生物成分检测装置的制作方法

专利名称：生物成分检测装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种包括对近红外区中的光具有灵敏度的半导体光接收元件的生物成分检测装置。
背景技术：
诸如人的血液和体脂肪等生物成分在近红外区中有吸收带，因而，近红外光谱技术作为非侵入性分析法而引起了注意，并且对其进行了深入研究并加强了实际应用。特别是近年来，糖尿病、肥胖等成为了关注焦点，并且作为血糖的主要成分的葡萄糖、胆固醇、脂类等的吸收光谱带位于近红外区中。因而，已积极地开展利用生物体的皮肤等的研究。在通过近红外光谱技术进行的分析中，输出信号包含必要信息以及由于光接收元件而引起的大量噪音。因此，为了在不完全依赖于传感器(光接收元件)性能的改进的情况下提取与输出信号有关的必要信息，已采用光谱方法、化学计量学等作为重要方法。在近红外区中，上述传感器(光接收元件)大致分为电子管和作为固态元件的光电二极管(PD)。在这些传感器之中，PD具有小尺寸并且能够容易高度集成以形成一维阵列、二维阵列等，因而，对PD进行了广泛的研究和开发(非专利文献1)。本发明以针对生物成分的、包括PD的检测装置为目标。现在，采用下列PD或PD阵列。(1)这样的PD或PD阵列的示例为直至红外区为止都具有灵敏度并且在近红外区中也具有灵敏度的PD或其阵列。这样的PD的具体示例包括锗(Ge)基PD、硫化铅(I^S)基 PD、HgCdTe基PD、其一维阵列以及其二维阵列。(2)这样的PD或PD阵列的另一示例为对近红外区中1. 7 μ m或更小波长具有灵敏度的InP基PD、包括在InP基PD分类中的InGaAs基PD及其阵列。这里，InP基PD是指包含由III-V族化合物半导体构成且设置在InP衬底上的吸收层的PD，并且InGaAs基PD也包括在InP基PD中。在以上光电二极管之中，(1)中所述的光电二极管通常需要冷却，以便减少噪音。 例如，大多数光电二极管是在液氮温度(77K)处冷却或利用珀耳帖(Peltier)装置冷却下操作的。据此，包含这样的光电二极管的装置具有大的尺寸，并且装置成本增大。虽然这样的装置可以用于室温下，但这些装置存在2. 5 μ m或更小的波长范围内暗电流大且检测能力差的问题。另一方面，⑵中所述InP基PD具有下列缺点(I)在与hP晶格匹配的 InGaAs中，虽然暗电流低，但PD的灵敏度限于近红外区中1. 7 μ m或更小的波长范围。(II) 在扩展ShGaAs中，其中可以接收光的波长区扩展到2.6 μ m，暗电流大，且必须冷却。据此，在hP基PD中，不能使用在生物成分的检验中重要的、具有2. 0 μ m或更大的波长的光， 或者为了使用这样的光而必须冷却PD。在使用近红外光的生物成分检测中，最通常进行的是以与糖尿病直接相关的血糖水平(诸如葡萄糖和葡萄所含的糖)为目标的检测(专利文献1至4)，并且其次最通常进行的体脂肪的检测(专利文献O。此外，从美容的观点来看，已利用近红外光来进行与皮肤的皱纹相关胶原质的测量(专利文献6)。除此以外，对于在角膜的手术过程中胶原质的分布等，也已经提出红外射线的测量(专利文献7)。在上述生物成分检测中，在用于近红外光的分光装置中使用InGaAs、PbS、Ge、 HgCdTe、包含多级台阶缓冲层的扩展性InGaAs等的单个元件或元件阵列。上述全部生物成分检测装置所公共的光接收波长范围为1至1.8 μ m。然而，这些装置中的一些将光接收波长范围的上限确定为大约2. 0 μ m或2. 5 μ m。如上所述，对于化6仏8，必须将灵敏度扩大到近红外区的长波长侧。为了提高灵敏度，已提出了以下方法。(Kl)提高InGaAs吸收层的铟(In)的比例，并通过在该吸收层和InP衬底之间插入其中^比例被阶段性改变的台阶缓冲层来吸收该吸收层和InP衬底之间的晶格失配 (专利文献8)。(K2) InGaAs吸收层中并入氮(N)，以形成feJnNAs吸收层(专利文献9)。通过并入大量N来满足与InP衬底的晶格匹配。(K3)通过提供由GaAsSb和InGaAs组成的II型多量子阱结构来实现将光接收波长范围扩大到长波长侧(非专利文献2、。满足与InP衬底的晶格匹配。(K4)通过湿法蚀刻，在光接收元件(像素)之间形成元件分离沟槽来实现二维阵列的形成(专利文件10)。非专利文献 1 :Masao Nakayama, "Technology trend of infrared detectors，，Sensor Technology, 1989 March issue (Vol. 9, No. 3), p. 61-64非专禾Ij 文献 2 :R. Sidhu，‘‘A Long-Wavelength Photodiode on InP Using Lattice-Matched GaInAs-GaAsSb Type-II Quantum Wells",IEEE Photonics Technology Letters, Vol. 17，No.12 (2005)，pp.2715-2717
日本未审专利申请公布No. 2002-065645 日本未审专利申请公布No. 11-216131 日本未审专利申请公布(PCT申请的翻译)No. 2005-519682 日本未审专利申请公布No. 11-128209 日本未审专利申请公布No. 2001-95806 日本未审专利申请公布No. 2005-83901 日本未审专利申请公布No. 10-118108 日本未审专利申请公布No. 2002-373999 日本未审专利申请公布No. 9-219563 专利文献10 日本未审专利申请公布No. 2001-144278专利文献1
专利文献2
专利文献3
专利文献4
专利文献5
专利文献6
专利文献7
专利文献8
专利文献9
专利文献10

发明内容
本发明要解决的问题总而言之，在上述生物成分检测装置中，提出了其中利用波长最大为2. 5μπι的近红外光的结构(专利文献1至6)。因为能够获得大量信息，所以只要灵敏度好，波长的上限优选为大。但是，如上所述，为了接收超过1.7 μ m波长的范围内的光，包含I^bS、HgCdTe等的光接收元件会存在暗电流大、检测能力低并且需要提高检测分辨率的问题。当为了提高检测能力而在冷却条件下使用这样的光接收元件时，生物成分检测装置具有大尺寸，且功耗也增大。虽然与InP衬底晶格匹配的InGaAs光接收元件在检测能力方面极佳，但对应于元件的灵敏度的波长为1. 7μπι或更小。据此，此光接收元件不适合用于检测具有很多比这长的波长范围中的吸收光谱的生物成分。具体地，如在生物体中，在其中由很多生物成分一起形成生物组织的情况下，为了提高分辨率，所期望的是，利用归因于生物成分的两个或以上吸收带来综合地检测作为检测目标的生物成分。然而，在这样的利用两个或以上吸收带的生物成分检测中，1. 7 μ m或更小的灵敏度波长范围是非常不够的。其间，如上述(Kl)至(K4)中所描述的，对于无需冷却并且在近红外区的长波长侧处具有灵敏度的光接收元件和光接收元件阵列，存在一些候选物。但是，这些候选物均都有下列问题。(Kl)由于InP衬底和吸收层彼此不完全被晶格匹配，所以由于晶格缺陷密度高而引起的暗电流会非常高。据此，不能获得足够高的动态范围(S/N比)，且噪音高。因此， 暗点数目(图像遗漏)增大。另外，为了实现晶格匹配，不能使用InP作为构成叠层体的顶层的窗口层，并且必须提供InAsP窗口层。因此，从近红外区到较短波长侧的灵敏度下降，其中重要的吸收带位于一些生物成分中。(K2)当为了使带隙波长扩大到较长波长侧且同时实现与hP的晶格匹配而使N 数量为大约10个原子百分比时，难以获得由良好的晶体构成的fe^nNAs。此外，获得具有的厚度大约为2μπι的fe^nNAs以便充分提高灵敏度是非常困难并且是几乎不可能的。简单来说，不能获得清晰的图像。(K3)当通过普通方法将杂质引入到具有多量子阱结构的吸收层中时，多量子阱结构的晶体质量下降。