JP2011115550A

JP2011115550A - 血圧センサシステム

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Publication number: JP2011115550A
Application number: JP2010154322A
Authority: JP
Inventors: Yoshiharu Ajiki; 嘉晴安食; Isao Shimoyama; 下山　　勲; Kiyoshi Matsumoto; 松本　　潔
Original assignee: Olympus Corp; University of Tokyo NUC
Current assignee: Olympus Corp; University of Tokyo NUC
Priority date: 2009-10-26
Filing date: 2010-07-06
Publication date: 2011-06-16
Also published as: US20110098579A1

Abstract

【課題】血圧センサとして従来の歪みゲージを用いる場合には、電流による格子散乱による発熱の影響を取り去らなければ、容易に利用することはできない。
【解決手段】この血圧センサシステムは、光電変換素子の受光面上に表面プラズモン共鳴を誘起させる複数の構造体を備えた血圧センサを血管の外壁に装着し、血管の膨張又は収縮により、血圧センサが変形すると、複数の構造体の配置間隔に変化（拡開又は狭窄）が生じて、構造体における光の入射形態が変化されて、光電変換素子からの出力が変化する。この出力を開放電圧として測定し、指数計算することにより血圧値を計測する。
【選択図】図１

Description

本発明は、対象物の変位及び力等の力学的特性を光学的に測定し、血管変位から血管内圧力を計測する血圧センサシステムに関する。

一般に、血圧計として知られている血圧センサは、被検体の血管内にセンサを挿入して血圧値を計測する直接法と間接式が知られている。間接式は、周囲にセンサを配置して間接的に血圧値を計測する侵襲式又は非観血式がある。これらのうち、直接法は、手術等の際に行われる計測方法であり、非観血式は、一般家庭等で簡易に用いられている計測方法である。

直接法により計測を行うセンサにおいては、例えば、鬱血性心疾患や、動脈硬化などの血管疾患に関する血圧モニタリング又は、人工血管置換後の血圧モニタリングを行うものとして、常時、計測可能な植え込み型血圧センサが知られている。

Micheal A.Fonseca, Mark G. Allen, Jason Kroh and Jason White , Flexible wireless passive pressure sensors for biomedical applications, Solid-State Sensors, Actuators, and Microsystems Workshop, pp. 37-42(2006)。

P.Cong ,Darrin J.Young, and Wen H.Ko, Wireless Less-Invasive Blood Pressure Sensing Microsystem for Small Laboratory Animal in vivo Real-Time Monitoring, 2008 5th International Conference on Networked Sensing Systems(2008)。

華鶴、「スマート化人工心臓のための無侵襲式血圧センサの開発」、筑波大学大学院博士課程システム情報工学研究科修士論文。

梅田倫弘、岩見健太郎（東京農工大学）、「プラズモン共鳴を用いた光学式圧力センサと光制御電子源」、科学技術振興機構「新技術説明会機械システム工学」２００９年６月２６日。

前述した直接法による血圧センサは、使用するにあたって、血管壁へ固定し観血的に測定するため、血栓の発生や血管壁へ損傷を与えないように注意しなければならない。
これに対して、間接法では、血管外側にカフを巻きつけ、カフ内圧を測定することにより、非観血的に血圧を類推する方法が検討されているが、公知なセンサはサイズ的に血管外側に装着することが難しく、また正確な血圧を計測するためには、十分に考慮しなくてはならない。

また、センサとして、歪みゲージを用いて、血管外側に配置する方法も検討されている。この歪みゲージは、測定の際に、電流を流さなければならず、格子散乱による発熱の影響を取り去ることが十分ではない。従って、熱の放熱方法が解決されない場合には、容易に利用することはできない。

そこで本発明は、血管に対して血圧値を非観血的且つ正確に計測することができ、更に、温度依存性が少ない血圧センサシステムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明に従う実施形態は、受光面に入射した光を電気信号に変換し出力する光電変換素子と、前記受光面上に、それぞれが予め定めた間隔で分離して配置され、表面プラズモンを誘起させる導電体により形成される複数の構造体と、で構成される血圧センサを具備し、前記血圧センサは、血管の外壁に装着されて、該血管の血圧変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記光電変換素子からの出力に変化を与え、前記出力を開放電圧として測定し指数計算することにより、血圧値を計測する血圧センサシステムを提供する。

本発明によれば、血管に対して血圧値を非観血的且つ正確に計測することができ、さらに、温度依存性が少ない血圧センサシステムを提供することができる。

図１は、本発明の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図である。図２（ａ）乃至（ｅ）は、血圧センサシステムにおける血圧センサの構成例を示す図である。図３（ａ）乃至（ｇ）は、血圧センサの製造工程を説明するための工程図である。図４は、表面プラズモンを誘起させる複数の構造体における波長と吸光度の関係を示す特性図である。図５は、レイトβとピッチaの関係を示す図である。図６は、血管の圧力変化（ＡＯＰ）［mmHg］とひずみ量（１−β）の時間的変化を示す図である。図７は、異なる外部温度において、本実施形態の血圧センサにより血圧計測を行った時のピッチとレイトの関係を示す図である。図８は、第２の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図である。図９（ａ）は、図８に示す血圧センサ２Ａの配置構成を示す図であり、図９（ｂ）は図８に示す血圧センサ２Ａの線分Ｂ−Ｂ’における断面構成を示す図である。図１０は、第３の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図である。図１１は、図１０に示す血圧センサ２Ｂの配置構成を示す図である。図１２は、第４の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図である。図１３は、弾性グレーティング構造体における入射光の角度依存性を測定するシステムの構成を示す図である。図１４（ａ）及び（ｂ）は、弾性グレーティング構造体の構成と傾きを示す図であり、図１４（ｃ）では、傾いた試料テーブルにおける１次反射光による出力を示す図であり、図１４（ｄ）は、回転角度の推定値θRと、グレーティング方程式による推定値を示す図である。図１５は、第１試料及び第２試料における入射角度に対する反射光出力を示す図である。図１６（ａ）は、第１試料の積層構造例を示す図であり、図１６（ｂ）は、第２試料の積層構造例を示す図である。図１７は、表面プラズモン共鳴発生の推定値（角度）におけるステージ回転角度と開放電圧との関係を示す図である。図１８は、弾性グレーティング構造体が設けられた太陽電池構造体における入射角度と開放電圧との関係を示す図である。図１９は、血圧センサへの光の入射角度に対する０次反射光と開放電圧の関係を示す図である。図２０は、第４の実施形態における変形例として、ピッチＬに対する開放電圧の関係を示す図である。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について詳細に説明する。
まず、本発明の実施形態の血圧センサシステムにおける概念について説明する。
本実施形態による血圧センサは、対象物の力学的特性を取得できる力学センサであり、血管の外側から血管内圧力（以下、血圧又は、血圧値と称する）を測定する。

