專利名稱：生物成分檢測裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種包括對近紅外區中的光具有靈敏度的半導體光接收元件的生物成分檢測裝置。
背景技術：
諸如人的血液和體脂肪等生物成分在近紅外區中有吸收帶，因而，近紅外光譜技術作為非侵入性分析法而引起了注意，并且對其進行了深入研究并加強了實際應用。特別是近年來，糖尿病、肥胖等成為了關注焦點，并且作為血糖的主要成分的葡萄糖、膽固醇、脂類等的吸收光譜帶位于近紅外區中。因而，已積極地開展利用生物體的皮膚等的研究。在通過近紅外光譜技術進行的分析中，輸出信號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，為了在不完全依賴于傳感器(光接收元件)性能的改進的情況下提取與輸出信號有關的必要信息，已采用光譜方法、化學計量學等作為重要方法。在近紅外區中，上述傳感器(光接收元件)大致分為電子管和作為固態元件的光電二極管(PD)。在這些傳感器之中，PD具有小尺寸并且能夠容易高度集成以形成一維陣列、二維陣列等，因而，對PD進行了廣泛的研究和開發(非專利文獻1)。本發明以針對生物成分的、包括PD的檢測裝置為目標。現在，采用下列PD或PD陣列。(1)這樣的PD或PD陣列的示例為直至紅外區為止都具有靈敏度并且在近紅外區中也具有靈敏度的PD或其陣列。這樣的PD的具體示例包括鍺(Ge)基PD、硫化鉛(I^S)基 PD、HgCdTe基PD、其一維陣列以及其二維陣列。(2)這樣的PD或PD陣列的另一示例為對近紅外區中1. 7 μ m或更小波長具有靈敏度的InP基PD、包括在InP基PD分類中的InGaAs基PD及其陣列。這里，InP基PD是指包含由III-V族化合物半導體構成且設置在InP襯底上的吸收層的PD，并且InGaAs基PD也包括在InP基PD中。在以上光電二極管之中，(1)中所述的光電二極管通常需要冷卻，以便減少噪音。 例如，大多數光電二極管是在液氮溫度(77K)處冷卻或利用珀耳帖(Peltier)裝置冷卻下操作的。據此，包含這樣的光電二極管的裝置具有大的尺寸，并且裝置成本增大。雖然這樣的裝置可以用于室溫下，但這些裝置存在2. 5 μ m或更小的波長范圍內暗電流大且檢測能力差的問題。另一方面，⑵中所述InP基PD具有下列缺點(I)在與hP晶格匹配的 InGaAs中，雖然暗電流低，但PD的靈敏度限于近紅外區中1. 7 μ m或更小的波長范圍。(II) 在擴展ShGaAs中，其中可以接收光的波長區擴展到2.6 μ m，暗電流大，且必須冷卻。據此，在hP基PD中，不能使用在生物成分的檢驗中重要的、具有2. 0 μ m或更大的波長的光， 或者為了使用這樣的光而必須冷卻PD。在使用近紅外光的生物成分檢測中，最通常進行的是以與糖尿病直接相關的血糖水平(諸如葡萄糖和葡萄所含的糖)為目標的檢測(專利文獻1至4)，并且其次最通常進行的體脂肪的檢測(專利文獻O。此外，從美容的觀點來看，已利用近紅外光來進行與皮膚的皺紋相關膠原質的測量(專利文獻6)。除此以外，對于在角膜的手術過程中膠原質的分布等，也已經提出紅外射線的測量(專利文獻7)。在上述生物成分檢測中，在用于近紅外光的分光裝置中使用InGaAs、PbS、Ge、 HgCdTe、包含多級臺階緩沖層的擴展性InGaAs等的單個元件或元件陣列。上述全部生物成分檢測裝置所公共的光接收波長范圍為1至1.8 μ m。然而，這些裝置中的一些將光接收波長范圍的上限確定為大約2. 0 μ m或2. 5 μ m。如上所述，對于化6仏8，必須將靈敏度擴大到近紅外區的長波長側。為了提高靈敏度，已提出了以下方法。