基板２２１、電極２２２−１、電極２２２−２、電極２２４−１、電極２２４−２、発光素子２２３、受光素子２２５及びカバー基板２２６を備える。シリコン基板２２１は、傾斜面に囲まれた２つの凹部を有し、一方に発光素子２２３が配置され、他方に受光素子２２５が配置される。シリコン基板２２１には凹部の外側からそれぞれの凹部内へ向けて電極２２２及び電極２２４が形成されている。発光素子２２３と電極２２２−１及び電極２２２−２とが接続され、受光素子２２５と電極２２４−１及び電極２２４−２が接続される。発光素子２２３は端面発光型のレーザダイオードであり、受光素子２２５は面入射方のフォトダイオードである。カバー基板２２６は光を透過する合成石英で形成される。
【０００４】
図１５は、Ｂ１４−Ｂ１４’断面図である。発光素子２２３はハンダ膜で電極２２２−１にボンディングされる。発光素子２２３の発光部側の面と電極２２２−２とがワイヤ２２９で接続される。カバー基板２２６には、発光素子２２３からの出射光を上方に出射させるバイナリレンズ２３０が形成されている。
【０００５】
図１６は、Ｃ１４−Ｃ１４’断面図である。受光素子２２５はハンダ膜で電極２２４−１にボンディングされる。受光素子２２５の受光部側の面と電極２２４−２とがワイヤ２３２で接続される。受光素子２２５が配置される凹部の傾斜面を含む表面には、遮光膜２２７が貼り付けられている。カバー基板２２６の上下面には、受光素子２２５への外光の入射を防ぐ遮光膜２３１が設けられている。遮光膜２３１には、散乱光を受光素子２２５へ入射させるピンホール２２５−１が形成されている。遮光膜２３１は、受光素子２２５の配置されている凹部を覆っている。
【０００６】
図１４、図１５及び図１６にて説明したように、従来の光学センサは、バイナリレンズ２３０を通じて、発光素子２２３からの光を外部の被検体へ照射し、被検体へ照射した光の散乱光を遮光膜２３１に形成されているピンホール２２５−１を通じて受光素子２２５で受光する。光学センサが受光した散乱光には、静止した生体組織による反射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）による反射光が含まれる。赤血球による反射光の振動数は血流に応じてドップラーシフトをしており、静止した生体組織による反射と干渉を起こす。この干渉をヘテロダイン検波によって検出することで、血流量、血液量、血流速度、脈拍などの生体情報を測定する方法を、以下の説明でドップラーシフト法として示す（例えば、非特許文献１参照。）。例えば、血流速度は干渉光を周波数解析して測定でき、散乱光の強度で血流量を測定することができる。また、血流速度は血流量を血液量で割ることによって求められる。
【特許文献１】特開２００４−２２９９２０号公報
【特許文献２】特開２００２−３３０９３６号公報
【非特許文献１】Ｍ．Ｄ．Ｓｔｅｒｎ：Ｉｎ  ｖｉｖｏ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｍｉｃｒｏｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  ｂｙ  ｃｏｈｅｒｅｎｔ  ｌｉｇｈｔ  ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  “Ｎａｔｕｒｅ，Ｖｏｌ．２５４、ｐｐ．５６−５８（１９７５）”
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
血流計の光学センサは、シリコン基板の凹部に発光素子及び受光素子を収めてカバー基板で覆うため、シリコン基板の凹部を、発光素子及び受光素子の高さより深い深さまでウェット異方性エッチングでエッチングすることが求められた。さらに、凹部への配線には、凹部での段差での断線を防止することが求められていた。これらの要求をみたすため、光学センサの製造工程が複雑になり、従来の光学センサは製造コストが増大していた。
【０００８】
また、血流計の光学センサは、被検体での散乱光以外の外光が入射しないよう、被検体と接触させていた。このため、光学センサのカバー基板の遮光膜が劣化し、剥離してしまうことがあった。カバー基板の遮光膜の剥離によって、光学センサの測定精度が低下していた。
【０００９】
また、血流計の光学センサは、発光素子及び受光素子のカバー基板が共通であったので、発光素子からの迷光がカバー基板内を通過して受光素子に入射することがあった。この迷光によって受光素子の出力信号にノイズが生じ、光学センサの測定精度が低下していた。
【００１０】
本発明は、上記課題を解決し、容易に製造ができかつ測定精度が高い光学センサ及び生体情報測定装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記目的を達成するため、本発明に係る光学センサは、１つの絶縁基板上に発光素子及び受光素子を搭載し、発光素子及び受光素子のうちの受光素子のみを遮光性のある受光素子用キャップで覆うことを特徴とする。受光素子用キャップには、発光素子の出射した出射光が散乱された散乱光を通過させる入射窓と、発光素子からの光を絶縁基板の上方へ反射させる光偏向面とが設けられている。
【００１２】
具体的には、本発明に係る光学センサは、絶縁基板と、前記絶縁基板上に搭載され、光を出射する発光素子と、前記絶縁基板上に前記発光素子と並んで搭載され、前記発光素子の出射した出射光が散乱された散乱光を受光する受光素子と、遮光性を有する部材にて形成され、前記絶縁基板上で前記受光素子を覆う受光素子用キャップと、を備え、前記受光素子用キャップは、前記受光素子に入射させる前記散乱光の光路と交差する部分に、前記散乱光を通過させる入射窓が形成され、かつ、前記発光素子の配置されている側の側面に、前記発光素子からの光を前記絶縁基板の上方に偏向させる光偏向面が形成されていることを特徴とする。
【００１３】