この血圧センサは、太陽電池等の光電変換素子の受光面上に、表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ：Surface Plasmon Resonance）を誘起させる構造体を備えた構成である。光電変換素子から出力される電気データ（電荷量）は、予め設定した血圧値に関連づけたデータと照らし合わせて相当する血圧値に置き換えられて出力される。また、外部から加わった力により血圧センサに変形すると、多数の構造体の配置間隔に変化（拡開又は狭窄）が生じ、即ち、構造体における光の入射形態が変化されて、光電変換素子から出力される電気データ（電荷量）が変化する。その変化を血圧値に置き換えて、血圧変化の情報を取得する。

このセンサ部における検出は、太陽電池の開放電圧を測定し、指数計算することにより、その情報から対象物の変位（血圧値）を計測する。つまり、開放電圧を測定するため、センサ部には、電流が流れず（但し、電圧測定のための極微少な電流は流れる）、熱の発生を防止する。

通常、光電変換素子は、発電又は撮像素子のように、受光した光より電気エネルギー（電荷）を生成して電源又は固体撮像素子として利用することが一般的である。しかし本実施形態では、電源又は固体撮像素子として利用するものではなく、光電変換素子は、表面プラズモン共鳴を誘起させる構造体を備えて、外部から力が加わった際に変形し、構造体における光の入射形態が変化して、発生する電荷量に変化が現れる。この変化を利用した力学センサとして用いている。尚、表面プラズモンの効果は公知であり、その効果を得るための構造においても種々の構造が提案されている。本実施形態の血圧センサの構造も、検査対象を血管とするパラメータを用いた設計となっている。

後述する説明に用いられている語句及び符号（パラメータ）は、以下のような意味を表している。ア）力学的特性：ひずみ、力、圧力等の特性を示す。特に本実施形態では、一例として、血圧値を測定対象としている。イ）グレーティング構造：表面プラズモンを誘起させる構造体１が、格子状に配列されたものを示唆する。ウ）Ｖoc：Open Circuit Voltage,太陽電池の負荷が非接続時に生ずる開放電圧、エ）Ｉsc：Short Circuit current,太陽電池短絡時に流れる短絡電流、オ）Ｉo：太陽電池暗時に流れる漏れ電流、カ）Ｌ：構造体３どうしの間隔、キ）ａ：Ｌの半分の値（＝Ｌ／２）、ク）ｂ：構造体３の幅、ケ）ｃ：構造体３の高さ、コ）ｋ：ボルツマン定数（1.38066×10 -23 [J/K]）、サ）Ｔ：温度[K]、シ）ｑ：素電荷（1.60218×10 -19 [C]）、ス）α：ＩscとＩoとの比（Ｉsc/Ｉo）、セ）β：αと、αの最小値α0との比、ソ）Ｐｍｉｎ：最低血圧値、タ）Ｐaorta:血管内圧力、チ）η：圧力変換係数（血管のヤング率とポアソン比からなる係数）、ツ）ｗ，ｄ，ｈ：センサの幅、長さ、高さ、ト）Ｗ，Ｄ：センサと周辺回路部の幅、長さを示している。

図１は、本発明の第１の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図であり、図２（ａ）乃至（ｅ）は、血圧センサシステムにおける血圧センサの構成例を示す図であり、図３（ａ）乃至（ｇ）は、血圧センサの製造工程を説明するための工程図である。図４は、表面プラズモンを誘起させる複数の構造体における波長と吸光度の関係を示す特性図である。

図１は、本実施形態の血圧センサシステムにおける一構成例を示す。
この血圧センサシステム１は、それぞれに別体となる、血圧センサ２と、システム本体２０とで構成される。血圧センサ２は、血管外壁に装着され、システム本体２０とのデータの送受は、電磁誘導通信又は無線通信を使用し、血圧センサへの電力供給は、光を用いている。
血圧センサ２は、センサ部１１と、センサ制御部１２と、データ送信部１３と、データ送信用アンテナ１４と、センサ電源部１５と、電力受信用光電変換素子１６とで構成される。

センサ部１１は、主として後述する光電変換素子２と、表面プラズモンを誘起させる構造体３とで構成される。このセンサ部１１は、ある波長λの光を受光すると、光電変換により電荷量が比較的リニアに出力変化し、外部から加わった力によりセンサ自体が変形した際に、その電荷量が変化する。

センサ制御部１２は、センサ部１１が生成する電荷量に基づく電圧値（開放電圧値）を取り込み、通信を行うためのデータ信号に変換して、データ送信部１３に送出する。
データ送信部１３は、推定された血圧値を電磁誘導通信又は無線通信に適した通信信号に変換して、データ送信用アンテナ１４から発信する。本実施形態において、電磁誘導通信における通信周波数は、生体透過性と大きさを考慮し、一例として、４３３［MHz］付近の周波数を用いている。センサ電源部１５は、電力受信用光電変換素子１６により生成された電源を、データ送信部及びセンサ制御部１２に駆動用電源に変換して供給する。

また、システム本体２０は、血圧センサ２に測定のための光を出射する発光ダイオード等を含むセンシング用発光素子２１と、データ送信部１３から送信されたデータをアンテナ２７を介して受信し、データを復調するデータ受信部２２と、受信されたデータを解析及び画像信号処理を行い、血圧値（数値データ）を再生するデータ解析部２３と、得られた血圧値及びそれに関する情報と操作指示等を表示するモニタを有するデータ表示部２４と、電池等のバッテリからなる電源部２５と、電源部２５から供給される電力を光電変換による光に変換する発光ダイオード等を含む電力用発光素子２６と、で構成される。

センシング用発光素子２１が出射する光は、血圧センサ２に測定のための測定用光の他に、制御信号（動作指示）を送信するための光を重畳させて通信（又は、別途通信時間を設けて通信）可能な構成であってもよい。

データ解析部２３は、後述する演算処理により歪み量を見積り、予め経験的（実験又はシミュレーション等）に取得されてテーブルに設定されている血圧値と歪み量との関係から、血圧値を推定する。尚、演算プログラムとデータテーブルは、図示しない書き換え可能なメモリ、例えば、フラッシュメモリに格納され、必要に応じて更新等を行って書き換えてもよい。尚、データ解析部２３は、システム全体を制御するための制御部も含まれている。また、図示していないが、外部機器と通信を行い、解析されたデータや条件設定（パラメータやプログラム）の変更等のやり取りを行うためのＩ／Ｏインターフェース機構を備えてもよい。