因此，成品率下降，从而增大了制造成本，并且不易获得良好的晶体质量。据此，虽然可以将光接收波长范围扩大到约2. 5 μ m的较长波长，但也不能获得清晰的图像。(K4)为了通过利用湿法蚀刻使元件分离来形成阵列，必须要使蚀刻剂足够深且均勻地进入沟槽中。但是，蚀刻剂不能足够深且均勻地进入沟槽中，并且这样的控制是困难的。因此，成品率下降。另一方面，当采用干法蚀刻时，会对光接收元件造成损伤。具体地，在根据波长接收衍射的光的装置的情况下，例如，在生物成分检测装置的情况下，上述损伤不能被接受。如果利用其中暗电流受到抑制而无需使用冷却机构的光电二极管能够以高灵敏度容易地进行近红外分光，能够常规地获得关于生物成分的有用信息，从而加速与健康护理、疾病治疗等有关的众多领域的发展。本发明的目的是要提供一种生物成分检测装置，其能够通过利用InP基光电二极管而以高灵敏度检测生物成分，其中，在不提供冷却机构的情况下减小暗电流，并且灵敏度扩大到1.8μπι或更大的波长。用于解决问题的方法本发明的生物成分检测装置是用于利用近红外区中的光来检测生物体的成分的装置。该装置包括接收近红外区中的光的光接收元件。所述光接收元件包含吸收层，其形成在InP衬底上并且具有多量子阱结构，并且所述吸收层具有1. 8 μ m或更大且3 μ m或更小的带隙波长。该装置进一步包括扩散浓度分布控制层，其设置在所述吸收层的与所述InP 衬底相反的表面侧上，并且所述扩散浓度分布控制层具有比^P的带隙小的带隙。在所述光接收元件中，通过经过所述扩散浓度分布控制层选择性地扩散杂质元素而形成pn结，以便到达所述吸收层，所述吸收层中的所述杂质元素的浓度为5X IOlfVcm3或更小，并且所述检测通过利用所述光接收元件接收具有至少一个3 μ m或更小的波长的光来进行，所述光构成透过所述生物体的光或从所述生物体反射的光。根据上述构造，通过杂质元素的浓度降至5X IOlfVcm3或更小，可以形成具有对应于近红外区的带隙能量的多量子阱结构，而不破坏多量子阱结构，即是说，不损伤晶体质量。此外，用于形成光接收元件的pn结的杂质被选择性地扩散，即是说，杂质是通过扩散而被引入到光接收元件的外围部的内侧中，使得外围部中的扩散被二维地限定。因而，引入杂质，使得光接收元件相互分离。据此，可以容易地以高精度形成光接收元件中的每个，并且无需提供元件分离沟槽。这样，能够形成具有低暗电流的光接收元件。因此，可以在3μπι 或更小的波长中以高灵敏度接收光而无需冷却。在0. 9至3 μ m的波长范围中存在生物成分(分子)的若干吸收带。因此，可以使用上述生物成分检测装置、同时利用这些多个吸收带来进行检测。这样，能够提高检测精度。通过将扩散浓度分布控制层的带隙控制到小于^P的带隙，即使在扩散浓度分布控制层的吸收层侧处的厚度范围中杂质元素的浓度减小时，也能够将电阻抑制到为低。因而，能够防止响应时间的下降。具体来说，将扩散浓度分布控制层的带隙控制到小于InP衬底的带隙的原因如下(1)当用于近红外区的吸收层由III-V族化合物半导体来形成时，在一些情况下， 使用具有比吸收层的带隙能量大的带隙能量的材料作为窗口层。在这样的情况下，考虑到晶格匹配特性等，通常使用与半导体衬底相同的材料作为窗口层。假定扩散浓度分布控制层的带隙能量小于窗口层的带隙能量并且大于吸收层的带隙能量。这是因为，如果扩散浓度分布控制层的带隙能量小于吸收层的带隙能量并且采用其中外延层的顶表面用作入射表面的结构，则扩散浓度分布控制层吸收应该由吸收层吸收的光，从而降低吸收层的灵敏度。(2)通过使用具有比通常用作窗口层的大带隙能量材料的带隙能量小的材料，即使当杂质浓度减小时，也可以抑制电阻的增大或者导电性的下降。结果，如上所述，能够在施加电压的状态下抑制响应时间的下降。这里，“检测”可以指，预先制备预定成分的校准曲线(预定成分的浓度和该波长处的光的强度或吸收度之间的关系)，并确定预定成分的浓度或含量。可替选地，“检测”也可以指其中不使用这样的校准曲线的方法。注意，应当如下广义地解释上述Pn结。在吸收层中，当与采用选择性扩散引入杂质元素所经由的表面相反的表面侧上的区域是其中杂质浓度对于杂质区来说足够低而被认为是本征半导体的杂质区域(又称为“i区”)时，在该 i区和通过选择性扩散形成的杂质区之间所形成的结也被包括在Pn结中。即是说，上述pn 结可以是Pi结、ni结等。此外，pn结还包括其中pi结中的ρ浓度或ni结中的η浓度非常低的情况。在扩散浓度分布控制层中，杂质元素的浓度可以具有这样的分布，其中，所述浓度从与所述吸收层的相反侧上的大约lX1018/cm3或更大的高浓度下降至所述吸收层侧上的5X IOlfVcm3或更小。在此情况下，能够确保多量子阱结构的良好晶体质量，同时减小在顶表面侧上设置的电极的界面电阻或者允许形成电极的欧姆接触。由于扩散浓度分布控制层中的一部分中的低杂质浓度而导致的电阻增大或导电性下降的问题，可以如上所述地通过将扩散浓度分布控制层的带隙能量控制到小于与^P的带隙能量相对应的带隙能量而被减少。所述吸收层具有II型量子阱结构。在此情况下，在吸收电磁波时，能够进行电子从高价带层到低导带层的跃迁。因而，能够容易地获得对较长波长范围中的光的灵敏度。所述吸收层可以具有由(InGaAs/GaAsSb)构成的多量子阱结构或者由 (GaInNAs (P, Sb)/GaAsSb)构成的多量子阱结构。在此，(GaInNAs (P, Sb)/GaAsSb)意指 (GalnNAsP/GaAsSb)、(GalnNAsSb/GaAsS)、(GalnNAsPSb/GaAsS)或(GahNAs/GaAsS)。在此情况下，通过利用积累至此为止的材料和技术，能够容易地获得具有良好的晶体质量和低暗电流的光接收元件。所述InP衬底可以为从(100)在[111]方向或[11_1]方向上倾斜5°至20°的偏离角衬底。在此情况下，可以获得包括具有其中缺陷密度低且具有好晶体质量的多量子阱结构的吸收层的叠层体。因此，可以获得其中暗电流被抑制且暗点数目小的光接收元件阵列或检测装置。所述杂质元素为锌(Zn)，并且所述扩散浓度分布控制层由InGaAs构成。在此情况下，扩散浓度分布控制层可以由其电阻对杂质浓度的依赖性小的材料形成，所述材料具有即便在低杂质浓度下也不会显著增大的电阻。抑制电阻增大防止响应时间的下降。另外， 用作杂质的锌也广泛用于目前为止的选择性扩散中，并且能够以高精度形成扩散区。据此， 可以防止扩散浓度分布控制层的下侧上的电阻增大，而在扩散浓度分布控制层中，上侧、即扩散引入侧处高的杂质浓度朝下侧、即吸收层侧方向减少。因此，可以防止在具有量子阱结构的吸收层中形成高杂质浓度的区域。结果，能够获得具有带有好晶体质量的量子阱结构的光接收元件，而降低响应性。注意，InGaAs的带隙能量为0. 75eV。可以在扩散浓度分布控制层上设置InP窗口层。由InP构成的窗口层的形成并不降低设置在内侧的半导体堆叠结构的晶体质量。据此，当采用其中外延层设置在入射表面侧上的结构时，InP窗口层还可以有效地发生作用，以抑制暗电流，同时防止例如与吸收层相比更靠近入射侧的位置处的近红外光的吸收。此外，与用于在其他晶体表面上形成钝化膜的技术、例如在InGaAs的表面上形成钝化膜的技术相比，积累了且在技术上建立用于在 InP的晶体表面上形成钝化膜的技术。据此，能够容易地抑制表面上的电流泄漏。在所述InP衬底、构成所述吸收层的量子阱结构的各个层、所述扩散浓度分布控制层和所述化？窗口层中的任意两者中，晶格匹配度(| δ a/a I 其中，a表示晶格常数且 Aa表示所述两者之间的晶格常数差)可以为0. 002或更小。利用该结构，可以通过使用通常可获得的InP衬底来获得具有良好的晶体质量的吸收层。据此，在波长为1.8μπι或更大的近红外光的光接收元件或光接收元件阵列中，能够显著地抑制暗电流。所述光接收元件可以具有其中一维或二维地排列多个光接收元件的结构。在所述光接收元件阵列中，多个光接收元件包括公共的半导体堆叠结构，杂质元素通过选择性扩散而引入在光接收元件中的每个的吸收层中，并且光接收元件被一维或二维地布置。