発光素子及び受光素子を、電気配線パターンを施しただけの安価な平面の絶縁基板上に設置し、受光素子用キャップにて受光素子のみを覆う。受光素子用キャップは遮光性を有する部材にて形成されているため、従来のカバー基板のような遮光膜の形成工程が不要である。さらに、発光素子や受光素子への電気配線の断線を防止する工程も不要である。そのため、本発明に係る光学センサは、従来の光学センサの製造に必要であった工程を省略することができるので、製造コストを削減することができる。
【００１４】
また、受光素子用キャップは遮光性を有する部材にて形成されているので、遮光膜の劣化による剥離を防ぐことができる。このため、遮光膜の剥離による測定精度の低下を防ぐことができる。さらに、受光素子用キャップ内に発光素子が収容されておらず、受光素子用キャップに光偏向面が形成されているため、被検体を介さない迷光の受光素子への入射を防ぐことができる。そのため、本発明に係る光学センサは、迷光によって生じる信号のノイズを低減でき、測定精度が向上する。
【００１５】
したがって、本発明に係る光学センサは、容易に製造ができかつ測定精度が高い光学センサを提供することができる。
【００１６】
本発明に係る光学センサにおいて、前記絶縁基板は、前記発光素子及び前記受光素子の搭載されている表面に電気配線が形成され、前記受光素子用キャップは導電性を有し、前記電気配線と前記受光素子用キャップとが直接又は導電体を介して電気的に接触していることが好ましい。受光素子の信号は増幅器で増幅されるまでは微弱であり、外来の電磁ノイズの影響を受けやすい。受光素子用キャップが導電性を有することで、受光素子用キャップの電位を発光素子又は受光素子のカソードと同電位にすることができる。これにより、外来の電磁ノイズを防いで受光素子からの信号のＳＮ比を向上させることができる。
【００１７】
本発明に係る光学センサにおいて、前記受光素子用キャップの前記絶縁基板との接触部分に、前記絶縁基板上での前記受光素子用キャップの移動を防ぐ突起が設けられていることが好ましい。受光素子用キャップの絶縁基板との接触部分に、絶縁基板上での受光素子用キャップの移動を防ぐ突起が設けられていることで、受光素子用キャップを絶縁基板に実装する際に、発光素子と光偏向面との相対位置及び受光素子と入射窓との相対位置を容易かつ高精度に合わせることができる。発光素子と受光素子とを近接させて設置することができるので、浅い末梢循環血流を観測することができる。
【００１８】
本発明に係る光学センサにおいて、前記発光素子と前記絶縁基板との間に、前記発光素子を搭載する台が設けられ、前記発光素子は、前記光偏向面へ向けて光を出射することが好ましい。光偏向面での反射位置は光学センサを利用する際の事実上の発光位置となるため、絶縁基板から高い位置で発光素子からの出射光を反射させることで発光位置と受光位置との間の距離を短くすることができる。発光位置と受光位置を容易に近づけることができるので、浅い部位の生体情報であっても容易に得ることができる。
【００１９】
本発明に係る光学センサにおいて、前記光偏向面が、鏡面又は回折格子であることが好ましい。発光素子からの出射光の光学センサ内での迷光を防ぎ、被検体に十分な光量の光を照射することができるので、ノイズを低減することができる。
【００２０】
本発明に係る光学センサにおいて、前記光偏向面は、前記絶縁基板のうちの前記発光素子の搭載されている面の法線方向に前記発光素子からの光を偏向させることが好ましい。偏向された光が絶縁基板から垂直に進行し、絶縁基板と被検体の距離が変化しても被検体の照射位置が絶縁基板からの距離によらないので、皮下組織の深い部分の生体情報を得ることができる。
【００２１】
本発明に係る光学センサにおいて、前記発光素子は、波長０．３μｍ以上２．０μｍ以下の光を出射することが好ましい。小型で低消費電力の化合物半導体を利用することができる。
【００２２】
本発明に係る光学センサにおいて、前記発光素子は、波長１．３μｍの光を出射することが好ましい。皮膚組織の透過率が高く、皮下深くの血流を検出でき、ＳＮ比の高い血流波形を得ることができる。
【００２３】
本発明に係る生体情報測定装置は、本発明に係るいずれかの光学センサと、前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記受光素子からの信号を処理して生体情報に関する値を演算する生体情報演算回路と、を備える。本発明に係るいずれかの光学センサを備えるので、製造が容易であり、かつ、測定精度が高い生体情報測定装置を提供することができる。
【発明の効果】
【００２４】
本発明によれば、本発明に係る光学センサ及び生体情報測定装置は、絶縁基板上に発光素子及び受光素子を搭載し、受光素子のみを覆う受光素子用キャップを備え、受光素子用キャップに入射窓及び光偏向面を設けたので、工程の簡略化により製造を容易にし、かつ、ノイズの低減により測定精度を高くすることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２５】
添付の図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。以下に説明する実施の形態は本発明の構成の例であり、本発明は、以下の実施の形態に制限されるものではない。
（実施形態１）
図１は、実施形態１に係る第１の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ１−Ａ１’断面図を示す。光学センサ５０１は、絶縁基板１１と、受光素子用キャップ１３と、発光素子１５と、受光素子１７と、を備える。
【００２６】
絶縁基板１１は、発光素子１５及び受光素子１７を同一表面に搭載する。絶縁基板１１は例えば平面基板である。発光素子１５や受光素子１７を配置するための凹部を形成する必要がないので、平面基板の同一表面上に発光素子１５及び受光素子１７を同一表面に搭載することができる。絶縁基板１１に凹部を形成する必要がないので、絶縁基板１１の材質を自由に選択することができる。例えば、絶縁基板１１の材質は、ガラスエポキシ樹脂、フッ素樹脂、セラミック等の絶縁物である。絶縁基板１１は表面に窒化膜や酸化膜を積層したシリコン基板でもよい。
【００２７】