これらの構成のうち、データ通信を行うためのセンシング用発光素子２１は、例えば、赤外光７２０［nm］の発光ダイオード（砲弾型ＬＥＤ）を使用し、電力用発光素子２６は、例えば、８１０［nm］の発光ダイオード（砲弾型ＬＥＤ）を使用している。また、通信を行うタイミングは、センサ部１１が常時、血圧検出を行うものとして、予め設定した間隔で通信を行ってもよいし、血圧値に変化があった場合に通信を行ってもよい。

次に、血圧センサ２の構成及び、その製造工程について説明する。
図２（ａ）は、本実施形態の血圧センサを上方から見た外観構成を示す図である。図２（ｂ）は、グレーティング構造として形成される表面プラズモンを誘起させる構造体を拡大して示す図である。図２（ｃ）は、図１に示すＡ−Ａ’における血圧センサの断面構成を示す図である。図２（ｄ）は、図２（c）に示すＣ部を拡大して、表面プラズモンを誘起させる構造体が設けられたグレーティング構造の断面構成を示す図である。図２（ｄ）は、血圧センサシステムの配置構成を示す図である。

図２（ａ）及び（ｃ）に示す血圧センサ２は、光電変換素子４と、光電変換素子４の表面側に設けられた表面プラズモンを誘起させるための導電体からなる複数の構造体３と、少なくとも構造体３を覆うように、最上層となる透明膜（又は半透明）の保護膜８とで構成される。保護膜８は、例えば、透明導電体により形成される。それぞれの回路素子は、１チップ基板上に形成される。本実施形態では、血圧センサ２のサイズとしては、２mm□程度を想定している。

光電変換素子２は、ｐｎ型半導体からなる基板５と、基板５の表面側に配置された構造体３の周囲を矩形状に取り囲むように設けられた集電層６と、基板５の裏面上に設けられた裏面集電層７とで構成される。光電変換素子２は、公知な構成であり、半導体のｐｎ接合と電極とにより構成されている。基板５の半導体材料は、受光する光の波長域に合わせて最も効率がよいものが選択される。

ここで、表面プラズモンを誘起させる構造体３について説明する。
図２（ｂ），（ｄ）に示すように、矩形の構造体３は、集電層６に周辺を囲まれたグレーティング構造内の光電変換素子２上に形成されている。矩形の構造体３は、高さｃ、縦横が同じ幅ｂの正方形を成し、構造体３の中心間で距離Ｌの間隔をあけて、マトリックス状に配置されている。

本実施形態の構造体３における、a（＝Ｌ／２）は、ＲＣＷＡ（Rigorous Coupled Wave analysis）を用いて、［最高血圧値−最低血圧値］の血管変形ひずみを１０［％］として算出した。本実施形態では、立方体構造の構造体３の寸法として、幅ｂ及び高さｃは、共に、１５０[nm]として計算した。その結果、図４に示したような、ａ＝０．２０５〜０．２２５[μm]を得ることができる。従って、初期の変形前のパターンとして、ａ＝０．２０５μmを選択している。但し、これらの寸法の設定は、設計によって適宜変更でき、限定されるものではない。また、これらの寸法の設定によって、発生する表面プラズモンの強度が異なっている。

また血圧センサ２は、図１において説明したセンサ及び、その周辺回路が図２（ｅ）に示すように配置される。血圧センサ２では、１チップの基板主面の略中央に、センサ部１１及び電力受信用光電変換素子１６が並べるように配置される。その横側に列状で、電力受信用光電変換素子１６の近傍にセンサ電源部１５が配置され、センサ部１１の近傍にセンサ制御部１２及びデータ送信部１３が配置される。また、データ送信用アンテナ１４は、基板主面の外周に沿って回収するように設けられている。

次に図３（ａ）乃至（ｇ）を参照して、センサ部１の製造工程について説明する。
まず、センサ部１１における光電変換素子である、太陽電池を作成する。図３（ａ）に示すように、基板５の半導体材料は、受光する光の波長域に合わせて最も効率がよいものが選択される。本実施形態の基板５は、厚さ１００〜２５０μmの単結晶シリコン基板（ｐ型半導体、ＣＺ、面指数１００、比抵抗：０．１〜１０Ωｃｍ）を用いている。
不純物として、リン（Ｐ）をドーパントとして、所望する濃度になるように熱拡散により拡散して、ｐｎ接合構造に形成する。

次に、図３（ｂ）に示すように、基板５の裏面に、導電性のよい金属、例えばアルミニウムをターゲットに用いて、スパッタリングにより、裏面集電層７を形成する。その後、図３（ｃ）に示すように、基板５の表面には、マスク３１を形成した後、選択ＣＶＤ等を用いて、受光部となるグレーティング構造部分の周囲を囲むように集電層６を形成する。集電層６は、フォトリソグラフィー技術を用いた、スパッタリング及びエッチングの形成方法を用いてもよい。

次に表面プラズモンを誘起させる構造体３の形成工程について説明する。
図３（ｄ）は、図３（ｃ）に示すＣ部を拡大したグレーティング構造を示す図である。図３（ｄ）に示すように、基板５をＵＶ洗浄（波長１７２[nm]，照度１０[mW/cm^２ ]の紫外光を１０分間照射）した後、基板上に金（Ａｕ）をスパッタリングして、膜厚１５０nmのＡｕ膜３３（３）を形成する。

Ａｕ膜３３上に、ポジ型電子リソグラフィ用レジスト（Ｚｅｐ−５２０ａ；日本ゼオン株式会社社製）をスピンコート（４０００rpm）により、レジスト薄膜（厚さ：２００nm）を形成した。その後、加速電圧１００ｋＶの電子ビーム露光装置を用いて、例えば、１．２μＣ／ｃｍ^２のドーズレートで、所望の金属体のパターンを描画し、現像によりレジストパターン３２を形成する。

次に、図３（ｅ）に示すように、ドライ又はウェットエッチングにより、露呈するＡｕ膜をエッチング除去して、レジストパターン３２に沿ったパターニングを行う。このパターニングにより、複数の構造体３が形成される。本実施形態では、複数の構造体３をマトリックス状に配置し、構造体３のａ（＝Ｌ／２）は、ＲＣＷＡ（Rigorous Coupled Wave analysis）を用いて、最高血圧値-最低血圧値の血管変形ひずみを１０％に設定している。構造体の寸法である幅ｂ＝ｃは、１５０[nm]として設定している。その結果、後述する図４に示すように、ａ＝０．２０５〜０．２２５［μm］を得ることができる。本実施形態では、初期の変形前のパターンとして、ａ＝０．２０５μmを選択している。尚、これらの数値は、一例であって、検査対象の差異や仕様又は設計によって、適宜、変更されるものである。