根据此结构，由于光接收元件被形成在单独的杂质扩散区中，所以不需要提供元件分离沟槽。因此，可以容易地以高精度形成的并且其中能够减小暗电流的光接收元件。可以利用从超连续谱光源(SC光源)或发光二极管(LED)发出的光来照射要被检查的所述生物体部位，并且可以接收透过或反射自所述生物体部位的光。通常，使用卤素灯作为光源。然而，因为卤素灯产生热，所以用户可以通过照射而感觉热或不舒适。而与之不同，SC光源或LED不产生热，因而这样的光源适合用于与生物体有关的测量的光源。在SC 光源或LED的情况以及普通卤素灯的情况下，本发明的生物成分检测装置一般包括控制单元，其被配置为基于由所述光接收元件或所述光接收元件阵列进行的光接收的结果来进行操作，以计算所述生物体中所含成分的浓度。所述生物成分检测装置可以进一步包括成像装置，所述成像装置包含所述光接收元件的二维阵列，其中，可以使用所述成像装置形成作为检验目标的所述生物体中含有的成分的分布图像。在此情况下，可以获得目标对象中含有的预定成分的分布图像，并且所述分布图像在感觉上容易理解。可以使用所述波长区中的光来照射所述生物体，并且接收从所述生物体反射的光或者透过所述生物体的光，以检测在所述生物体中包含的选自葡萄糖、葡萄所含的糖、血色素、胆固醇、清蛋白、活性氧、脂肪和胶原质中的至少一种成分。利用该结构，可以容易地知道人的血液中的糖和胆固醇的浓度。结果，占人口的百分之几十的糖尿病患者和前驱糖尿病患者，能够以高精度被常规地诊断，因而能够停止对疾病的医疗或者疾病的变化。此外， 由于可以容易地获得血管或血液的组成浓度，所以该生物成分检测装置对于防止诸如脑梗塞和心肌梗塞等成人疾病也是有用的。使用者也可以获得与会导致上述疾病的症状、例如代谢综合症的症状有关的客观数据，并且容易地采取措施。此外，与眼尾处皱纹产生相关的胶原质的缺乏，也可以通过使用近红外成像装置、 以获得的分布图像的形式来容易地检查。该装置可以用于检测与美化肌肤有关的诸如胶原质的各种成分。所述生物成分检测装置可以进一步包括光谱分光单元，其被配置成用以对光进行光谱分光；多个光接收元件或光接收元件阵列，其根据光谱分光的波长来设置；以及控制单元，其被配置成用以基于由光接收元件或光接收元件阵列执行的光接收的结果来操作，以计算生物体的成分的浓度，所述光谱分光单元设置在所述检测部分的所述光的照射侧上或者从所述照射侧观看时位于所述检测部分后面。利用该结构，能够以高精度快速地执行多波长同时光的接收。所述光谱分光单元优选由衍射光栅等来形成。所述控制单元可以包括存储单元、来自外部的输入单元等，并且可以预先输入并存储目标波长的校准曲线寸。发明的效果根据本发明的生物成分检测装置，通过利用其中在无需提供冷却机构的情况下减小暗电流的InP基光接收元件，能够以高灵敏度检测生物成分，并且灵敏度扩大到1.8μπι 或更大的波长。


图1是示出根据本发明实施例1的光接收元件的横截面图。图2是示出图1中所示的光接收元件中的Si浓度分布的图示。
图3是示出根据本发明实施例1的光接收元件阵列的横截面图。图4是不同于本发明的参考例1的光接收元件的横截面图。图5是示出图4中所示的光接收元件中的Si浓度分布的图示。图6是不同于本发明的参考例2的光接收元件的横截面图。图7是示出图6中所示的光接收元件中的Si浓度分布的图示。图8是示出根据本发明实施例2的成像装置的概要的视图。图9是示出图8中所示的成像装置的光接收元件阵列的视图。图10是示出图9中所示的光接收元件阵列中的一个光接收元件的视图。图11是外延侧向上安装的光接收元件的横截面图。图12是外延侧向下安装的光接收元件的横截面图。图13是示出根据本发明实施例3的生物成分检测装置(1)的视图。图14是图13中所示的生物成分检测装置的探针的放大图。图15是示出根据本发明实施例4的生物成分检测装置O)的视图。图16是示出根据本发明实施例5的生物成分检测装置(3)的视图。图17是示出根据本发明实施例6的生物成分检测装置的视图。图18是图17中所示的生物成分检测装置的探针的放大图。图19是示出根据本发明实施例7的生物成分检测装置(5)的视图。图20是示出根据本发明实施例8的生物成分检测装置(6)的视图。图21是示出S^WR宇宙光光谱和根据本发明实施例的光接收元件的灵敏度分布的曲线图。图22是示出根据本发明实施例9的生物成分检测装置(7)的视图。图23是示出角膜上检测到胶原质的位置的视图。图M是示例中所使用的光接收元件阵列的部分横截面图。图25是示出示例中所测量的暗电流与元件间距离之间的关系的曲线图。图沈是示出示例中的Si在深度方向上的浓度分布的曲线图。
具体实施例方式(实施例1-半导体光接收元件阵列的结构_)图1是示出根据本发明实施例的光接收元件10的横截面图。参照图1，光接收元件10包括设置在InP衬底1上且具有下列结构的III-V族半导体堆叠结构(外延晶片)。(InP衬底1/InP缓冲层2/具有由InGaAs或feJnNAs和GaAsSb组成的多量子阱结构的吸收层3/lnGaAs扩散层浓度控制层4/lnP窗口层5)通过从由SiN膜构成的选择性扩散掩模图案36的开口、选择性扩散作为ρ型杂质的Si而形成从InP窗口层5延伸至具有多量子阱结构的吸收层3中的ρ型区6。通过利用由SiN膜构成的选择性扩散掩模图案36进行扩散，可以通过扩散而将ρ型杂质引入到光接收元件10的外围部的内侧，使得外围部中的扩散被二维地确定。在ρ型区6和InP衬底1的背面上分别设置有由AuSi制成的ρ侧电极11和由 AuGeNi制成的η侧电极12，以便形成欧姆接触。在此情况下，使InP衬底1掺杂有η型杂质，以便具有预定水平的导电性。在InP衬底1的背面上还设置有由SiON制成的抗反射膜35，使得当光从InP衬底的背面侧入射时可以使用光接收元件10。在具有多量子阱结构的吸收层3中与ρ型区6的边界前方相对应的位置处形成有 pn结。通过在ρ侧电极11和η侧电极12之间施加反向偏置电压，在其中η型杂质浓度低的侧(η型杂质本底)产生较宽的耗尽层。具有多量子阱结构的吸收层3中的本底具有大约5Χ IOlfVcm3或更小的η型杂质浓度(载流子浓度)。pn结的位置15由具有多量子阱结构的吸收层3的本底(η型载流子浓度)和作为ρ型杂质的Si的浓度分布曲线之间的交点来确定。即是说，pn结15位于图2中所示的位置处。在扩散浓度分布控制层4中，从^P窗口层5的表面5a选择性扩散的ρ型杂质的浓度从InP窗口层侧的高浓度区向吸收层侧急剧地减少。据此，在吸收层3中，可以容易地实现5 X IO1Vcm3或更小的Si浓度，作为杂质浓度。图2中，在吸收层3中实现大约1 X IO16/ cm3或更小的较低的Si浓度。由于本发明所针对的光接收元件10的目的是要在从近红外区到其长波长侧的范围中具有灵敏度，所以窗口层优选地由具有的带隙能量大于吸收层3的带隙能量的材料构成。为此，通常使用具有的带隙能量大于吸收层的带隙能量且具有好晶格匹配特性的材料的^P作为窗口层。可替选地，也可以使用具有的带隙能量与^P的带隙能量基本上相同的 InAlAs。(本实施例的光接收元件阵列的要点)本实施例的特征在于包括下列因素。1.当通过选择性扩散而将高浓度杂质引入到多量子阱结构中时，多量子阱结构被破坏。因此，必须将通过选择性扩散而引入的杂质量抑制为低。一般来说，必须将通过扩散而引入的P型杂质的浓度控制到5X IOlfVcm3或更小。2.为了在实际制造中以良好的再现性稳定地实现上述低的ρ型杂质浓度，在吸收层3上设置由^GaAs构成的扩散浓度分布控制层4。如果在扩散浓度分布控制层4中，吸收层侧处的厚度范围具有上述低杂质浓度，则低杂质浓度范围内的导电性降低或者低杂质浓度范围内的电阻增大。当扩散浓度分布控制层4中低杂质浓度范围的导电性降低，则响应性下降，并且例如可以获得良好的运动图像。然而，在扩散浓度分布控制层是由具有的带隙能量小于与^P的带隙能量相对应的带隙能量的材料、具体为具有的带隙能量小于1. 34eV 的III-V族半导体材料构成的情况下，即便杂质浓度为低，导电性也不会非常显著地下降。 