絶縁基板１１の表面のうち、発光素子１５及び受光素子１７の搭載されている表面には、電気配線２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄが形成されている。電気配線２１ｃ及び２１ｄが発光素子１５と接続されている。電気配線２１ａ及び２１ｂが受光素子１７と接続されている。電気配線２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄは、ワイヤボンディング可能な金属であり、例えば、メッキで作製された金属膜である。電気配線２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄは、例えば、公知のプリント回路基板を製造する技術で形成することができる。絶縁基板１１がシリコン基板の場合、公知の半導体製造方法によって表面に金属の電気配線パターンを形成することができる。受光素子用キャップ１３が導電性材料で形成されている場合は、絶縁基板１１と受光素子用キャップ１３との間には絶縁膜２５が設けられていることが好ましい。
【００２８】
発光素子１５は、絶縁基板１１に搭載され、光を出射する。発光素子１５は、例えば、半導体レーザである。半導体レーザは、端面発光型が好ましい。また、半導体レーザは、化合物半導体を利用することが好ましい。また、発光素子１５は、波長０．３μｍから２．０μｍの光を発生させることが好ましい。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ＳＮ比のよい血流波形を計測できる。
【００２９】
受光素子１７は、絶縁基板１１に搭載され、外部からの散乱光を受光する。散乱光は、発光素子１５の出射した出射光が散乱された散乱光である。受光素子１７は、例えば、フォトダイオードである。散乱光は発光素子１５からの出射光が被検体内で散乱した光であるため、フォトダイオードの種類は、発光素子１５の種類に応じて選択される。また、受光素子１７は、外部からの光のうち生体情報測定に必要な光のみを入射窓１９ｂを通じて受光し、電気信号に変換して電気配線２１ｂに出力する。したがって、光学センサ５０１は外部の被検体で散乱した散乱光の光強度に応じた電気信号を電気配線２１ｂから出力する。
【００３０】
受光素子用キャップ１３は、遮光性を有する部材にて形成され、絶縁基板１１上で受光素子１７を覆う。遮光性を有する部材は、例えば、不透明なプラスチックや金属である。部材そのものが遮光性を有することで、遮光膜の剥離によって生じる光漏れによって発生するノイズを防ぐことができる。受光素子用キャップ１３は、受光素子１７を覆うように絶縁基板１１上に実装される。受光素子用キャップ１３の絶縁基板１１上の位置は、発光素子１５からの光が光偏向面１９ａを経由して外部の被検体を照射でき、外部からの光が入射窓１９ｂを通過して受光素子１７が受光できる位置とする。受光素子用キャップ１３は、発光素子１５からの光を受光素子１７が直接に受光することを防止する。仕切り板を接着する工程を省略することができ、受光素子用キャップ１３を容易に製造できる。さらに、発光素子１５を単独に扱う発光素子用キャップ（不図示）を設置すれば、外力による発光素子１５の破損を防ぐことができる。また、受光素子用キャップ１３と発光素子用キャップ（不図示）とを一体化して製造工程を低減することができる。
【００３１】
受光素子用キャップ１３には、散乱光を通過させる入射窓１９ｂが形成されている。入射窓１９ｂの開口径は、外光が入射しないことが好ましく、例えば、１００μｍ以上５００μｍ以下であることが好ましい。外光の受光素子１７への入射を遮り、散乱光を取り込むことができる。本実施形態では５００μｍとして説明する。また、入射窓１９ｂは、受光素子１７に入射させる散乱光の光路と交差する部分に設けられている。本実施形態では、光偏向面１９ａの上方で散乱光が発生するので、受光素子用キャップ１３の天井部分と発光素子１５側の側面部分との境界部分に入射窓１９ｂが形成されている例を示した。入射窓１９ｂは、受光素子用キャップ１３の天井部分に形成されていてもよいし、受光素子用キャップ１３の発光素子１５側の側面部分に形成されていてもよい。また、入射窓１９ｂは、空洞になっていてもよいが、散乱光に対して透明な部材がはめこまれていてもよい。透明な部材がはめ込まれていることで、受光素子用キャップ１３内の受光素子１７の受光面を保護することができる。
【００３２】
発光素子１５の配置されている側の受光素子用キャップ１３の側面に、発光素子１５からの光を絶縁基板１１の上方に偏向させる光偏向面１９ａが形成されている。絶縁基板１１の上方とは、発光素子１５の搭載されている絶縁基板１１の基板面に対して上方である。光偏向面１９ａは、発光素子１５からの光を絶縁基板１１の上方に偏向させるために、絶縁基板１１の基板面に対して傾斜している。光偏向面１９ａの傾き角度は、例えば、１０°から８０°である。光偏向面１９ａは、絶縁基板１１のうちの発光素子１５の搭載されている基板面の法線方向に発光素子１５からの光を偏向させることが好ましい。例えば、図１に示すように、光偏向面１９ａの傾き角度が４５°であることが好ましい。光偏向面１９ａの傾き角度が４５°の場合は偏向された出射光が絶縁基板１１から垂直に上方に進行する。このため、照射対象となる血液中の散乱体と絶縁基板１１との距離が変化しても照射位置が絶縁基板１１からの距離によらないという利点がある。特に、血管の表皮からの深さは、皮下脂肪などの種々の要因によってかなりの個人差がある。この場合に、発光素子１５からの出射光を表皮に対して垂直に入射させることができれば、生体情報を安定して測定することができる。
【００３３】
光偏向面１９ａは、発光素子１５からの光を偏向させる鏡面又は回折格子であることが好ましい。鏡面は、受光素子用キャップ１３が金属の場合は、鏡面は、表面を鏡面研磨することで形成することができる。また、受光素子用キャップ１３がプラスチックの場合は、鏡面は、反射性の高い金属である金を蒸着して形成することができる。光偏向面１９ａは、受光素子用キャップ１３の外表面なので、光偏向面１９ａの形成は容易である。また、受光素子用キャップ１３に予め光偏向面１９ａを形成しておくことができるので、光学センサ５０１の製造工程を簡略化することができる。