(Kl)提高InGaAs吸收層的銦(In)的比例，并通過在該吸收層和InP襯底之間插入其中^比例被階段性改變的臺階緩沖層來吸收該吸收層和InP襯底之間的晶格失配 (專利文獻8)。(K2) InGaAs吸收層中并入氮(N)，以形成feJnNAs吸收層(專利文獻9)。通過并入大量N來滿足與InP襯底的晶格匹配。(K3)通過提供由GaAsSb和InGaAs組成的II型多量子阱結構來實現將光接收波長范圍擴大到長波長側(非專利文獻2、。滿足與InP襯底的晶格匹配。(K4)通過濕法蝕刻，在光接收元件(像素)之間形成元件分離溝槽來實現二維陣列的形成(專利文件10)。非專利文獻 1 :Masao Nakayama, "Technology trend of infrared detectors，，Sensor Technology, 1989 March issue (Vol. 9, No. 3), p. 61-64非專禾Ij 文獻 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
日本未審專利申請公布No. 2002-065645 日本未審專利申請公布No. 11-216131 日本未審專利申請公布(PCT申請的翻譯)No. 2005-519682 日本未審專利申請公布No. 11-128209 日本未審專利申請公布No. 2001-95806 日本未審專利申請公布No. 2005-83901 日本未審專利申請公布No. 10-118108 日本未審專利申請公布No. 2002-373999 日本未審專利申請公布No. 9-219563 專利文獻10 日本未審專利申請公布No. 2001-144278專利文獻1
專利文獻2
專利文獻3
專利文獻4
專利文獻5
專利文獻6
專利文獻7
專利文獻8
專利文獻9
專利文獻10
發明內容
本發明要解決的問題總而言之，在上述生物成分檢測裝置中，提出了其中利用波長最大為2. 5μπι的近紅外光的結構(專利文獻1至6)。因為能夠獲得大量信息，所以只要靈敏度好，波長的上限優選為大。但是，如上所述，為了接收超過1.7 μ m波長的范圍內的光，包含I^bS、HgCdTe等的光接收元件會存在暗電流大、檢測能力低并且需要提高檢測分辨率的問題。當為了提高檢測能力而在冷卻條件下使用這樣的光接收元件時，生物成分檢測裝置具有大尺寸，且功耗也增大。雖然與InP襯底晶格匹配的InGaAs光接收元件在檢測能力方面極佳，但對應于元件的靈敏度的波長為1. 7μπι或更小。據此，此光接收元件不適合用于檢測具有很多比這長的波長范圍中的吸收光譜的生物成分。具體地，如在生物體中，在其中由很多生物成分一起形成生物組織的情況下，為了提高分辨率，所期望的是，利用歸因于生物成分的兩個或以上吸收帶來綜合地檢測作為檢測目標的生物成分。然而，在這樣的利用兩個或以上吸收帶的生物成分檢測中，1. 7 μ m或更小的靈敏度波長范圍是非常不夠的。其間，如上述(Kl)至(K4)中所描述的，對于無需冷卻并且在近紅外區的長波長側處具有靈敏度的光接收元件和光接收元件陣列，存在一些候選物。但是，這些候選物均都有下列問題。(Kl)由于InP襯底和吸收層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電流會非常高。據此，不能獲得足夠高的動態范圍(S/N比)，且噪音高。因此， 暗點數目(圖像遺漏)增大。另外，為了實現晶格匹配，不能使用InP作為構成疊層體的頂層的窗口層，并且必須提供InAsP窗口層。因此，從近紅外區到較短波長側的靈敏度下降，其中重要的吸收帶位于一些生物成分中。(K2)當為了使帶隙波長擴大到較長波長側且同時實現與hP的晶格匹配而使N 數量為大約10個原子百分比時，難以獲得由良好的晶體構成的fe^nNAs。