满足扩散浓度分布控制层的上述要求的III-V族半导体材料的示例为InGaAs。将更加详细地说明要将吸收层的杂质浓度控制到5X IOlfVcm3或以下的原因。如果吸收层3中Si浓度由于例如ρ型杂质(Zn)的选择性扩散的深度增加而超过1 X IO1Vcm3, 则在得到的具有大于IXlO1Vcm3的Si浓度的高浓度部分中，组成量子阱层的InGaAs和 GaAsSb原子被彼此无序，从而破坏了超晶格结构。被破坏的部分的晶体质量降低，从而使元件的特性变差，例如，使暗电流增大。此处，通常通过二次离子质谱法(SIMS)来测量Si浓度。然而，难以分析IO17CnT3或IO17CnT3数量级的浓度，并且产生相对大的测量误差。以上详细说明所关心的是关于具有双倍或一半精度的Si浓度的值的讨论，并且这是由测量精度的粗糙而导致的。据此，例如，由于低的测量精度而难以讨论例如5X1016/cm3和6X1016/ cm3之间的不同，并且这样的讨论也没有那么重要。通过使用具有窄带隙能量的材料作为扩散浓度分布控制层，即使在低杂质浓度下也能够抑制电阻的增大。相信的是，对反向偏置电压的施加等的响应时间通过由电容和电阻确定的CR时间常数来确定。据此，可以通过如上所述抑制电阻R的增大来缩短响应时间。3.在本实施例中，多量子阱结构具有II型结构。在I型量子阱结构中，在具有其中将具有小带隙能量的半导体层夹在具有大带隙能量的半导体层之间以便在近红外区中具有灵敏度的结构的光接收元件的情况下，灵敏度的波长上限(截止波长)由具有小带隙能量的半导体层的带隙来确定。即是说，由光所引起的电子或空穴的跃迁在具有小带隙能量的半导体层中进行(直接跃迁)。在此情况下，使截止波长扩大到较长波长范围的材料在III-V族化合物半导体中非常受限。相反，在II型量子阱结构中，当具有相同费米能量的两个不同类型的半导体层交替堆叠时，第一半导体的导带和第二半导体的价带之间的能量差确定灵敏度的波长上限(截止波长)。即是说，由光所引起的电子或空穴的跃迁在第二半导体的价带和第一半导体的导带之间进行(间接跃迁)。因此，与在单个半导体中进行直接跃迁的情况相比，通过将第二半导体的价带的能量控制到高于第一半导体的价带的能量、并将第一半导体的导带的能量控制到低于第二半导体的价带的能量，能够容易将灵敏度扩大到长波长侧。4.如上所述，使用选择性扩散掩模图案进行选择性扩散，通过扩散而将ρ型杂质引入到光接收元件的外围部的内侧中，使得外围部中的扩散被二维地确定。据此，上述pn 结不暴露在光接收元件的端面上。结果，光电流的泄漏被抑制。图3是示出光接收元件阵列50的横截面图，其中，在包含公共InP衬底的外延晶片上布置多个上述光接收元件10。此光接收元件阵列50的特征在于在没有元件分离沟槽的情况下布置了多个光接收元件10。如上面第4项所述，ρ型区6被限定在光接收元件中的每一个的内侧，并且与相邻的光接收元件可靠地分离。吸收层3被形成为具有多量子阱结构，扩散浓度分布控制层4设置在吸收层3上，并且吸收层3中的ρ型杂质浓度被控制到 5X IOlfVcm3或更小。这些要点等与图1中所示的光接收元件10的要点相同。接下来，将描述用于制作图1中所示的光接收元件10的方法。在η型InP衬底 1上沉积具有的厚度为2 μ m的InP缓冲层2或InGaAs缓冲层2。随后，形成由(InGaAs/ GaAsSb)或(feJnNAs/GaAsSb)构成的具有多量子阱结构的吸收层3。将InGaAs的组成确定为Ina53GEta47As并将GaAsSb的组成确定为Geici. 52Asa48Sb，使得这些材料与LP晶格匹配。 这样，晶格匹配度(I Δ a/a I 其中，a表示晶格常数且Δ a表示两者之间的晶格常数差)为 0. 002或更小。形成单位量子阱结构的InGaAs层(或fe^nNAs层)的厚度为5nm，且对的数目(单位量子阱的重复数目)为300。随后，在吸收层3上外延生长具有的厚度为Ιμπι 的InGaAs层，作为扩散浓度分布控制层4，其在通过扩散弓|入Si中起作用。最后，然后外延生长具有的厚度为1 μ m的InP窗口层5。吸收层3和扩散浓度分布控制层4这两者优选地通过分子束外延(MBE)法来外延生长。InP窗口层5可以通过MBE法外延生长。可替选地，在扩散浓度分布控制层4生长之后可以将InP衬底1从MBE设备中取出，并且可以通过金属有机气相外延(MOVPE)法来外延生长InP窗口层5。InP缓冲层2或InGaAs缓冲层2可以是非掺杂的或者可以掺杂有诸如浓度为大约IX IO1Vcm3的硅(Si)的η型掺杂剂。具有由feJnNAs/GaAs釙构成的多量子阱结构的吸收层3、由InGaAs构成的扩散浓度分布控制层4以及hP窗口层5优选为非掺杂的。但是，这些层可以掺杂有极微量(例如，大约2X1015/cm3)的诸如Si的η型掺杂剂。此外，可以在InP衬底1和缓冲层2之间插入掺杂有大约IElScnT3的η型掺杂剂的、用于形成η侧电极的高浓度η侧电极形成层。InP衬底1可以为掺狗的半绝缘性InP衬底。在此情况下，在半绝缘性InP衬底1和缓冲层2之间插入掺杂有大约1 X IO1Vcm3的η型掺杂剂的η 侧电极形成层。使用包含上述InP衬底1的堆叠结构(外延晶片)来制作光学器件。从形成在 InP窗口层5的表面fe上的SiN掩模图案36的开口进行Si的选择性扩散。这样，ρ型区 6被形成为在具有InGaAs/GaAsSb (或feJnNAs/GaAsSb)多量子阱结构的吸收层3中延伸。 P型区6的前端部分形成pn结15。在此情况下，具有大约1 X IO1Vcm3或更大的Si浓度的高浓度区域被限定在InGaAs扩散层浓度控制层4中。即是说，上述高浓度杂质分布在深度方向上从InP窗口层5的表面fe持续到InGaAs扩散层浓度控制层4的内侧，并在扩散浓度分布控制层4中的较深位置处下降到5X IOlfVcm3或更小。pn结15附近的Si浓度分布显示出缓变结。对于光接收元件10的一维或二维布置，S卩，图3中所示的光接收元件阵列，通过进行ai的选择性扩散(即，被二维地确定从而使扩散部分设置在每个光接收元件的外围部内侧的扩散)而不进行用于元件分离的台面蚀刻来使相邻的光接收元件彼此分离。具体而言，Zn选择性扩散区6构成一个光接收元件10的主要部分并形成一个像素，并且Si没有扩散的区域使每个像素彼此分离。因此，光接收元件阵列没有遭受例如由于台面蚀刻而导致的晶体损伤，并且因而能够抑制暗电流。专利文献10表明了这样的担心，S卩，在通过杂质的选择性扩散而形成pn结的情况下，元件之间的距离由于杂质不仅在深度方向上而且还在横向方向(与深度方向正交的方向)上扩散而不能减小到特定尺寸或更小。但是，根据ai的选择性扩散的实验结果，已证实，在其中顶表面上设置有InP窗口层5并在hP窗口层5下方设置InGaAs扩散层浓度控制层4的结构中，横向方向上的扩散面积基本上相同于或小于深度方向上的扩散面积。即是说，在Si的选择性扩散中，虽然Si会在横向方向上扩散而使得扩散区的直径大于掩模图案的开口的直径，但扩散度小且该区域只稍微从掩模图案的开口扩展，如例如图1和图3中示意性所示。图4是不同于本发明的参考例1的光接收元件110的横截面图。参考例1的光接收元件110具有下列堆叠结构。(InP衬底101/InP或InGaAs缓冲层102/具有(feJnNAs/GaAsSb)多量子阱结构的吸收层103/InP窗口层105)通过使用选择性扩散掩模图案进行选择性扩散形成P型区106，以便使其从InP窗口层105的表面10 延伸到吸收层103中。在ρ型区106的前端上形成pn结115。该堆叠结构与本发明实施例的堆叠结构的不同之处在于未提供扩散浓度分布控制层。即是说， 具有多量子阱结构的吸收层103直接设置在hP窗口层105下方。当未提供扩散浓度分布控制层时，如图5中所示，例如，对于Si浓度分布，高浓度杂质区延伸到具有多量子阱结构的吸收层103。具体而言，在多量子阱结构中，形成 lX1018/cm3的高浓度杂质区，其超过了 5X1016/cm3。当将高浓度杂质引入到多量子阱结构中时，结构被破坏，并且暗电流显著增大。为了防止在多量子阱结构中形成这样的高浓度杂质区，形成扩散浓度分布控制层，然后进行选择性扩散。