その後、図３（ｆ）に示すように、レジストリムーバー溶液中に浸漬して、超音波洗浄を行って、レジストの除去及び、リフトオフを行う。さらに、図３（ｇ）に示すように、パリレンを蒸着して、少なくとも全ての構造体３上を覆う、膜厚０．５〜２μmの透明な保護層８を形成する。この透明導電膜からなる保護層８における屈折率は、１．０〜２．０が好適する。尚、光電変換素子の受光面となるグレーティング構造を含み上層に形成される膜等は、略透明な膜が用いられる。

このように構成された血圧センサシステムについて説明する。
まず、生体血管が接続された、大動脈血管血液循環モデルに血圧センサ２を取り付ける。即ち、被検体の血管の外壁に血圧センサを取り付ける。この取り付けは、例えば、血管のサイズ（径等）に対して、適切な幅（長さ）を有するカフ（図示せず）等を用いて、血管の外周側から血圧センサ２が血管に密着するように装着する。尚、カフは、血圧センサ２における太陽電池の受光面となる部分には、少なくともセンシング用発光素子２１から出射された光が届くように、透明部材等又は、受光面部分が露呈する構造を成している。尚、装着治具としては、カフに限定されるものではなく、血圧値の変化、即ち、血管の膨張や収縮に追従可能なベルト形状であれば、用いることができる。

次に、血圧センサ２に波長７００〜９００[nm]程度の光を照射する。その時、血圧値の変化が生じると、血管の外壁が変形する。この変形に伴い、センサ部１１におけるＬ（＝ａ／２）の値が変化（増大）し、光吸収状態が変化する。
図４には、例えば、ｂ＝ｃ＝１５０[nm]、ａ＝０．２０５〜０．２２５［μm］まで変化させたときの、波長に対する光吸度（光吸収量）の変化を示している。図示するように、aの値を変化させることにより、波長７００[nm]付近の光吸度が最も大きく変化している。

この光吸収度の変化により、太陽電池短絡時に流れる短絡電流Ｉscが単調に増加する。しかし、短絡電流Ｉscをモニタすると、電流を流すこととなり、即ち発熱を招くこととなる。この発熱は、課題の項で述べたように、従来の歪みゲージにおける熱の課題に繋がる。本実施形態では、電流のモニタは行わず、電流が殆ど流れず、発熱の懸念がない、電圧のモニタを利用する。即ち、従って、式（１）から、開放電圧Ｖocを用いて、短絡電流Ｉscを間接的に導出する。

つまり、開放電圧Ｖocを継続的に測定し、短絡電流Ｉscと太陽電池暗時（非受光時）におけるに流れる漏れ電流Ｉｏとの比であるαを継続的に算出する。例えば、あるスキーム中の最小値αoを検出し、この最小値αoを基準にして比β（αとαoとの比）を算出する。

図５に示すように、レイトβとピッチaとの直線的な関係となり、この関係から、歪み量を見積もって、予め歪み量と実際の血圧値を関連づけて設定された情報（グラフ又は式又はテーブル）に、検出された歪み量を照らし合わせて血圧値を推定する。最低血圧値Ｐminを用いて、血圧値は、下式にて表現される。尚、最低血圧値Ｐminは測定時に、適宜、公知な方法（カフ振動法等）を用いてキャリブレーションを行う。また、比例定数ηは、血管の材料特性に依存する係数であり、そのキャリブレーションを行った際に決定する。

圧力のキャリブレーションについては、容積補償法や、コルトコフ法などにより行う。また、動脈硬化などの疾患や、人工血管置換時のモニタについては、脈圧を測定するのがよく、βの値のみでモニタリングできる可能性がある。

そして、血圧センサ２は、その計算結果を電磁誘導等のテレメトリを用いて、システム本体２０にデータ送信する。本実施形態では、データ送信に電磁誘導を用いている。通信周波数は、生体透過性と大きさを考慮して、４３３[MHz]付近のものを用いている。システム本体２０は、アンテナ部２７を介してデータ受信部２２にて受信し、情報信号に変換した後、データ解析部２３に送出する。

データ解析部２３では、情報信号から血圧値の変化を取得する。即ち、図６に示すように、情報信号から時間経過における血管の圧力変化（ＡＯＰ）［mmHg］（太実線）と、ひずみ量（１−β）（丸ポイントの細線）とを追従させて、係数ηを勘案することにより、血圧値を算出する。算出された血圧値は、数値表示の他に、例えば、図６に示すようなグラフとしてデータ表示部２４に表示してもよい。また、図５に示すように、この時の外部温度Ｔは、３７℃であった。

外部温度Ｔを、例えば、３６、３７，３８，３９，４０℃の各温度に設定して、上述した血圧計測を行った場合には、図７に示すピッチとレイトの関係が得られる。図７に示すように、身体的に想定できる範囲内３６−４０℃の温度で、本実施形態の血圧センサを用いた場合には、ほぼ一致する特性が得ることができ、殆ど外部温度に依存しないことが分かった。外部温度Ｔの変化が有ったとして、温度の影響が少ないセンサであり、同じ結果が得られる。

以上説明したように、本実施形態の血圧センサシステムの血圧センサは、表面プラズモン共鳴を利用して、変形により光の入射形態が変化し、その変化を太陽電池などの光電変換素子を用いて電気データへ変化し、それを取得することにより、対象物の変形情報を取得している。つまり、太陽電池の開放電圧を測定し、指数計算することにより、その情報から対象物の変位を計測することができる。従って、血圧センサからの出力を開放電圧により検出しているため、熱を発生させる電流を流すことなく、測定結果を得ることができる。前述したように、歪みゲージは、測定を行う際に電流を流すため、熱が発生している。よって、電流を流さなければ、発熱を抑えることができる。よって、従来の歪みゲージで問題となっている発熱の問題を解消することができる。

さらに、本実施形態の血圧センサシステムによれば、従来の公知なセンサと比較して、温度依存性が小さく、且つ表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）の波長敏感性により、非観血的且つ正確に測定することができ、さらに、温度依存性が少ない血圧センサを実現することが可能である。特に、センサ本体が極めて小型且つ軽量に作製できるため、被検体に負荷を与えずに装着（実装）することができる。また、消費する電力についても、小電力であるため、長い時間に亘って測定を行うことができる。

次に、第２の実施形態について説明する。
図８は、第２の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図である。図９（ａ）は、血圧センサ２Ａの配置構成を示し、図９（ｂ）は図８に示した血圧センサ２Ａの線分Ｂ−Ｂ’における断面構成を示している。本実施形態の構成において、前述した第１の実施形態と同等の構成部位には同じ参照符号を付して、その詳細な説明は省略する。