【００３４】
受光素子用キャップ１３は導電性を有することが好ましい。この場合、電気配線２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄと受光素子用キャップ１３とが直接又は導電体を介して電気的に接触していることが好ましい。受光素子用キャップ１３の電位を発光素子１５又は受光素子１７のカソードと同電位にすることができる。これにより、外来の電磁ノイズによる受光素子１７のノイズを防ぎ、受光素子１７からの信号のＳＮ比を向上させることができる。例えば、受光素子用キャップ１３を形成する部材を、導電性を有する金属とする。本実施形態では、受光素子用キャップ１３の素材をアルミニウムとして説明する。また、受光素子用キャップ１３がプラスチックで形成される場合は、受光素子用キャップ１３の表面を金属のような導電性膜で被覆する。受光素子用キャップ１３をプラスチック射出成型の方法で形成し金属薄膜で表面を被覆すれば、大量生産が可能になり、光学センサ５０１の製造コストを低減することができる。また、受光素子用キャップ１３を形成する部材を、導電性を有する粒子を混合したプラスチックとすることで、受光素子用キャップ１３に導電性を持たせてもよい。
【００３５】
図２、図３、図４に、絶縁基板１１上に形成する電気配線のパターンの具体例を示す。図２は電気配線の第１のパターンを、図３は電気配線の第２のパターンを、図４は電気配線の第３のパターンを示す。図２、図３、図４に示す符号は、図１で示した符号と同じ部品を示す。図２及び図３示す電気配線パターンは、発光素子１５のカソードが電気配線２１ｃに接続され、発光素子１５のアノードが電気配線２１ｄに接続され、受光素子１７のカソードが電気配線２１ｂ上に接続され、受光素子１７のアノードが電気配線２１ａに接続される。発光素子１５のカソードは、電気配線２１ｃ上にはんだ膜を介して接続される。発光素子１５のアノードは、ワイヤ２３で電気配線２１ｄと接続される。受光素子１７のカソードは、電気配線２１ｂ上にはんだ膜を介して接続される。受光素子１７のアノードは、ワイヤ２３で電気配線２１ａと接続される。図２では、受光素子用キャップ１３が導電性を有し、電気配線２１ｂと受光素子用キャップ１３とが接触していることで、受光素子１７のカソードと受光素子用キャップ１３とを同電位にすることができる。図３では、受光素子用キャップ１３が導電性を有し、電気配線２１ｃと受光素子用キャップ１３とが接触していることで、発光素子１５のカソードと受光素子用キャップ１３とを同電位にすることができる。
【００３６】
図４に示す電気配線パターンは、電気配線２１ｂ及び電気配線２１ｃがなく、発光素子１５及び受光素子１７のカソードが共通して接触する電気配線２１ｅを搭載する。受光素子用キャップ１３が導電性を有し、電気配線２１ｅと受光素子用キャップ１３とが接触していることで、発光素子１５及び受光素子１７のカソードと受光素子用キャップ１３とが同電位となる。発光素子１５のカソード及び受光素子１７のカソードは、電気配線２１ｅ上に、はんだ膜を介して接続される。発光素子１５のアノードは、ワイヤ２３で電気配線２１ｄと接続される。受光素子１７のアノードは、ワイヤ２３で電気配線２１ａと接続される。
【００３７】
図２、図３及び図４において、受光素子用キャップ１３が導電性を有する場合、受光素子用キャップ１３と電気配線２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄ、２１ｅのそれぞれとが電気的に導通しないように受光素子用キャップ１３と電気配線２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄ、２１ｅのそれぞれとの接触部分はレジストなどの絶縁膜（図１の符号２５）で覆われていることが好ましい。受光素子用キャップ１３が導電性を有さない場合は絶縁膜２５は不要である。
【００３８】
図１に示す光学センサ５０１は、外部の駆動回路（不図示）から発光素子１５のアノードが接続する電気配線２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄ、２１ｅのそれぞれに電流が供給され、発光素子１５のカソードが接続する電気配線２１から駆動回路へ電流が出て行くことで発光素子１５は発光し、光偏向面１９ａを通じて外部の被検体に光を照射することができる。なお、発光素子１５からの光のうち受光素子用キャップ１３内で反射する光を低減するため、受光素子用キャップ１３の受光素子１７を覆う側（受光素子用キャップ１３の内側）も反射防止膜を付してもよい。
【００３９】
以上説明したように、光学センサ５０１は、製造において、絶縁基板１１のエッチングが不要であり、受光素子用キャップ１３に遮光膜の形成が不要である。さらに、絶縁基板１１に段差がないため、絶縁基板１１上への電気配線パターンの形成が容易である。したがって、電気配線パターンを施しただけの安価な平面の絶縁基板１１上に発光素子１５及び受光素子１７を実装し、さらに受光素子１７を覆うように受光素子用キャップ１３を実装するだけなので、光学センサ５０１は低コストで製造できる。
【００４０】
また、光学センサ５０１は、受光素子用キャップ１３自体に遮光性があるため、遮光膜の劣化による剥離がなく、測定精度の低下がない。さらに、受光素子用キャップ１３は不透明のため、従来のカバー基板のように発光素子１５からの光がカバー基板内を通過することがなく、光学センサ５０１は、受光素子１７が受光する被検体を介さない光を低減することができる。そのため、光学センサ５０１は高精度に被検体の生体情報を測定することができる。
【００４１】