然而，存在实现下列有关Si的选择性扩散的想法的可能性。(1)将通过扩散的引入所需的时间限制为短的，以使得高浓度区不会到达多量子阱结构103。(2)增大InP窗口层105的厚度，以使得InP窗口层105具有扩散浓度分布控制层的功能。图6是示出用于检验上述(1)和(2)的情况的参考例2的光接收元件110的横截面图。参考例2的光接收元件110具有与参考例1的光接收元件基本上相同的堆叠结构， 但是InP窗口层105的厚度大于参考例1的厚度。参考例2的光接收元件110对应于以上 ⑵的情况，但也可以用于检验以上⑴的情况。在图6所示的堆叠结构中，进行选择性扩散，使得在多量子阱结构103中不形成Si的高浓度区。因此，获得图7中所示的Si浓度分布。在图7所示的Si浓度分布的情况下，在InP窗口层105中，Si浓度从高浓度急剧下降到低浓度，并且吸收层侧的InP窗口层105中形成浓度为大约1 X IO1Vcm3的低浓度杂质区。当在hP窗口层105中形成浓度大约为IXlOnVcm3的低浓度杂质区时，如上面反复说明地，该区域中的电阻增大，从而使响应时间下降。据此，不能向具有大到足以形成窗口层的带隙能量的材料提供扩散浓度分布控制层的功能，具体而言，InP窗口层105是由这样的材料构成的典型示例。这对于以上(1)和O)的情况都适用。据此，优选使用具有对应于^P的带隙能量或更小的带隙能量的材料，具体地，满足小于1. 34eV的带隙能量的材料作为扩散浓度分布控制层。即是说，即使在低浓度杂质区中，也必须使用其中导电性的下降相对小且电阻的增大相对小的材料，例如，InGaAs0(实施例2-生物成分检测装置中的成像装置(用于形成成分的分布图像)的结构_)图8是示出根据本发明实施例2的生物成分检测装置中所包含的成像装置(光接收元件阵列)的概要的视图。省略了诸如透镜的光学构件。图9是示出成像装置或检测装置(图像传感器)70的光接收元件阵列50的视图。图10是示出图9中所示的光接收元件阵列50中的单个光接收元件的视图。图8中，在此成像装置70中，设置在公共InP衬底51 上的光接收元件10被外延侧向下安装，使得光接收元件10的外延层侧面对具有安装基板的功能的多路复用器71。电连接至光接收元件10中的每个的外延层的ρ型区6的ρ侧电极11和设置在公共η型InP衬底51 (1)上的η侧电极12连接至多路复用器71，并发送电信号至多路复用器71。多路复用器71接收来自光接收元件中的每个的电信号，并进行用于形成对象的整体图像的处理。η侧电极12和ρ侧电极11分别经由焊料凸块12b和lib 而电连接至多路复用器71。入射光通过设置在InP衬底51的背面上的抗反射(AR)膜35 进入并在pn结15中被接收，pn结15为ρ型区6和吸收层3之间的边界面。ρ型区6从由 SiN构成并且也用作保护膜的Si扩散掩模沈的开口被引入。ai扩散掩模图案36与用作保护膜并且设置在掩模图案36上的SiON膜图案43 —起被留下。现在，将分别参照图9和图10来详细描述光接收元件阵列的结构和光接收元件中的每个。图9中，光接收元件阵列50的光接收元件10设置在公共InP衬底51(1)上。如上所述，光接收元件的每个中通过接收短波红外(SWIR)带的光而产生的电流信号被发送至也用作安装基板的多路复用器71，并经受用于形成图像的处理。像素的数目通过改变光接收元件中的每个的尺寸和节距以及阵列的大小来改变。图9中所示的光接收元件阵列50具有90000个像素。图10中所示的光接收元件10包括形成在InP衬底1上的多个外延膜。在形成P型区6中所使用的、用于引入ρ型杂质的扩散掩模36留在光接收元件10中。 P部电极11连接至P型区6，并经由焊料凸块等连接至例如诸如多路复用器71的安装基板的布线。图11是示出外延侧向上安装的光接收元件的横截面图，其不同于图8中所示的外延侧向下安装的光接收元件。本发明中，成像装置中的光接收元件可以是外延侧向下安装的或外延侧向上安装的。在此光接收元件10中，在η型InP衬底1上，从底部依次地设置η 型InP缓冲层2、吸收层3、扩散浓度分布控制层4、InP窗口层5、扩散掩模36和AR膜35。 P型区6被形成为从InP窗口层5通过扩散浓度分布控制层4而延伸至吸收层3中的ρη结 15。另外，η侧电极12设置在η型InP衬底的背面上。ρ侧电极11设置在ρ型区6的InP 窗口层5的表面上，并电连接至布线电极27。在此实施例中，吸收层3接收波长在1. 0至 3.0μπι范围中的光。具体而言，吸收层3由上述II型多量子阱结构来形成。图11中所示的光接收元件被如上所述外延侧向上安装。光从外延层侧，即，InP 窗口层5侧入射。本实施例的光接收元件如上所述地可以被外延侧向上安装或外延侧向下安装。如图12所示，光接收元件10可以被外延侧向下安装，并且光可以从InP衬底1的背面侧入射。在图12所示的外延侧向下安装的光接收元件10的情况下，AR膜35设置在InP 衬底1的背面上。扩散浓度分布控制层4、InP窗口层5、ρ侧电极11以及也用作保护膜的 SiN扩散掩模36被提供，如与外延侧向上安装的情况中一样。在图12所示的外延侧向下安装中，构成InP衬底和其他部件的InP对于S^WR带中的光是透明的。据此，S^WRS中的光在不被吸收的情况下到达吸收层3的ρη结15。同样，在图12所示的结构中，吸收层由上述 II型多量子阱结构来形成。这对于下述本发明的实施例也都适用，另外声明除外。如图11所示，ρ侧电极11和η侧电极12可以设置在互相面对的位置处，并且InP 衬底1位于两者之间。可替选地，如图12所示，ρ侧电极11和η侧电极12可以设置在InP 衬底1的同一侧的位置处。在图12所示的结构中，图9所示的光接收元件阵列50中光接收元件10中的每个通过倒装芯片安装而电连接至集成电路。在具有图11和图12所示结构的光接收元件中，入射在ρη结15上的光被吸收以产生电流信号。如上所述，电流信号中的每个通过集成电路被转换成一个像素的图像。InP衬底1优选地为从(100)在[111]方向或[11_1]方向上倾斜5至20度的偏离角衬底。更优选地，衬底从(100)在[111]方向或[11-1]方向上倾斜10至15度。通过使用这样的具有大偏离角的衬底，可以获得全部都具有低缺陷密度和良好的晶体质量的η 型InP缓冲层2、具有II型量子阱结构的吸收层3、InGaAs扩散层浓度控制层4和InP窗口层5。结果，能够获得其中暗电流获得抑制并且暗点数目小的光接收元件阵列或检测装置。据此，可以获得能够明显提高用于接收S^WR带中的微弱的宇宙光来获取图像的装置的性能的吸收层。即是说，使用上述偏离角衬底形成的光接收元件的操作对于提高用于接收宇宙光来获取图像的成像装置的质量尤其有用。上面提及的InP衬底的大偏离角至今为止尚未提出，由于使用这样的InP衬底而获得的上述优点已首次由本发明的发明人证实。InP衬底的大偏离角对于在InP衬底上生长好晶体质量的外延膜而言是重要因素。例如，在具有上述量子阱结构的吸收层3的情况下，被认为能够发射和接收非常长的波长范围中的光的吸收层3包含例如fe^nNAs的含氮(N)化合物半导体，实际上，除非使用具有这样的大偏离角的InP衬底，否则吸收层3不可能被形成为能够耐受实际使用的令人满意的外延层。即是说，除非使用这样的具有上述大偏离角的InP衬底，否则例如fe^nNAs的含氮化合物半导体不能被形成为其中暗电流被抑制且暗点数目减少的吸收层。因此，不可能利用S^WRS中的微弱的宇宙光来获得清晰的图像。不仅是上面引以为例的GahNAs，而且^JnNAsP和^JnNAsSb的共同点在于hP衬底的大偏离角的上述范围是必需的，以便获得良好的晶体质量。图11和图12中所示的光接收元件10中的每个包括设置成覆盖吸收层3的InGaAs 扩散层浓度控制层4和MP窗口层5。