本実施形態は、第１の実施形態において、システム本体側に搭載していたセンシング用発光素子を血液センサ側に設けた構成である。
血液センサ２Ａは、センサ部１１と、センサ制御部１２と、データ送信部１３と、データ送信用アンテナ１４と、センサ電源部１５と、電力受信用光電変換素子１６ａと、測定したデータを時系列的に順次格納し、システム本体２０Ａから要求された時に測定データを読み出すメモリ１７と、血圧センサ２に測定のための光を出射する発光ダイオード等を含むセンシング用発光素子１８とで構成される。

この構成において、電力受信用光電変換素子１６ａには、光電変換により生成された電力を蓄電するため、キャパシタが含まれている。この蓄電された電力は、センサ電源１５よりセンシング用発光素子１８に供給される。センサ部１１は、第１の実施形態と同等の構成であり、表面プラズモンを誘起させる構造体３が形成されている。

センサ制御部１２は、センサ全体を制御する制御機能を有しており、測定されたデータをメモリ１７に一旦記憶させて、システム本体２０Ａからの要求に従ってメモリ１７から読み出して、データ送信部１３からシステム本体側に送信するための制御をおこなっている。

また、図８に示すシステム本体２０Ａは、データを受信するアンテナ２７と、受信したデータを復調するデータ受信部２２と、データ解析及び画像信号処理を行い、血圧値を再生するデータ解析部２３と、モニタを有するデータ表示部２４と、電池等からなる電源部２５とで構成される。

図９（ａ）に示す血圧センサ２Ａの配置構成は、１チップの基板３１主面の略中央に、センサ部１１及び電力受信用光電変換素子１６ａが並べられるように配置される。その横側に、メモリ１７、センサ電源部１５、センサ制御部１２及び、データ送信部１３が列状に配置される。また、データ送信用アンテナ１４は、基板主面の外周に沿って回収するように設けられている。尚、この配置例は、一例であり、特に限定されるものではない。

また、図９（ｂ）に示すように、基板３１の表面（回路素子の実装面側）は、ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）等からなる弾性変形体３２で覆われており、弾性変形体３２を挟んでセンサ１１と対向する位置にセンシング用発光素子１８が固定されている。これらは、生体適合性の高い材料、例えば、パリレン等からなるコーティング層３３により包囲されている。

この構成により、センシング用発光素子１８が予め設定された間隔である波長λの光をセンサ１１に向かって発光する。センサ部１１は、この光を受光すると、光電変換によりある電荷量の出力値が出力される。この時に、外部からセンサ２Ａに力が加わると、センサ自体が変形して、前述した表面プラズモンを誘起させる構造体３により出力される電荷量が変化する。前述したように、この電荷量の変化から血圧値とその血圧値の変化を測定する。得られた測定データは、一時的にメモリ１７に格納され、適宜、システム本体２０Ａから要求された時に、格納する測定データを読み出して、データ送信部１３からシステム本体２０Ａに送信される。

以上説明したように本実施形態の血圧センサ２Ａは、センシング用発光素子１８を血圧センサ２Ａ内に設けているため、常時、システム本体２０Ａが血圧センサ２Ａの近傍に配置されていなくとも、単独でセンサ駆動を行い、血圧値を測定することができる。

次に、第３の実施形態について説明する。
図１０は、第３の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図である。図１１は、血圧センサ２Ｂの配置構成を示す図である。本実施形態の構成において、前述した第１の実施形態と同等の構成部位には同じ参照符号を付して、その詳細な説明は省略する。

本実施形態は、前述した第１の実施形態においてシステム本体側に搭載していたデータ解析部を血液センサ側に設けた構成である。
血液センサ２Ｂは、センサ部１１と、センサ制御部１２と、データ送信部１３と、データ送信用アンテナ１４と、センサ電源部１５と、電力受信用光電変換素子１６と、データ解析部１９とで構成される。

センサ制御部１２とデータ解析部１９は、一体的な処理演算回路として構築することができる。データ解析部１９は、センサ部１１が検出したデータを元に、センサ用光電変換素子からの出力を開放電圧として指数計算することにより、血圧値を計測する。データ送信部１３は、この血圧値を送信データに変換して、電磁誘導波としてシステム本体２０Ｂに送信する。

また、システム本体２０Ｂは、センシング用発光素子２１と、データを受信するアンテナ２７と、受信したデータを復調するデータ受信部２２と、モニタを有するデータ表示部２４と、電池等からなる電源部２５とで構成される。
以上のように構成された第３の実施形態によれば、前述した第１の実施形態と同等の作用効果を得ることができる。

尚、以上説明した各実施形態では、測定対象となる被検体に血管を一例として説明した。しかし、これらの実施形態で開示された血圧センサは、力学センサとして利用するができる。力学センサは、形態が変化する即ち、装着箇所が膨張、収縮又は曲がり等の変形する被検体に対して密着するように装着することにより、その状態の変化を経時的に測定又はモニタすることが可能である。力学センサの用途としては、他の技術分野の力の変化のセンサ、例えば、歪みセンサとして容易に用いることができる。勿論、既存の半導体ひずみゲージの分野にも応用可能である。

次に、第４の実施形態について説明する。
図１２は、第４の実施形態に係る血圧センサシステムの構成を示すブロック図である。
前述した第１の実施形態における血圧センサは、太陽電池（基板）と金属グレーティングより構成されていたが、本実施形態は、金属グレーティングに替わって弾性を有するグレーティング構造を採用した例である。本実施形態の血圧センサは、前述した図２（ａ），（ｃ）に示すような太陽電池４１である光電変換素子上に金属膜（例えば、Ａｕ膜）４２を形成し、さらに金属膜上に等間隔に空隙４３が形成された、例えばＰＤＭＳからなる弾性体４４が設けられた構成である。弾性体４４に形成された空隙４３は、以下に説明するグレーティング構造を形成している。尚、以下の説明において、弾性体４４に形成されたグレーティング構造を弾性グレーティング構造体４５と称している。

図１２に示す血圧センサ４０は、太陽電池４１上に、スパッタリング等の公知な成膜技術により、金属膜としてＡｕ膜４２を形成する。次に、Ａｕ膜４２上に弾性グレーティング構造体４５を形成する。
この弾性グレーティング構造体４５は、Ａｕ膜４２との間で予め定めた間隔（ピッチＬ）で同じ大きさの複数の空隙（スペース）４３が形成されている。つまり、弾性グレーティング構造体４５は、Ａｕ膜４２と接する弾性体面４４ａと、Ａｕ膜４２とは離間した弾性体面４４ｂとで構成されている。即ち、弾性体４４を透過した光が、グレーティング構造体４５に応じて金属膜の到達する光量が変化する。