此外，獲得具有的厚度大約為2μπι的fe^nNAs以便充分提高靈敏度是非常困難并且是幾乎不可能的。簡單來說，不能獲得清晰的圖像。(K3)當通過普通方法將雜質引入到具有多量子阱結構的吸收層中時，多量子阱結構的晶體質量下降。因此，成品率下降，從而增大了制造成本，并且不易獲得良好的晶體質量。據此，雖然可以將光接收波長范圍擴大到約2. 5 μ m的較長波長，但也不能獲得清晰的圖像。(K4)為了通過利用濕法蝕刻使元件分離來形成陣列，必須要使蝕刻劑足夠深且均勻地進入溝槽中。但是，蝕刻劑不能足夠深且均勻地進入溝槽中，并且這樣的控制是困難的。因此，成品率下降。另一方面，當采用干法蝕刻時，會對光接收元件造成損傷。具體地，在根據波長接收衍射的光的裝置的情況下，例如，在生物成分檢測裝置的情況下，上述損傷不能被接受。如果利用其中暗電流受到抑制而無需使用冷卻機構的光電二極管能夠以高靈敏度容易地進行近紅外分光，能夠常規地獲得關于生物成分的有用信息，從而加速與健康護理、疾病治療等有關的眾多領域的發展。本發明的目的是要提供一種生物成分檢測裝置，其能夠通過利用InP基光電二極管而以高靈敏度檢測生物成分，其中，在不提供冷卻機構的情況下減小暗電流，并且靈敏度擴大到1.8μπι或更大的波長。用于解決問題的方法本發明的生物成分檢測裝置是用于利用近紅外區中的光來檢測生物體的成分的裝置。該裝置包括接收近紅外區中的光的光接收元件。所述光接收元件包含吸收層，其形成在InP襯底上并且具有多量子阱結構，并且所述吸收層具有1. 8 μ m或更大且3 μ m或更小的帶隙波長。該裝置進一步包括擴散濃度分布控制層，其設置在所述吸收層的與所述InP 襯底相反的表面側上，并且所述擴散濃度分布控制層具有比^P的帶隙小的帶隙。在所述光接收元件中，通過經過所述擴散濃度分布控制層選擇性地擴散雜質元素而形成pn結，以便到達所述吸收層，所述吸收層中的所述雜質元素的濃度為5X IOlfVcm3或更小，并且所述檢測通過利用所述光接收元件接收具有至少一個3 μ m或更小的波長的光來進行，所述光構成透過所述生物體的光或從所述生物體反射的光。根據上述構造，通過雜質元素的濃度降至5X IOlfVcm3或更小，可以形成具有對應于近紅外區的帶隙能量的多量子阱結構，而不破壞多量子阱結構，即是說，不損傷晶體質量。此外，用于形成光接收元件的pn結的雜質被選擇性地擴散，即是說，雜質是通過擴散而被引入到光接收元件的外圍部的內側中，使得外圍部中的擴散被二維地限定。因而，引入雜質，使得光接收元件相互分離。據此，可以容易地以高精度形成光接收元件中的每個，并且無需提供元件分離溝槽。這樣，能夠形成具有低暗電流的光接收元件。因此，可以在3μπι 或更小的波長中以高靈敏度接收光而無需冷卻。在0. 9至3 μ m的波長范圍中存在生物成分(分子)的若干吸收帶。因此，可以使用上述生物成分檢測裝置、同時利用這些多個吸收帶來進行檢測。這樣，能夠提高檢測精度。通過將擴散濃度分布控制層的帶隙控制到小于^P的帶隙，即使在擴散濃度分布控制層的吸收層側處的厚度范圍中雜質元素的濃度減小時，也能夠將電阻抑制到為低。因而，能夠防止響應時間的下降。具體來說，將擴散濃度分布控制層的帶隙控制到小于InP襯底的帶隙的原因如下(1)當用于近紅外區的吸收層由III-V族化合物半導體來形成時，在一些情況下， 使用具有比吸收層的帶隙能量大的帶隙能量的材料作為窗口層。在這樣的情況下，考慮到晶格匹配特性等，通常使用與半導體襯底相同的材料作為窗口層。假定擴散濃度分布控制層的帶隙能量小于窗口層的帶隙能量并且大于吸收層的帶隙能量。這是因為，如果擴散濃度分布控制層的帶隙能量小于吸收層的帶隙能量并且采用其中外延層的頂表面用作入射表面的結構，則擴散濃度分布控制層吸收應該由吸收層吸收的光，從而降低吸收層的靈敏度。