由于吸收层3的晶格常数与InP衬底1的晶格常数相同，所以可以在吸收层3上形成能够可靠地减小暗电流的^iGaAs扩散层浓度控制层4和 MP窗口层5。因此，能够抑制暗电流，以提高元件的可靠性。(实施例3:生物成分检测装置(1)-血糖水平使用反射光测量_)图13是示出根据本发明实施例3的生物成分检测装置100的视图。图14是示出图13中所示的生物成分检测装置100中的探针的视图。对于糖尿病患者而言，知道自身的血糖水平很重要。当血糖水平上升时，可以通过应用胰岛素来降低血糖水平。因此，患者常规地测量其血糖水平。而如果能够以高精度非侵入性地测量血糖水平而无需采集血液，则这对于患者而言是优选的。血糖水平的非侵入性测量方法是基于皮肤组织中的葡萄糖浓度与血液中的葡萄糖浓度具有高的正相关性关系，并且将皮肤组织中的葡萄糖浓度作为血糖水平。皮肤组织中的葡萄糖浓度非常低，即，在数十到数百mg/dl范围中。据此，需要使用近红外光来照射皮肤并且以高精度检测到透过皮肤组织或从皮肤组织扩散反射的光。为了以高精度测量非常小量葡萄糖的浓度，有效的是使用葡萄糖在近红外区中的吸收带中的两个或更多吸收带。葡萄糖在1至3μπι的波长范围中具有大量吸收带。但是， 只要使用现有的InGaAs阵列，就只能以高精度测量具有的波长为1. 7 μ m或更小的近红外光，而不能以高精度测量较长波长范围中的吸收带中的光。如图13所示，通过使用图8中所示的检测装置70，达到3. 0 μ m波长的光都可以被扩大地接收。此外，通过使衍射光栅91 的位置与光接收元件阵列50的位置对准，可以通过进行一回(一次)照射和光接收来测量葡萄糖的吸收光谱。据此，通过使用1.8 μ m或更大的波长的吸收带而能够容易地测量葡萄糖浓度。这样，能够以高精度容易地测量皮肤中的非常小量的葡萄糖。对于提高葡萄糖浓度的测量精度，存在下列因素。光谱测量的稳定性可以通过尽可能地抑制吸收度或基线的变动来改善。给出待测谱发生变动的因素、装置的因素的示例包括诸如光源和光接收元件单元的部件之间的位置关系的变动、以及环境温度随时间的变动。为了补偿这些变动，通常，与生物信号分开地测量从诸如陶瓷板的基准板反射的基准信号，并将该基准信号用作标准光。因此，为了稳定地进行光谱测量，重要的是能够稳定地测量基准信号。当以图13为示例时，测量检测部位时近红外光采取下列路径光源73 —扩散板74 —照射光纤81 —感测单元(探针)83 —检测部位一感测单位(探针)83 —信息承载光纤82 —衍射光栅(分光器)91 —检测装置70 —用于计算浓度的微型计算机85b当近红外光具有上述路径时，将连接至照射光纤和信息承载光纤的探针施加到检测部位(皮肤)上。另一方面，在测量基准信号时，只需使用基准板替换检测部位。进行使探针与皮肤分离并使探针与基准板接触的操作。用于计算浓度的微型计算机基于基准信号和生物信号来计算葡萄糖浓度。在通过上述方法测量基准信号时，探针和基准板的位置再现变化，并且基准信号和生物信号之间出现测量时间差。每次测量中上述操作的重复性使基准信号的稳定测量困难。为此，迄今为止，尚未能够充分地补偿由于基准信号变动而引起的光谱测量的不稳定， 并且难以以高精度分析葡萄糖浓度。图14中所示的探针83消除了此基准信号测量的不稳定。不进行基准板的测量的情况下，直接地，布置将照射光纤81连接至信息承载光纤82 的光纤82，并且分别在光纤81、82和84中提供开关SW1、SW2和SW3。通过此结构，消除了探针和基准板的位置再现的变化，并减小了基准信号和生物信号之间的测量时间差。开关 SffUSW2和SW3可以是手动开关或者响应于来自微型计算机85b的指令而自动接通和断开的自动开关。(实施例4:生物成分检测装置O)-血糖水平使用透射光测量_)图15是示出根据本发明实施例4的生物成分检测装置100的视图。图15中，本实施例与实施例3的共同之处在于，光接收单元中使用上述检测装置70，并且通过利用葡萄糖的吸收带来进行浓度测量，所述吸收带位于近红外区的长波长范围中。本实施例与实施例3的不同之处在于，葡萄糖浓度是通过测量透过生物体的近红外光来确定。在图15所示的示例中，接收透过人的手指的光，并且能够获得与诸如皮肤、肌肉和血液的生物组织有关的多种信息。基准信号基于透过基准板的光来测量，所述基准板在生物体(手指)放置在适当的位置时撤除且在生物体撤除时被放置在合适的位置上。尽管基准板的厚度取决于基准板的材料，但其厚度优选为小的，使得获得足够量的透射光。基准板通过致动器75移动，使得不产生位置和方位(角度)上的变动。代替使用上述的基准板，如图14所示，可以布置以旁路的方式将照射光纤81连接至信息承载光纤82的光纤84，并且可以分别在光纤81、82和84中提供开关。(实施例5:生物成分检测装置(3)_血糖水平使用透射光测量_)图16是示出根据本发明实施例5的生物成分检测装置100的视图。此生物成分检测装置100的特征在于，在壳体77的一部分中提供生物体插入沟槽77a，并且血糖水平通过利用透过插入到生物体插入沟槽77a中的生物体的光来检测。假定所插入的生物体的部位是自肩部延伸的部位，例如，手臂或手掌。生物体插入沟槽77a可以具有这些部位的尺寸之中的最大尺寸。具体地，生物体插入沟槽77a可以是特别用于耳垂的沟槽。近红外光的路径如下光源73 —聚光透镜87 —反射镜76 —聚光透镜87 —照射光纤81 —检测部位一光接收端部8 —压力调整致动器82b —信息承载光纤82 —聚光透镜87 —衍射光栅91 — 检测装置70 (参照图8)小手指的下部在手张开时可以在光不经过骨头的情况下透过光，因而这对于测量血糖水平是有效的。对于生物体插入沟槽77a的对象而言，不必特别限制在小手指的下部中的手掌部，并且可以利用压力调整致动器82b等来进行定位。通过此结构，患者他/她自己能够以高精度容易地测量血糖水平。
如在实施例3和4中，检测装置70中的光接收元件阵列50可以接收达到近红外区的长波长范围的光并且改善测量精度。优选的是，使用卤素灯等作为光源。然而，在此生物成分检测装置100中，优选地使用产生更少热的连续谱光源或发光二极管(LED)作为光源。(实施例6生物成分检测装置G)-血糖水平使用单个探针进行多次采样来提高精度)图17是示出根据本发明实施例6的生物成分检测装置100的视图。图18是图17 中所示的生物成分检测装置100的探针的放大图。在此生物成分检测装置100中，使用近红外光来照射检测部位(手指)，并从反射光获得信息。在此情况下，如图18所示，照射光和探针均为单个，但在探针83中设置三个光接收端部61、62和63。这三个光接收端部61、 62和63中接收的近红外光分量传播通过分开的信息承载光纤82。当在衍射光栅91中光谱分光并在检测装置70 (参照图8)中接收光时，使用选择开关66来单独地光谱分光并接收在光接收端部61、62和63中接收并传播通过信息承载光纤82的光分量。本实施例的特征在于，在单个探针中设置多个光接收端部，并且在多个位置处取得反射光分量、并对其光谱分光和分析。可以使用棱镜、光纤等作为光接收端部。照射在皮肤上的近红外光在皮肤的表面层部分中扩散，然后到外部，并在光接收端部中被取得。通过在多个位置处或者通过进行多个采样来取得光，检测部位的皮肤中的近红外光的路径不被确定为特定的一个路径而是平均路径。此皮肤的表面层部分中路径的平均化能够明显地提高血糖水平的数据的可靠性。为了可靠地获得该多个采样的优点，光接收端部之间的距离优选为例如大约Imm或更大。图17中所示生物成分检测装置100可以示出光接收端部61、62和63的各个光分量的波长为Iym至3μπι的光谱。在操作单元(微型计算机)85中，对于分别来各个光接收端部的光分量，可以通过使用光分量的相同的多个波长或多个不同的波长来获得生物成分的浓度。对于生物成分，能够以高精度检测的不只是血糖水平，而且还有胆固醇、清蛋白、 血色素、胆红素等。(实施例7生物成分检测装置(5)-体脂肪_)图19是示出根据本发明实施例7的生物成分检测装置100的视图。在本实施方式中，生物成分为体脂肪。由于体脂肪在近红外区中具有多个吸收带，所以可以通过近红外光谱来检测体脂肪。