図５は、実施形態１に係る第２の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ５−Ａ５’断面図を示す。光学センサ５０５と図１の光学センサ５０１との違いは、光学センサ５０５の電気配線２１ｂの表面が絶縁膜２５で被覆されていない点である。図５において、図１で使用した符号と同じ符号は同じ部品を示す。また、絶縁基板１１上には、図２に示す電気配線パターンが形成されている。電気配線２１ｂの表面は絶縁膜２５で被覆されていないため、受光素子用キャップ１３と電気配線２１ｂとが接触する。受光素子用キャップ１３は受光素子１７のカソードと等しい電位となるため、外来の電磁ノイズを防止する効果を有する。受光素子１７が出力する信号は、増幅器で増幅されるまでは非常に微弱であるため、外来の電磁ノイズの影響を受けやすい。したがって、電気配線２１ｂと受光素子用キャップ１３とを接触させることで受光素子１７からの信号のＳＮ比を向上させることができる。光学センサ５０５は図１の光学センサ５０１と同様に低コストで製造できるとともに、受光素子用キャップ１３の電磁ノイズ防止の効果により、光学センサ５０１よりさらに高精度に生体情報を測定することができる。
【００４２】
図６は、実施形態１に係る第３の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ６−Ａ６’断面図を示す。図６に示す光学センサ５０６は、図１に示す光学センサ５０１に加え、遮光性を有する部材にて形成され、絶縁基板１１上で発光素子１５を覆う発光素子用キャップ１３−１をさらに備える。図６において、図１で使用した符号と同じ符号は同じ部品を示す。発光素子用キャップ１３−１は不透明であり、受光素子用キャップ１３と同じ素材を用いることができる。発光素子用キャップ１３−１の側面のうち、光偏向面１９ａ側に配置されている側面には、発光素子１５からの出射光を通過させるための開口部が形成されている。発光素子１５の上に１つの側面が開いている発光素子用キャップ１３−１があるため、発光素子１５からの光は支障なく外部に出射されるとともに、発光素子１５に対する外界からの不慮の衝撃、例えば皮膚が触れて電気的や構造的に破損するなどの事故から発光素子１５を守る効果が得られる。
【００４３】
図６に示す光学センサ５０６では、電気配線２１ｂ及び電気配線２１ｃの双方の表面が絶縁膜２５で被覆されている例を示したが、電気配線２１ｂ又は電気配線２１ｃのいずれかの表面或いは電気配線２１ｂ及び電気配線２１ｃの表面が絶縁膜２５で被覆されていなくてもよい。受光素子用キャップ１３を電気配線２１ｂ又は電気配線２１ｃと接触させることで、受光素子１７への電磁ノイズを低減することができる。この場合であっても、図５の光学センサ５０５で説明した効果と同様の効果を得られる。
【００４４】
さらに、絶縁基板１１は図４に示す電気配線パターンを搭載してもよい。この場合、図１の光学センサ５０１で説明したように電気配線２１ａ、２１ｄ及び２１ｅと受光素子用キャップ１３との接触箇所を絶縁膜２５で被覆してもよい。図４の電気配線パターンを搭載する絶縁基板１１の光学センサも図１の光学センサ５０１と同様の効果を得られる。一方、図５の光学センサ５０５で説明したように、電気配線２１ｂの表面を絶縁膜２５で被覆せず、受光素子用キャップ１３と接触させてもよい。図４の電気配線パターンを搭載する絶縁基板１１の光学センサも図５の光学センサ５０５と同様の効果を得られる。
【００４５】
図７は、実施形態１に係る第４の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ７−Ａ７’断面図を示す。図７に示す光学センサ５０７は、図６に示す受光素子用キャップ１３と図６に示す発光素子用キャップ１３−１を一体化した一体化キャップ１３−２を備える。図７において、図１で使用した符号と同じ符号は同じ部品を示す。
【００４６】
一体化キャップ１３−２は不透明であり、受光素子用キャップ１３と同じ素材を用いることができる。一体化キャップ１３−２と絶縁基板１１とで囲まれる空間は、光偏向面１９ａにより発光素子１５が収まる小室と受光素子１７が収まる小室に分けられる。受光素子用キャップ１３と発光素子用キャップ１３−１に分離されていたものを一体化したことで、実装の手間が１つ減るという利点がある。
【００４７】
（実施形態２）
図８は、実施形態２に係る第１の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は回路基板を示し、（ｂ）はＡ８−Ａ８’断面の一例を示し、（ｃ）は受光素子用キャップのピックアップ図を示す。図８に示す光学センサ５０８は、図１に示す受光素子用キャップ１３の絶縁基板１１との接触部分に、絶縁基板１１上での受光素子用キャップ１３の移動を防ぐ突起１２３が設けられている。絶縁基板１１が突起１２３を差し込む突起差込口１２１を有している。図８において、図１で使用した符号と同じ符号は同じ部品を示す。
【００４８】
突起１２３は、受光素子用キャップ１３の絶縁基板１１と接触する箇所に配置される。例えば、突起１２３は受光素子用キャップ１３に設けられ、絶縁基板１１に設けられている突起差込口１２１に差し込むことで絶縁基板１１上での受光素子用キャップ１３の移動を防ぐ。このため、突起１２３は、変形しない材質で形成される。例えば、金属又は硬質プラスチックである。突起１２３は、受光素子用キャップ１３と同じ材質で形成されていてもよい。受光素子用キャップ１３の成形時に同時に突起１２３も形成することができる。また、突起１２３は、絶縁基板１１に形成されていてもよい。
【００４９】
突起１２３は、受光素子用キャップ１３と絶縁基板１１との接触する部分のうち、受光素子用キャップ１３の角の部分に設けられていることが好ましい。例えば、図８（ａ）においては、受光素子用キャップ１３の絶縁基板１１と接触する側の面（以下、「受光素子用キャップ１３の絶縁基板１１と接触する側の面」を「受光素子用キャップ１３の裏面」と略記する。）形状は長方形である。突起１２３は、長方形である受光素子用キャップ１３の裏面の角に配置されている。受光素子用キャップ１３の裏面形状は長方形に限らない。突起１２３を受光素子用キャップ１３の裏面形状の角に配置することで、受光素子用キャップ１３の製造が容易になり、突起１２３の強度が増す。
【００５０】