弾性部材４４への弾性グレーティング構造体４５の形成は、例えば、図２（ｂ）に示すような、マトリックス状に配置された柱状の空隙を形成する場合には、空隙４３となる突起部分を作成した型（例えば、金型）を用いて実現することができる。又は、削り出しにより形成してもよい。形成された弾性部材４４は、別途、公知な半導体製造工程により作製した太陽電池上に形成したＡｕ膜４２に、弾性グレーティング構造体４５が当接するように載置して固着する。固着方法としては、公知な技術を用いればよく、例えば、接着剤を用いてもよいし又は、溶解させて溶着させてもよい。

このように構成された本実施形態の血圧センサ４０における表面プラズモン共鳴効果を利用した太陽電池特性について説明する。
まず、本実施形態の血圧センサにおける表面プラズモン共鳴効果について説明する。本実施形態は、基板（太陽電池）と、金属膜（Ａｕ膜）と、任意の弾性材料（ＰＤＭＳ）にて作製された弾性グレーティング構造を有する弾性体と、で構成されている。この構成において、入射光が金属膜表面にて発生する波数は、次の式３にて表現される。

但し、εm：周囲の誘電率、Ｌ：グレーティング構造のピッチ（図１２参照）、θ：入射角度、ｃ：光速、ω：角速度とする。この式１は、グレーティング構造を形成する材料に制限されずに成立する。一方、金属膜表面で発生する表面プラズモンの波数は、次の式４にて表現される。

但し、ε(ω):金属の誘電率とする。ここで、共鳴する条件は、ｋin＝ｋspとなる場合である。従って、この式４より、金属表面でＬの変化による波数変化が生じれば、表面プラズモン共鳴効果が変化することを意味する。従って、本実施形態の構成でも必要案件を満たしていることとなる。

以下に、本実施形態の血圧センサのセンサ構造における表面プラズモン共鳴の発生について説明する。
図１３は、本実施形態の金属膜上に形成された弾性グレーティング構造体４５における入射光の角度θに対する反射光の光量（反射光出力）を検出して、レーザ光による太陽電池の角度依存性を測定するためのシステムである。

このシステムは、例えば、λ＝６７５ｎｍの波長のレーザ光を出射するレーザダイオード５１と、ＴＭレーザ光に対してＴＭ偏向を行う偏光器５２と、所望する角度に設定し回転可能で後述する検査試料を装着するための試料テーブル５３と、検査試料からの反射光を受光して、受光した反射光の強度に応じた出力値を出力するフォトディテクタ等からなる受光器５４とで構成される。

検査試料は、図１６（ａ）に示すようなストライプ形状の弾性グレーティング構造体４５−ガラス４６−金属膜４２の積層構造による第１試料と、図１６（ｂ）に示すような弾性グレーティング構造体４５−金属膜４２−ガラス４６の積層構造による第２試料とを用いている。

このシステムにおいて、第１試料を試料テーブル５３に装着して、ＴＭ偏向されたレーザ光を照射し、入射角度θ（試料面と直交する角度を０度とする）に対して、試料テーブル５３を任意の角度の傾き（回転角度θR）に変えて、第１試料からの反射光による出力（１次反射光出力）を検出する。同様に、第２試料に対しても、反射光による出力（第２反射光出力）を検出する。これらの反射光から、図１４（ｃ）に示すように第１試料に発生する出力を求める。図１４（ｃ）では、試料テーブル５３の傾き角度θRを０，２０，３０度に変えて、それぞれに１次反射光による出力を示している。これらの出力特性におけるピークは、グレーティング構造体４４により金属膜４２の膜上にプラズモンが誘起されているため、入射された光がトラッピングされたため生じる。

また、図１５は、第１試料及び第２試料における入射角度に対する反射光出力を示す図である。第１試料による第１反射光出力の特性は、入射角度θが増加するに従って、０次反射光の出力が単調に減少している特性を有する。第２試料における検出結果は、入射角度θが増加するに従って０次の反射光（第２反射光）の出力は、大きく３つのピーク値（極値）を経て、結果的に反射光の出力は減少している。この結果より、図１５に示すように、入射角度５５度近傍でピークが存在し、表面プラズモン共鳴が発生していると想定できる。また、波数分散（上記式３及び式４）より、空気と弾性体（ＰＤＭＳ）４４との平均屈折率であるεm＝１．２として、シミュレーションによる共鳴角度を求めたところ、略同様な５５度近傍に共鳴があることが分かった。
以上の検出及び検討結果より、本実施形態の弾性グレーティング構造体４５により表面プラズモン共鳴が発生していることが分かる。

次に、本実施形態の血圧センサの動作特性について説明する。
本実施形態の弾性グレーティング構造体４５は、加わった外力の影響により、力学的に延縮してピッチＬが変化する。ピッチＬの変化が生じた場合には、回析角度の特性がシフトすることとなる。

そこで、図１６（ｂ）に示す第２試料（弾性グレーティング構造体４５−金属膜（ここでは、Ａｌ）４２−ガラス４６の積層構造）の血圧センサ４０を図１３に示す検査システムのテーブル５３に装着する。次に、テーブル５３を光軸方向に回転させて、光学的にグレーティング構造体４５のピッチを変化させた状態を作り出す。この例では、図１４（ａ）に示す回転角度θR＝０度、２０度及び３０度にて検出を行っている。図１４（ｃ）に示すように、回転角度θRによって、回析角がシフトしていることが分かる。

この時、回転による光学的なピッチ変化は、回転角度θRと作成時のピッチＬ（例えば、１２５０[nm]とする）として、Ｌ1＝Ｌ／ｃｏｓθRから推定値Ｌ1を求める。また、グレーティング構造から反射される１次回折光の角度θdifからグレーティング方程式（λ／Ｌ2＝εm^1/2×sinθdif）から推定ピッチＬ2を算出する。但し、弾性部材ＰＤＭＳの屈折率を１．４と設定する。

この例では、回転角度θR＝０度の時に角度θdif＝２７.３度として推定ピッチＬ2＝１２５２[nm]、回転角度θR＝２０度の時に角度θdif＝２５．２度として推定ピッチＬ2＝１３３９[nm]、回転角度θR＝３０度の時に角度θdif＝２３．７度として推定ピッチＬ2＝１４９１[nm]となる。得られた推定ピッチＬ1と推定ピッチＬ2を比較すると、図１４（ｄ）に示すように、回転角度の推定値θRと、回転角度のグレーティング方程式による推定値との特性が重なり、略同一であることが分かる。