在检测体脂肪中，施加压力。图19中，探针83装配在工作台95中，并且生物体(手指)放置在探针83上。照射光纤81和信息承载光纤82连接至探针83。利用气囊96对手指施加压力。气囊96容纳在外壳97中，并通过空气管道充放空气。微型计算机85基于压力计68而根据需要操作气泵69，使得从空气管道69将空气馈送至气囊96。 这样，可以对手指施加压力。近红外光的路径如下光源73 —照射光纤81 —探针83 —手指探针83 —信息承载光纤82 —衍射光栅 91 —检测装置70 (参照图8)—微型计算机85对手指施加的压力可以利用压力计68而得知，且可以为每个压力确定体脂肪的比例。至今为止，在使用近红外光的体脂肪检测中专有地使用1.21μπι的吸收峰。如上所述，通过在检测装置70中使用光接收元件阵列50(参照图3和图8)，可以将能够接收的光的范围延伸到3 μ m波长。据此，利用较长波长范围中达到3 μ m的吸收峰，能够以较高的精度来检测体脂肪的百分比。(实施例8生物成分检测装置(6)_角膜的胶原质分布的检测_)这里，将说明如何利用根据本发明的生物成分检测装置来检测对光敏感的、生物体中的胶原质分布，具体地，在眼睛的角膜中的胶原质分布，尽管不执行该检测以解决特定问题。角膜主要由胶原质和组织液构成。该胶原质就美容而言是重要的成分，并且胶原质的吸收带主要分布在1至3 μ m的范围内。因此，胶原质适合于使用图3所示的本发明的光接收元件阵列50或者图8所示的本发明的成像装置70来检测。图20是示出根据本发明实施例8的生物成分检测装置(用于形成眼睛的胶原质分布的图像的装置)100的视图。虽然眼睛观看的方式不仅由角膜确定，但知道角膜的状态是重要的。作为凹面镜76，优选使用对近红外光具有高反射性的凹面镜。例如，使用由金 (Au)构成的凹面镜。将凹面镜76设置在眼睛旁边而不是眼睛前方，使得反射来自角膜的光，以在成像装置70上形成角膜的图像。过滤器72优选透过属于角膜的吸收带的1至3 μ m 范围中的光。控制单元85的微型计算机8 基于成像装置70的像素的输出信号而形成角膜C中的胶原质分布图像，并将该图像显示在显示装置85c上。根据本发明的成像装置70 优选地为例如图8中所示的成像装置70。由于暗电流低且对长波长侧的灵敏度高，所以能够获得具有高S/N比的清晰的胶原质分布图像。因此，此胶原质分布图像对于例如理解眼睛中的胶原质的作用是有用的。由于眼睛对光有非常敏感的反应，所以优选的是不使用光源73。图21是示出SWR 宇宙光的强度分布的曲线图。例如，可以使用该S^WR宇宙光光谱的峰I作为光源。峰I的波长在大约1.4 μ m，其接近于胶原质的吸收带。据此，在图21中，去除光源73，并且可替选地使用S^WR宇宙光。可替选地，如果使用人造光源73，则光可以被限制到近红外区并且光的峰值可以为例如双倍的S^WR宇宙光的峰强度。通过使用S^WR宇宙光作为光源，可以可靠地实现眼睛安全。可以使用S^HR宇宙光或者可以如上所述地使用具有低强度水平的光源的原因在于，可以减小根据本发明的成像装置70的暗电流。即是说，原因在于通过用微弱的信号也能够形成清晰的图像。(实施例9生物成分检测装置(7)_角膜矫正手术中角膜的胶原质分布的检测_)已知的是利用ArF准分子激光器使角膜蒸发以进行精密的角膜矫正手术。这样的角膜矫正手术的优点在于，例如，矫正量的可控性好、手术是自动化的、稳定性佳、术后感染性副作用小且角膜强度下降小。在上述角膜矫正手术中，关于轻度近视和中度近视的临床试验结果是有效的。另一方面，当增大使用ArF准分子激光器对角膜的中央部分进行激光照射的次数时，生物液显著地浸出到角膜的表面上，并且角膜的蒸发将不再继续。据此，对于强近视不能实现想要的矫正量，导致手术的成功率下降的问题。在ArF准分子激光器照射在角膜上时，当为了去除在角膜蒸发期间从其表面产生的蘑菇状喷雾而喷射氮气时，会使表面干燥，导致蒸发表面的平滑性变差的问题。如上所述，手术过程中角膜表面的湿润状态是影响蒸发成败的重要因素，因而必须在手术期间监视角膜表面的潮湿或湿润状态。在通过ArF准分子激光器照射来蒸发角膜时，胶原质主要吸收激光并蒸发，占角膜的约80%的组织液从残存的角膜中浸出。因此，浸出之后该部位的组成改变，且ArF准分子激光的吸收改变。蒸发角膜中使用的ArF准分子激光转换为胶原质分子的振动和旋转，导致温度增加。因此，发射出具有与温度的四次方成比例的强度的红外光。已提出可以通过监视该红外光来检测角膜的潮湿或湿润状态(专利文献7)。在该方法中，只有红外光的单个波形对应于一个角膜C的整个部分，因而仅获得与整个角膜的平均潮湿或湿润状态相关的信息。然而，实际上，组织液的浸出以岛状形式分别出现在单个角膜中。因此，优选的是获得与角膜的各个位置处的潮湿或湿润状态有关的信肩、ο通过使用根据本发明的成像装置70或光接收元件二维阵列50，可以具体地获得与角膜的各个位置处的胶原质浓度有关的信息。可以检测手术期间组织液暂时出现浸出时整个角膜上的胶原质分布的变迁。显然，这样的检测为角膜的状态提供了宝贵的信息。在此情况下，脉冲激光的脉冲宽度在10纳秒(ns)的数量级，并且之后的数毫秒(ms)到1000ms 内检测胶原质分布很重要。在ArF准分子激光发射之后，在大约IOns内产生由于角膜蒸发而导致蘑菇状喷雾。需要在数毫秒到数十毫秒的数量级上跟踪并检测角膜表面上的胶原质分布，使得能够使该喷雾的影响最小化。图22和图23是示出根据本发明实施例9的被配置成检测手术期间角膜的胶原质分布的装置的视图。光源73被设置成不与ArF准分子激光器的输出部分(未示出)重叠。 在图22中，光学系统被配置成用以在成像装置70或光接收元件二维阵列50上形成角膜的图像。在含有大量胶原质的角膜的位置处，像素或光接收元件的输出电压为低(暗)，并且在含有少量胶原质的角膜的位置处，其输出电压为高(明)。紧接在ArF准分子激光器发射之后，将成像装置70或光接收元件二维阵列50的每个像素的输出电压的波形(时间过渡)被输入到在控制单元85中包括的处理器85b中并被存储。如图23所示，成像装置70 的像素或二维阵列的光接收元件10被分配在分成小部分的角膜C的位置处。根据本发明的成像装置70可以以一定密度形成像素，该密度大于足以从医学上知道角膜的各个位置的胶原质分布。另外，相邻像素之间的串扰小并且可以显著减小暗电流。此外，如上所述，通过形成由InGaAs构成的扩散浓度分布控制层，可以缩短响应时间。 据此，可以在像素的每个中以高跟随能力和高精度获得输出电压波形。收集所有这样的像素波形，并将胶原质分布浓度绘制在角膜的地图上。这样，可以紧接在ArF准分子激光发射之后确定整个角膜的浸出状态。(实施例10生物成分检测装置(8)_脸部的胶原质分布的检测_)脸部的胶原质分布的图像就美容而言很重要。当在唇端或者眼尾处形成皱纹时， 则认为胶原质浓度低(专利文献6)。高胶原质浓度和无皱纹的柔软皮肤可以具有高度相关性。本实施例的成像装置70的构造与实施例8或9的构造相同，因而图中未示出成像装置 70。可以通过使用根据本发明的成像装置70来获得脸部的胶原质分布的清晰图像。 此外，如上所述，获取脸部的胶原质分布的图像涉及眼睛安全的问题。根据本发明的成像装置70，即使利用微弱的信号也能够获得清晰图像，因而可以在不使用光源的情况下使用 SWR宇宙光。可替选地，甚至在采用光源的情况下，也可以使用具有低发光强度的光源。因此，容易克服眼睛安全的问题。示例