突起差込口１２１は、受光素子用キャップ１３を絶縁基板１１上に搭載する際に突起１２３が挿入される。突起差込口１２１は、突起１２３を挿入することができる程度の開口径を有する。突起差込口１２１は、絶縁基板１１上において、受光素子用キャップ１３を搭載する際に突起１２３が位置する箇所に配置される。図８（ｃ）に突起１２３の配置される箇所の例を示す。なお、突起差込口１２１は、絶縁基板１１を貫通していなくてもよく、絶縁基板１１の発光素子１５及び受光素子１７の搭載されている面（以下、「絶縁基板１１の発光素子１５及び受光素子１７の搭載されている面」を「絶縁基板１１の表面」と略記する。）の穴であってもよい。
【００５１】
図８（ｂ）は、受光素子用キャップ１３を絶縁基板１１に搭載するキャップ実装工程を模式的に示したものである。受光素子用キャップ１３を絶縁基板１１に実装する際に、受光素子用キャップ１３の突起１２３を絶縁基板１１の突起差込口１２１に挿入することで、受光素子用キャップ１３と絶縁基板１１との相対位置を容易かつ高精度に合わせることができる。さらに、突起１２３の位置精度及び突起差込口１２１の位置精度がキャップ実装工程における人間あるいは実装機械の位置合わせ精度より高いため、キャップ実装工程において受光素子用キャップ１３と絶縁基板１１との位置再現性を高めることができる。そのため、受光素子１７と入射窓１９ｂとの相対位置及び発光素子１５と光偏向面１９ａとの相対位置を容易かつ高精度に合わせることができるので、光学センサ５０８の測定精度を光学センサ５０８間で一定に保つことができる。したがって、低コストで製造できかつ生体情報を高精度に測定できる光学センサ５０８を提供することができる。
【００５２】
図９は、実施形態２に係る第２の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は回路基板を示し、（ｂ）はＡ９−Ａ９’断面の一例を示し、（ｃ）は一体化キャップのピックアップ図を示す。図９に示す光学センサ５０９は、図８に示す受光素子用キャップ１３に代えて、一体化キャップ１３−２が備わっている。また、突起１２３が、一体化キャップ１３−２の光偏向面１９ａの両端の位置に配置されている。突起差込口１２１については、図８に示す突起差込口１２１と同様である。
【００５３】
図１０は、実施形態２に係る第３の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は回路基板を示し、（ｂ）はＡ１０−Ａ１０’断面の一例を示し、（ｃ）は一体化キャップのピックアップ図を示す。図１０に示す光学センサ５１０は、図８に示す受光素子用キャップ１３に代えて、一体化キャップ１３−２が備わっている。また、図８に示す突起１２３が、一体化キャップ１３−２の光偏向面１９ａの両端の位置及び一体化キャップ１３−２の四隅に配置されている。突起差込口１２１については、図８に示す突起差込口１２１と同様である。
【００５４】
図８に示す光学センサ５０８、図９に示す光学センサ５０９及び図１０に示す光学センサ５１０は、光偏向面１９ａを配置する位置を、正確に発光素子１５と受光素子１７との中間にすることができる。よって、光学センサ５１０は、光偏向面１９ａの位置を正確に決めることができる。図８に示す光学センサ５０８、図９に示す光学センサ５０９及び図１０に示す光学センサ５１０は、光偏向面１９ａのばらつきが少ないので、発光素子１５と受光素子１７とを近接させて設置することができる。発光素子１５と受光素子１７との距離が遠いと深い領域が観測され、近いと浅い領域が観測されることが知られているので、図８に示す光学センサ５０８、図９に示す光学センサ５０９及び図１０に示す光学センサ５１０は、浅い末梢循環血流を観測することができる。
【００５５】
（実施形態３）
図１１は、実施形態３に係る第１の光学センサを説明するための概略構成図であり、（ａ）は実施形態３に係る第１の光学センサの上面図を示し、（ｂ）はＡ１１ａ−Ａ１１ａ’断面図を示し、（ｃ）は実施形態１に係る第１の光学センサの上面図を示し、（ｂ）はＡ１１ｃ−Ａ１１ｃ’断面図を示す。本実施形態では、絶縁基板１１上に図４に示される電気配線パターンが形成されており、電気配線２１ａと受光素子用キャップ１３との接触を防ぐ絶縁膜２５が設けられている例を示す。図１１（ａ）及び図１１（ｂ）に示す光学センサ５１１は、発光素子１５と絶縁基板１１との間に、発光素子１５を搭載する台１５ｂが設けられ、発光素子１５は、光偏向面１９ａへ向けて光を出射する。発光素子１５の光源位置の高さを上げることにより、光偏向面１９ａの反射位置が受光素子１７に近くなる。光学センサ５１１からの出射光の出射位置と入射窓１９ｂとの距離Ｌａが、台１５ｂがない場合の距離Ｌｃに比べて近くなる。上面から見ると、出射光の反射位置は事実上の発光位置となるため、上面から見ると、発光位置と受光素子１７の受光位置との絶縁基板１１と平行な投影面上での距離はより近くなったことと等価である。発光位置と受光位置との間の距離は生体情報を取得し、距離が遠いほど深い位置の生体情報を取得することができる。もし、表面から浅い部位の生体情報を得たいときは、この実施形態を用いることによって、所望の深さの生体情報を得ることができる。
【００５６】
（実施形態４）
図１２は、生体情報測定装置の一例を示す構成図である。図１２に示す生体情報測定装置８０１は光学センサ２０１と、前置増幅器２０２と、駆動演算装置２０３と、求めた血流等を表示する出力部２０４と、を有する。生体情報測定装置８０１は、流体中の光散乱粒子による散乱光を利用して流体の諸情報を測定する装置である。流体中の諸情報は、例えば、血流量、血流速、脈拍、血圧、糖度である。流体の諸情報は、血流量、血流速、脈拍又は血圧などの生体情報に関する値が好ましく、本実施形態では生体情報測定装置８０１が血流計である場合について説明する。また、以下において、図１から図１１に使用された符号も利用して説明する。
【００５７】