さらに、図１７は、表面プラズモン共鳴発生の推定値（角度）θSPRにおけるステージ回転角度θRと開放電圧Ｖｏｃとの関係を示している。ここでは、回転角度θR＝０度の時に角度θSPR＝３９．８９度、回転角度θR＝２０度の時に角度θSPR＝３７．８２度及び、回転角度θR＝３０度の時に角度θSPR＝３５．３０とする。このように、テーブルの回転角度θRに応じてシフトするが、光の入射角度の変化における開放電圧は、同様な出力特性を有している。

また、図１８には、図１７に対して、試料として弾性グレーティング構造体４５が設けられた太陽電池構造体を用いた場合の結果を示している。ここでは、入射角の変化に対して、略一定の開放電圧の値となっている。
また、図１９には、血圧センサへの光の入射角度に対する０次反射光と開放電圧Ｖocの関係を示している。図１９に示す開放電圧は、入射角度θ＝３０度付近に極大値がある凸型の出力特性となっている。即ち、ピッチＬに対して出力が変化することがわかる。この角度付近にて、０次反射光を確認したところ、光強度の低下を確認した。つまり、ピッチ変化により、金属表面に於ける表面プラズモン共鳴状態が変化し、その変化により、太陽電池への入射光の光量が変化し、開放電圧が変化したものと考えられる。

以上のことから、弾性体４４に対する外力により、力学的な延縮によりピッチ変化した場合は、上記検出による光学的にピッチ変化と同等であるため、本実施形態の弾性グレーティング構造体４５は、表面プラズモン共鳴が発生し、且つ光学的なピッチ変化により開放電圧が変化することが検証できる。

従って、第１に、グレーティング構造にＰＤＭＳ弾性体を用いているため、１０％程度以上の変形に対しても測定することができる。よって、前述した第１の実施形態にシリコン基板上の金属からなるグレーティング構造と比べて、より大きい変形に対して測定することができるつまり、本実施形態の血圧センサは、作用する力若しくは歪みを計測して、応用する構成である。従って、シリコン基板等に設けられる太陽電池には弾性がないため、外部から加えられる力は、太陽電池が破断される以下の力に限定され、測定可能なひずみ量がある程度限定される。血圧センサとしては、通常、十分にまかなえるが、これ以外の測定対象に対して限定される。本実施形態は、弾性体を変形することにより、グレーティングを変化させるため、より測定対象の範囲を広くすることができる。つまり、被測定対象が大きい変形を伴うものであっても、センサとして適用させることができる。

また、第２に、弾性体にグレーティング構造を形成する構造であるため、金型や機械的な切削により作製することができるため、汎用的な製造技術であり且つ製造工程が簡易になる。即ち、金属グレーティング構造を形成するための半導体製造技術（エッチング処理技術）を用いなくとも実現することができる。第３に、本実施形態は、太陽電池光トラッピング構造への応用も簡易である。

次に、第４の実施形態における変形例について説明する。
前述した第４の実施形態では、光源として広がりのないレーザ光を照射して測定を行った例について説明したが、本変形例は、拡散光を放射する光源への適用について説明する。図２０は、拡散光の光源を用いて、第２試料と同じ第１の構造（弾性グレーティング構造体−金属膜（ここでは、Ａｌ）−太陽電池の積層構造）及び、第２の構造（弾性グレーティング構造体４５−太陽電池の積層構造）における、ピッチＬに対する開放電圧の関係を示している。ここで、光源を拡散光源とし、ステージ回転角度θR＝０度とする。

図２０によれば、ピッチ変化に対する開放電圧の変化が大きいのは、第１の構造であるであることが分かる。従って、拡散光においても、レーザ光と同様に、表面プラズモン共鳴が発生し、且つ光学的なピッチ変化により開放電圧が変化する。

尚、第４の実施形態における弾性グレーティング構造体は、センサだけではなく、太陽電池自体に適用することができる。本実施形態は、ピッチ間の距離の可変により、外部から照射された光から吸収する波長が可変される。従って、グレーティングのピッチ距離を発電に使用する光源の波長に合わせるように引き延し又は押し縮みさせることによって調整することにより、発電効率を上げることができる。

以上説明した各実施形態においては、以下の発明の要旨を含む。
（１）受光面に入射した光を電気信号に変換し出力する光電変換素子と、
前記受光面上に、それぞれが予め定めた間隔で分離して配置され、表面プラズモンを誘起させる導電体により形成される複数の構造体と、で構成されるセンサ部を具備し、
前記センサ部は、被検体に装着されて、該被検体の形態変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記光電変換素子からの前記出力に変化を与えて、
前記出力を開放電圧として測定し指数計算を行い、予め前記指数と圧力値とを関連づけた情報に、指数計算の結果を照らし合わせて、測定結果とする圧力値を得ることを特徴とする力学センサシステム。
（２）受光面に入射した測定用光を電気信号に変換し出力するセンサ用光電変換素子と、前記受光面上にそれぞれが予め定めた間隔で分離して配置され、表面プラズモンを誘起させる導電体により形成される複数の構造体とを含むセンサ部と、
前記光電変換素子が検出したデータを電磁誘導波として送信する送信部と、
受光面に入射した電力用光を電力に変換し、駆動用電源として出力する電力用光電変換素子と、で構成される力学センサと、
前記センサ部に前記測定用光を出射する第１の発光素子と、
前記電力用光電変換素子に前記電力用光を出射する第２の発光素子と、
前記送信部から送信された電磁誘導波からなる前記データを受信するデータ受信部と、
受信した前記データから前記センサ用光電変換素子からの出力を開放電圧として指数計算することにより、掛かる力を計測するデータ解析部と、で構成されるシステム本体と、
を具備し、
前記力学センサは、被検体の外壁に装着されて、該被検体の形態変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記センサ用光電変換素子からの出力に変化を与え、
前記データ解析部は、前記出力を開放電圧として測定し指数計算することにより、前記力を計測することを特徴とする力学センサシステム。

１…血圧センサシステム、２…血圧センサ、３…構造体（表面プラズモンを誘起させる構造体）、４…光電変換素子、５…基板、６…集電層、７…裏面集電層、８…保護膜、１１…センサ部、１２…センサ制御部、１３…データ送信部、１４…データ送信用アンテナ、１５…データ送信及びデータ解析用電源部、１６…電力受信用光電変換素子、２０…システム本体、２１…センシング用発光素子、２２…データ受信部、２３…データ解析部、２４…データ表示部、２５…電源部、２６…電力用発光素子、２７…アンテナ。