-关于半导体光接收元件阵列的结构的实施例-使用图M中所示的光接收元件阵列，通过示例来检验本发明的光接收元件阵列的元件之间的距离或像素节距可以减小到何种程度。光接收元件之间的距离或像素节距是 SiN选择性扩散掩模图案36的掩蔽部分的宽度，如图M所示。在选择性扩散Si之后，形成由AuSi制成的P侧电极11和由AuGeNi制成的η侧电极12。在图3的情况中，由于使用掺狗半绝缘性衬底作为^P衬底1，所以将η侧电极12设置在包含高浓度杂质的缓冲层 2上。在如图1所示的使用η型InP衬底的情况下，可以将η侧电极设置在衬底的背面上， 或者可以将η侧电极设置在衬底的顶表面侧上的、与衬底相邻的η型半导体层(例如，缓冲层2)上。在本实施例中，在图3所示的光接收元件阵列的ρ侧电极11和η侧电极12之间施加5V的反向偏置电压，来测量暗电流。制作了具有0.6 μ m和1. 6 μ m两种厚度的InP窗口层5以及在3至20 μ m范围中的七种元件之间的距离的光接收元件阵列，来测量暗电流。 扩散浓度分布控制层4的厚度为1 μ m。结果示出于图25中。参照图25，在InP窗口层5具有0. 6 μ m的小厚度的情况下， 即使在元件之间的距离或像素节距减小至5μπι时，暗电流也可以被抑制到IX ΙΟ,Α(安培)。在InP窗口层5具有1. 6 μ m的厚度的情况下，Si的扩散如上所述地在横向方向上扩大。因此，除非元件之间的距离超过7 μ m，否则暗电流不能被抑制到IX ΙΟ,Α。然而，在本实施例中，证实了通过将InP窗口层5的厚度减小到0. 6 μ m并且设置扩散浓度分布控制层可以将元件之间的距离减小到5 μ m。通过利用SIMS分析Si在深度方向上的浓度分布，来检验扩散浓度分布控制层4 的作用。图26示出Si在深度方向上的浓度分布。参照图沈，在^iGaAs扩散浓度分布控制层4和吸收层3之间的边界面处，Zn累积的峰值被抑制到5X IOlfVcm3或更小。据此，在形成在吸收层3的η型载流子浓度的背景和Si浓度的交叉位置(图中的圆圈标记)处的pn 结中，能够可靠地减小Si浓度，并且可以防止晶体质量等劣化。另外，通过设置扩散浓度分布控制层4，吸收层的多量子阱结构变得可以实现其原始的功能。上面已说明了本发明的实施例和示例。但上面公开的本发明的实施例和示例只是示例性的，并且本发明的范围不限于本发明的这些实施例。应该注意的是，本发明的范围由权利要求书的记载内容来限定，并且包括权利要求书的描述的等同物以及权利要求书范围内的所有修改。工业适用性根据本发明，通过对InP基PD性能的突出改进，与现有装置相比，可以容易地进行具有高精度的检验。因而，本发明对健康和美容领域可以做出重大贡献。附图标记IInP衬底，2缓冲层，3具有多量子阱结构的吸收层，4扩散浓度分布控制层，
窗口层，5a窗口层的表面，6p型区域，10光接收元件，Ilp侧电极，12η侧电极，12b焊料凸块，15pn结，35抗反射膜，36选择性扩散掩模图案，27布线电极，43Si0N膜，50光接收元件阵列，51InP衬底，61、62、63光接收端部，66选择开关，67气泵，68压力计，69空气管道，70 成像装置(检测装置)，71多路复用器(安装基板)，72过滤器，73光源，74扩散板，75致动器，76凹面镜，77壳体，77a生物体插入沟槽，81照射光纤，82信息承载光纤，8 光接收端部，8 压力调整致动器，83探针，84光纤，85控制单元，8 微型计算机(操作单元、CPU)，
285c显示单元(输出装置)，87、87a、87b聚光透镜，91衍射光栅(分光器)，95工作台，96气囊，100生物成分检测装置，C角膜，E眼睛
权利要求
1.一种生物成分检测装置，用于利用近红外区中的光来检测生物体的成分，所述生物成分检测装置包括光接收元件，所述光接收元件接收所述近红外区中的光， 其中，所述光接收元件包括吸收层，所述吸收层形成在InP衬底上且具有多量子阱结构，所述吸收层具有1.8μπι 以上且3μπι以下的带隙波长，扩散浓度分布控制层，所述扩散浓度分布控制层设置在所述吸收层的表面侧上，该表面侧位于所述InP衬底的相反侧，所述扩散浓度分布控制层具有比^P的带隙小的带隙，在所述光接收元件中，通过经由所述扩散浓度分布控制层来选择性地扩散杂质元素而形成Pn结以至到达所述吸收层，所述吸收层中的所述杂质元素的浓度为5Χ IOlfVcm3以下，并且通过利用所述光接收元件来接收从所述生物体透射或者反射的至少具有一个3 μ m以下的波长的光，来进行所述检测。
2.根据权利要求1所述的生物成分检测装置，其中，在扩散浓度分布控制层中，所述杂质元素的浓度从与所述吸收层相反的一侧的大约 IXlO1Vcm3以上的高浓度降低到所述吸收层侧的5X1016/cm3以下。
3.根据权利要求1或2所述的生物成分检测装置，其中， 所述吸收层具有II型量子阱结构。
4.根据权利要求3所述的生物成分检测装置，其中，所述吸收层具有由(InGaAs/ GaAsSb)构成的多量子阱结构或者由(&JnNAs(P，Sb)/GaAsSb)构成的多量子阱结构。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的生物成分检测装置，其中，所述InP衬底是从(100)沿[111]方向或[11-1]方向倾斜5°至20°的偏离角衬底。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的生物成分检测装置，其中， 所述杂质元素为锌(Si)，并且所述扩散浓度分布控制层由InGaAs构成。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的生物成分检测装置，进一步包括 InP窗口层，所述InP窗口层设置在所述扩散浓度分布控制层上。
8.根据权利要求7所述的生物成分检测装置，其中，在所述InP衬底、构成所述吸收层的量子阱结构的各个层、所述扩散浓度分布控制层和所述InP窗口层中的任意两者中，晶格匹配度为0. 002以下，其中所述晶格匹配度为 Aa/a|，a表示晶格常数且Δ a表示所述两者之间的晶格常数的差。
9.根据权利要求1至8中任一项所述的生物成分检测装置，其中， 一维或二维地布置多个所述光接收元件。
10.根据权利要求1至9中任一项所述的生物成分检测装置，其中，使用从超连续谱激光源(SC光源)或发光二极管(LED)发射出的光来照射所述生物体的检测部位，并且接收从该检测部位透射的或从该检测部位反射的光。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的生物成分检测装置，进一步包括成像装置，所述成像装置包括所述光接收元件的二维阵列，其中，使用所述成像装置来形成作为检查对象的所述生物体中包含的成分的分布图像。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的生物成分检测装置，其中，利用所述波长区中的光来照射所述生物体，并且接收从所述生物体反射的光或者从所述生物体透射的光，以检测在所述生物体中包含的选自葡萄糖、葡萄所含的糖、血色素、胆固醇、清蛋白、活性氧、脂肪和胶原质中的至少一种成分。
13.根据权利要求12所述的生物成分检测装置，进一步包括 光谱分光单元，所述分光单元被配置成对光进行光谱分光； 根据分光的波长设置的光接收元件阵列或多个所述光接收元件；以及控制单元，所述控制单元被配置成基于由所述光接收元件或所述光接收元件阵列执行的光接收的结果来进行操作，以计算所述生物体的成分的浓度，所述光谱分光单元被设置在所述检测部位的所述光的照射侧上或者从所述照射侧观察时的所述检测部位的后方的位置。
全文摘要
本发明提供了一种生物成分检测装置，利用该装置，通过利用其中在无需使用冷却机构的情况下减小了暗电流的InP基光电二极管，能够以高灵敏度检测生物成分，并且光接收灵敏度提升到1.8μm或更大的波长。生物成分检测装置的特征在于，所述检测是通过接收具有至少一个3μm或更小的波长的光来进行的，所述光包括在生物成分的吸收带中包括的波长，在所述生物成分检测装置中，光接收层(3)具有由III-V族半导体的多量子阱结构，pn结(15)是通过在光接收层中选择性扩散杂质元素而形成的，并且光吸收层中杂质的浓度为不大于5×1016/cm3。
文档编号G01J1/02GK102264295SQ20098015214
公开日2011年11月30日 申请日期2009年7月30日 优先权日2008年12月22日
发明者永井阳一, 猪口康博 申请人:住友电气工业株式会社