光学センサ２０１は、生体情報測定装置８０１の外部に位置する被検体に光を当て、被検体内で散乱した散乱光を受光する。光学センサ２０１は、例えば、図１から図１１で説明した光学センサである。光学センサ２０１は、生体情報測定装置８０１に備わる半導体基板上に集積化されて形成されていてもよい。出力部２０４は、インターフェース２０９から出力されるデータを表示する。出力部２０４は、例えば、液晶ディスプレイである。
【００５８】
駆動演算装置２０３は、光学センサ２０１を駆動し、光学センサ２０１から出力された信号を処理して流体の諸情報を演算し、演算結果を出力部２０４に出力する。本実施形態では、血流量を測定する場合の一例として、駆動演算装置２０３は、光センサ２０１の発光素子１５を駆動させ、受光素子１７の受光した散乱光を解析することにより血流を求める例を示す。駆動演算装置２０３は、Ａ／Ｄ変換器２０５、発光素子駆動回路２０６、生体情報演算回路２０７、電源供給部２０８、インターフェース２０９、信号調節回路２１０及び表示部２１１を備える。駆動演算装置２０３は、全体をＬＳＩとして構成することが可能である。
【００５９】
発光素子駆動回路２０６は、前置増幅器２０２に接続され、前置増幅器２０２を通じて光学センサ２０１へ電力を供給する。すなわち、図１、図５、図６、図７、図８、図９で説明した光学センサの発光素子１５は発光素子駆動回路２０６の指示によって光の点灯及び消灯を行う。信号調節回路２１０は、前置増幅器２０２の出力するアナログ信号から、干渉成分の周波数を含む特定の周波数範囲を抽出する。Ａ／Ｄ変換器２０５は、信号調整回路２１０からの信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号を出力する。例えば、Ａ／Ｄ変換器２０５は、入力されたアナログ信号を所定の周波数でサンプリングを行い、量子化して出力する。サンプリング周波数は、被検体の血流量等を測定する場合であれば、例えば２００ｋＨｚである。生体情報演算回路２０７は、入力されたデジタル信号を所定の規則に従い処理を行う。生体情報演算回路２０７は、例えばデジタル信号プロセッサである。生体情報演算回路２０７は大量のデジタル信号のデータを高速に処理できるため、入力されたデジタル信号を処理した結果をリアルタイムで出力することができる。生体情報演算回路２０７はＡ／Ｄ変換器２０５からの信号から血流などの生体情報を求めるための演算を行う。インターフェース２０９は、駆動演算装置２０３と外部の周辺機器とが通信できるように、入力された信号を所定の企画の信号に変換する電気回路である。例えば、インターフェース２０９は入力された信号をＲＳ−２３２Ｃ規格の信号に変換することができる。
【００６０】
電源供給部２０８は、所定の電圧の電源を外部に供給する電気回路である。交流を直流に変換する回路、電圧変換回路、電圧安定化回路が含まれる。また、電源供給部２０８はバッテリーであってもよい。電源供給部２０８は図示しない電気線を通じてＡ／Ｄ変換器２０５、発光素子駆動回路２０６、生体情報演算回路２０７、インターフェース２０９、信号調整回路２１０及び表示部２１１に電源を供給する。
【００６１】
生体情報測定装置８０１は、以下のように被検体の血流等の生体情報を測定する。センサチップである光学センサ２０１及び前置増幅器２０２を血流等の測定箇所である被検体に近接又は接触させる。光学センサ２０１は、被検体に光を照射して、被検体からの散乱光を受光する。発光素子１５は、発光素子駆動部２０６から電流が注入されて照射光を出射する。発光素子１５からの照射光は受光素子用キャップ１３の光偏向面１９ａで血流の測定に必要な径に絞られ、被検体に照射される。光偏向面１９ａから出射した光は被検体内で散乱し、散乱光が光学センサ２０１へ到達する。散乱光はキャップ１３の入射窓１９ｂで測定に必要な光のみとなり受光素子１７に受光される。
【００６２】
受光素子１７は、散乱光を受光して光電変換し、散乱光強度信号として出力する。散乱光強度信号を受信した前置増幅器２０２は、散乱光強度信号を増幅してアナログ信号を出力する。信号調節回路２１０は、前置増幅器２０２の出力するアナログ信号から干渉成分の周波数を含む特定の周波数を抽出する。Ａ／Ｄ変換器２０５は信号調節回路２１０からの信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号を出力する。
【００６３】
生体情報演算回路２０７は、散乱光強度信号のデジタル信号の信号処理を行い、散乱光の干渉成分の周波数解析を行う。具体的には、散乱光Ｓの干渉成分の周波数が血流速度に相当し、散乱光Ｓの強度は移動している血流量に相当し、血流速度と血液量との積で血流量が求められる。さらに、散乱光強度信号の波形には、脈拍による変調成分もあり、脈拍の検出も可能である。生体情報演算回路２０７は、散乱光強度信号の周波数解析の結果である被検体の情報を、被検体情報信号として出力する。
【００６４】
表示部２１１は、生体情報演算回路２０７からの被検体情報信号を受信して、被検体の情報を表示する。また、インターフェース２０９は、被検体情報信号を、規格で定められ他の装置との通信に使用される信号、例えばＵＳＢ規格やＲＳ−２３２Ｃ規格等の有線の信号や、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）規格やＺｉｇＢｅｅ（登録商標）規格等の無線の信号に変換して、出力部２０４に出力する。以上の説明のように、生体情報測定装置８０１は、血流量などの生体情報を測定することができる。
【００６５】
図１３は、血流量の測定結果を示すグラフであり、（ａ）は生体情報測定装置による測定結果を示し、（ｂ）は従来の血流計による測定結果を示す。従来の血流計の測定方法はドップラーシフト法を用いている。生体情報測定装置８０１と従来の血流計とを隣接させて指に当て、手首を強く締めることによって阻血し、手首への締めを徐々に開放して、最後に完全に開放し、血流量の時間変化を同時に測定した。
【００６６】
図１３（ａ）と図１３（ｂ）を比較すると、血流量自体の増減傾向は、生体情報測定装置８０１と従来の血流計とで一致している。図１３（ａ）の表示値は任意単位であるが、これは適当な一次関数の換算式を用いて図１３（ｂ）に示す従来の血流量の表示値に合わせることができるので問題ない。