Claims

受光面に入射した光を電気信号に変換し出力する光電変換素子と、
前記受光面上に、それぞれが予め定めた間隔で分離して配置され、表面プラズモンを誘起させる導電体により形成される複数の構造体と、で構成される血圧センサを具備し、
前記血圧センサは、血管の外壁に装着されて、該血管の血圧変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記光電変換素子からの前記出力に変化を与え、
前記出力を開放電圧として測定し指数計算を行い、予め前記指数と血圧値とを関連づけた情報に、指数計算の結果を照らし合わせて、血圧値を得ることを特徴とする血圧センサシステム。
受光面に入射した測定用光を電気信号に変換し出力するセンサ用光電変換素子と、前記受光面上にそれぞれが予め定めた間隔で分離して配置され、表面プラズモンを誘起させる導電体により形成される複数の構造体とを含むセンサ部と、
前記光電変換素子が検出したデータを電磁誘導波として送信する送信部と、
受光面に入射した電力用光を電力に変換し、駆動用電源として出力する電力用光電変換素子と、で構成される血圧センサと、
前記センサ部に前記測定用光を出射する第１の発光素子と、
前記電力用光電変換素子に前記電力用光を出射する第２の発光素子と、
前記送信部から送信された電磁誘導波からなる前記データを受信するデータ受信部と、
受信した前記データを元に、前記センサ用光電変換素子からの出力を開放電圧として指数計算することにより、血圧値を計測するデータ解析部と、で構成されるシステム本体と、
を具備し、
前記血圧センサは、血管の外壁に装着されて、該血管の血圧変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記センサ用光電変換素子からの出力に変化を与え、
前記データ解析部は、前記出力を開放電圧として測定し指数計算することにより、血圧値を計測することを特徴とする血圧センサシステム。
前記指数計算において、前記開放電圧Ｖocを用いて、前記式１より短絡電流Ｉscを間接的に導出し、

求められた前記短絡電流Ｉscと、非受光時における太陽電池暗時に流れる漏れ電流Ｉｏとの比αを算出し、予め求めた最小値αoを基準にして比β（α：αoの比）を算出し、（１−β）から、ひずみ量を見積もって、式２から血圧値を推定する、

正し、（式１），（式２）において、
Ｖoc：太陽電池の負荷が非接続時に生ずる開放電圧、Ｉsc：光電変換素子短絡時に流れる短絡電流、Ｉo：光電変換素子暗時に流れる漏れ電流、ｋ：ボルツマン定数、Ｔ：温度]、ｑ：素電荷、α：ＩscとＩoとの比（Ｉsc/Ｉo）、β：αとαの最小値α0との比、Ｐｍｉｎ：最低血圧値、Ｐaorta:血管内圧力（血圧）、η：圧力変換係数（血管のヤング率とポアソン比からなる係数）とする、
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の血圧センサシステム。
前記血圧センサは、少なくとも前記複数の構造体を覆うように形成される、屈折率が１．０〜２．０の保護層を具備すること特徴とする請求項１又は２に記載の血圧センサシステム。
受光面に入射した測定用光を電気信号に変換し出力するセンサ用光電変換素子と、前記受光面上にそれぞれが予め定めた間隔で分離して配置され、表面プラズモンを誘起させる導電体により形成される複数の構造体とを含むセンサ部と、
前記センサ部に前記測定用光を出射する第１の発光素子と、
前記光電変換素子が検出したデータを時系列的に順次格納するメモリと、
前記メモリから読み出した前記データを電磁誘導波として送信する送信部と、
受光面に入射した電力用光を電力に変換し、駆動用電源として出力する電力用光電変換素子と、
で構成される血圧センサと、
前記電力用光電変換素子に前記電力用光を出射する第２の発光素子と、
前記送信部から送信された電磁誘導波からなる前記データを受信するデータ受信部と、
受信した前記データを元に、前記センサ用光電変換素子からの出力を開放電圧として指数計算することにより、血圧値を計測するデータ解析部と、で構成されるシステム本体と、
を具備し、
前記血圧センサは、血管の外壁に装着されて、該血管の血圧変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記センサ用光電変換素子からの出力に変化を与え、
前記データ解析部は、前記出力を開放電圧として測定し指数計算することにより、血圧値を計測することを特徴とする血圧センサシステム。
受光面に入射した測定用光を電気信号に変換し出力するセンサ用光電変換素子と、前記受光面上にそれぞれが予め定めた間隔で分離して配置され、表面プラズモンを誘起させる導電体により形成される複数の構造体とを含むセンサ部と、
前記センサ部が検出した前記データを元に、前記センサ用光電変換素子からの出力を開放電圧として指数計算することにより、血圧値を計測するデータ解析部と、
前記血圧値を送信データに変換して、電磁誘導波として送信する送信部と、
受光面に入射した電力用光を電力に変換し、駆動用電源として出力する電力用光電変換素子と、で構成される血圧センサと、
前記センサ部に前記測定用光を出射する第１の発光素子と、
前記電力用光電変換素子に前記電力用光を出射する第２の発光素子と、
前記送信部から送信された電磁誘導波からなる前記データを受信するデータ受信部と、
で構成されるシステム本体と、
を具備し、
前記血圧センサは、血管の外壁に装着されて、該血管の血圧変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記センサ用光電変換素子からの出力に変化を与え、
前記データ解析部は、前記出力を開放電圧として測定し指数計算することにより、血圧値を計測することを特徴とする血圧センサシステム。
受光面に入射した光を電気信号に変換し出力する光電変換素子と、
前記受光面上に形成された金属膜と、
前記金属膜上にグレーティング構造を持つ弾性体と、
で構成される血圧センサを具備し、
前記血圧センサは、血管の外壁に装着されて、該血管の血圧変化に伴う膨張又は収縮に伴い、前記複数の構造体の間隔に拡開又は狭窄の変化を生じさせて、該構造体における光の入射形態を変化し、前記光電変換素子からの前記出力に変化を与え、
前記出力を開放電圧として測定し指数計算を行い、予め前記指数と血圧値とを関連づけた情報に、指数計算の結果を照らし合わせて、血圧値を得ることを特徴とする血圧センサシステム。
前記グレーティング構造は、前記金属膜と接する面側の前記弾性体に、任意のピッチで複数の空隙が形成された形状を成し、外部から加えられた引き延ばし又は押し縮みの力により、ピッチ間の距離が可変することを特徴とする請求項７に記載の血圧センサシステム。
前記前記グレーティング構造は、前記ピッチ間の距離の可変により、外部から照射された光から吸収する波長が可変されることを特徴とする請求項８に記載の血圧センサシステム。