(2)通過使用具有比通常用作窗口層的大帶隙能量材料的帶隙能量小的材料，即使當雜質濃度減小時，也可以抑制電阻的增大或者導電性的下降。結果，如上所述，能夠在施加電壓的狀態下抑制響應時間的下降。這里，“檢測”可以指，預先制備預定成分的校準曲線(預定成分的濃度和該波長處的光的強度或吸收度之間的關系)，并確定預定成分的濃度或含量。可替選地，“檢測”也可以指其中不使用這樣的校準曲線的方法。注意，應當如下廣義地解釋上述Pn結。在吸收層中，當與采用選擇性擴散引入雜質元素所經由的表面相反的表面側上的區域是其中雜質濃度對于雜質區來說足夠低而被認為是本征半導體的雜質區域(又稱為“i區”)時，在該 i區和通過選擇性擴散形成的雜質區之間所形成的結也被包括在Pn結中。即是說，上述pn 結可以是Pi結、ni結等。此外，pn結還包括其中pi結中的ρ濃度或ni結中的η濃度非常低的情況。在擴散濃度分布控制層中，雜質元素的濃度可以具有這樣的分布，其中，所述濃度從與所述吸收層的相反側上的大約lX1018/cm3或更大的高濃度下降至所述吸收層側上的5X IOlfVcm3或更小。在此情況下，能夠確保多量子阱結構的良好晶體質量，同時減小在頂表面側上設置的電極的界面電阻或者允許形成電極的歐姆接觸。由于擴散濃度分布控制層中的一部分中的低雜質濃度而導致的電阻增大或導電性下降的問題，可以如上所述地通過將擴散濃度分布控制層的帶隙能量控制到小于與^P的帶隙能量相對應的帶隙能量而被減少。所述吸收層具有II型量子阱結構。在此情況下，在吸收電磁波時，能夠進行電子從高價帶層到低導帶層的躍遷。因而，能夠容易地獲得對較長波長范圍中的光的靈敏度。所述吸收層可以具有由(InGaAs/GaAsSb)構成的多量子阱結構或者由 (GaInNAs (P, Sb)/GaAsSb)構成的多量子阱結構。在此，(GaInNAs (P, Sb)/GaAsSb)意指 (GalnNAsP/GaAsSb)、(GalnNAsSb/GaAsS)、(GalnNAsPSb/GaAsS)或(GahNAs/GaAsS)。在此情況下，通過利用積累至此為止的材料和技術，能夠容易地獲得具有良好的晶體質量和低暗電流的光接收元件。所述InP襯底可以為從(100)在[111]方向或[11_1]方向上傾斜5°至20°的偏離角襯底。在此情況下，可以獲得包括具有其中缺陷密度低且具有好晶體質量的多量子阱結構的吸收層的疊層體。因此，可以獲得其中暗電流被抑制且暗點數目小的光接收元件陣列或檢測裝置。所述雜質元素為鋅(Zn)，并且所述擴散濃度分布控制層由InGaAs構成。在此情況下，擴散濃度分布控制層可以由其電阻對雜質濃度的依賴性小的材料形成，所述材料具有即便在低雜質濃度下也不會顯著增大的電阻。抑制電阻增大防止響應時間的下降。另外， 用作雜質的鋅也廣泛用于目前為止的選擇性擴散中，并且能夠以高精度形成擴散區。據此， 可以防止擴散濃度分布控制層的下側上的電阻增大，而在擴散濃度分布控制層中，上側、即擴散引入側處高的雜質濃度朝下側、即吸收層側方向減少。因此，可以防止在具有量子阱結構的吸收層中形成高雜質濃度的區域。結果，能夠獲得具有帶有好晶體質量的量子阱結構的光接收元件，而降低響應性。注意，InGaAs的帶隙能量為0. 75eV。可以在擴散濃度分布控制層上設置InP窗口層。由InP構成的窗口層的形成并不降低設置在內側的半導體堆疊結構的晶體質量。據此，當采用其中外延層設置在入射表面側上的結構時，InP窗口層還可以有效地發生作用，以抑制暗電流，同時防止例如與吸收層相比更靠近入射側的位置處的近紅外光的吸收。