【００６７】
従来の血流計は、発光素子からの光を光ファイバに結合させて光ファイバから出力する光を被検体に照射している。さらに、従来の血流計は、被検体で散乱した散乱光を他の光ファイバで受光して受光素子に結合している。光ファイバは曲がり方の変化や測定中の振動等で光の伝搬モードが変化するため、従来の血流計で生体情報を測定する場合、被検体の動作を制限する必要があった。生体情報測定装置８０１は、光ファイバを使用しないため、被検体の動作を制限することなく正確な生体情報を測定することができる。さらに、生体情報測定装置８０１は、図１から図１２で説明した光学センサを利用しているため、高精度に生体情報を測定でき、製造コストを低くすることができる。
【産業上の利用可能性】
【００６８】
本発明の光学センサ及び生体情報測定装置は、健康保持や健康診断のための健康器具に適用することができる。また、被検体としては人間に限らず動物や植物でもよい。さらに、フッ素樹脂チューブ、シリコンチューブなど、発光素子からの光が透過できる管であれば、内部を流れる液体の流量を測定することができるため、本発明の光学センサ及び生体情報測定装置は、半導体製造装置や冷却装置の流量計に使用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００６９】
【図１】実施形態１に係る第１の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ１−Ａ１’断面図を示す。
【図２】電気配線の第１のパターンを示す模式図である。
【図３】電気配線の第２のパターンを示す模式図である。
【図４】電気配線の第３のパターンを示す模式図である。
【図５】実施形態１に係る第２の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ５−Ａ５’断面図を示す。
【図６】実施形態１に係る第３の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ６−Ａ６’断面図を示す。
【図７】実施形態１に係る第４の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は上面図を示し、（ｂ）はＡ７−Ａ７’断面図を示す。
【図８】実施形態２に係る第１の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は回路基板を示し、（ｂ）はＡ８−Ａ８’断面の一例を示し、（ｃ）は受光素子用キャップのピックアップ図を示す。
【図９】実施形態２に係る第２の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は回路基板を示し、（ｂ）はＡ９−Ａ９’断面の一例を示し、（ｃ）は一体化キャップのピックアップ図を示す。
【図１０】実施形態２に係る第３の光学センサの概略構成図であり、（ａ）は回路基板を示し、（ｂ）はＡ１０−Ａ１０’断面の一例を示し、（ｃ）は一体化キャップのピックアップ図を示す。
【図１１】実施形態３に係る第１の光学センサを説明するための概略構成図であり、（ａ）は実施形態３に係る第１の光学センサの上面図を示し、（ｂ）はＡ１１ａ−Ａ１１ａ’断面図を示し、（ｃ）は実施形態１に係る第１の光学センサの上面図を示し、（ｂ）はＡ１１ｃ−Ａ１１ｃ’断面図を示す。
【図１２】生体情報測定装置の一例を示す構成図である。
【図１３】血流量の測定結果を示すグラフであり、（ａ）は生体情報測定装置による測定結果を示し、（ｂ）は従来の血流計による測定結果を示す。
【図１４】従来の血流計の光学センサの一例であり、（ａ）は上面図、（ｂ）はＡ１４−Ａ１４’断面図である。
【図１５】Ｂ１４−Ｂ１４’断面図である。
【図１６】Ｃ１４−Ｃ１４’断面図である。
【符号の説明】
【００７０】
１１  絶縁基板
１３  受光素子用キャップ
１３−１  発光素子用キャップ
１３−２  一体化キャップ
１５  発光素子
１５ｂ  発光素子を搭載する台
１７  受光素子
１９ａ  光偏向面
１９ｂ  入射窓
２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２１ｄ、２１ｅ  電気配線
２３  ワイヤ
２５  絶縁膜
１２１  突起差込口
１２３  突起
２０１光学センサ
２０２  前置増幅器
２０３  駆動演算装置
２０４  出力部
２０５  Ａ／Ｄ変換器
２０６  発光素子駆動回路
２０７  生体情報演算回路
２０８  電源供給部
２０９  インターフェース
２１０  信号調節回路
２１１  表示部
２２１  シリコン基板
２２２−１、２２２−２、２２４−１、２２４−２  電極
２２３  発光素子
２２５  受光素子
２２５−１  ピンホール
２２６  カバー基板
２２７、２３１  遮光膜
２２９  ワイヤ
２３０  バイナリレンズ
２３２  ワイヤ
５０１、５０５、５０６、５０７、５０８、５０９、５１０、５１１  光学センサ
８０１  生体情報測定装置
【図１】
2008145168.tif 000003
【図２】
2008145168.tif 000004
【図３】
2008145168.tif 000005
【図４】
2008145168.tif 000006
【図５】
2008145168.tif 000007
【図６】
2008145168.tif 000008
【図７】
2008145168.tif 000009
【図８】
2008145168.tif 000010
【図９】
2008145168.tif 000011
【図１０】
2008145168.tif 000012
【図１１】
2008145168.tif 000013
【図１２】
2008145168.tif 000014
【図１３】
2008145168.tif 000015
【図１４】
2008145168.tif 000016
【図１５】
2008145168.tif 000017
【図１６】
2008145168.tif 000018