此外，與用于在其他晶體表面上形成鈍化膜的技術、例如在InGaAs的表面上形成鈍化膜的技術相比，積累了且在技術上建立用于在 InP的晶體表面上形成鈍化膜的技術。據此，能夠容易地抑制表面上的電流泄漏。在所述InP襯底、構成所述吸收層的量子阱結構的各個層、所述擴散濃度分布控制層和所述化？窗口層中的任意兩者中，晶格匹配度(| δ a/a I 其中，a表示晶格常數且 Aa表示所述兩者之間的晶格常數差)可以為0. 002或更小。利用該結構，可以通過使用通常可獲得的InP襯底來獲得具有良好的晶體質量的吸收層。據此，在波長為1.8μπι或更大的近紅外光的光接收元件或光接收元件陣列中，能夠顯著地抑制暗電流。所述光接收元件可以具有其中一維或二維地排列多個光接收元件的結構。在所述光接收元件陣列中，多個光接收元件包括公共的半導體堆疊結構，雜質元素通過選擇性擴散而引入在光接收元件中的每個的吸收層中，并且光接收元件被一維或二維地布置。根據此結構，由于光接收元件被形成在單獨的雜質擴散區中，所以不需要提供元件分離溝槽。因此，可以容易地以高精度形成的并且其中能夠減小暗電流的光接收元件。可以利用從超連續譜光源(SC光源)或發光二極管(LED)發出的光來照射要被檢查的所述生物體部位，并且可以接收透過或反射自所述生物體部位的光。通常，使用鹵素燈作為光源。然而，因為鹵素燈產生熱，所以用戶可以通過照射而感覺熱或不舒適。而與之不同，SC光源或LED不產生熱，因而這樣的光源適合用于與生物體有關的測量的光源。在SC 光源或LED的情況以及普通鹵素燈的情況下，本發明的生物成分檢測裝置一般包括控制單元，其被配置為基于由所述光接收元件或所述光接收元件陣列進行的光接收的結果來進行操作，以計算所述生物體中所含成分的濃度。所述生物成分檢測裝置可以進一步包括成像裝置，所述成像裝置包含所述光接收元件的二維陣列，其中，可以使用所述成像裝置形成作為檢驗目標的所述生物體中含有的成分的分布圖像。在此情況下，可以獲得目標對象中含有的預定成分的分布圖像，并且所述分布圖像在感覺上容易理解。可以使用所述波長區中的光來照射所述生物體，并且接收從所述生物體反射的光或者透過所述生物體的光，以檢測在所述生物體中包含的選自葡萄糖、葡萄所含的糖、血色素、膽固醇、清蛋白、活性氧、脂肪和膠原質中的至少一種成分。利用該結構，可以容易地知道人的血液中的糖和膽固醇的濃度。結果，占人口的百分之幾十的糖尿病患者和前驅糖尿病患者，能夠以高精度被常規地診斷，因而能夠停止對疾病的醫療或者疾病的變化。此外， 由于可以容易地獲得血管或血液的組成濃度，所以該生物成分檢測裝置對于防止諸如腦梗塞和心肌梗塞等成人疾病也是有用的。使用者也可以獲得與會導致上述疾病的癥狀、例如代謝綜合癥的癥狀有關的客觀數據，并且容易地采取措施。此外，與眼尾處皺紋產生相關的膠原質的缺乏，也可以通過使用近紅外成像裝置、 以獲得的分布圖像的形式來容易地檢查。該裝置可以用于檢測與美化肌膚有關的諸如膠原質的各種成分。所述生物成分檢測裝置可以進一步包括光譜分光單元，其被配置成用以對光進行光譜分光；多個光接收元件或光接收元件陣列，其根據光譜分光的波長來設置；以及控制單元，其被配置成用以基于由光接收元件或光接收元件陣列執行的光接收的結果來操作，以計算生物體的成分的濃度，所述光譜分光單元設置在所述檢測部分的所述光的照射側上或者從所述照射側觀看時位于所述檢測部分后面。利用該結構，能夠以高精度快速地執行多波長同時光的接收。所述光譜分光單元優選由衍射光柵等來形成。所述控制單元可以包括存儲單元、來自外部的輸入單元等，并且可以預先輸入并存儲目標波長的校準曲線寸。發明的效果根據本發明的生物成分檢測裝置，通過利用其中在無需提供冷卻機構的情況下減小暗電流的InP基光接收元件，能夠以高靈敏度檢測生物成分，并且靈敏度擴大到1.8μπι 或更大的波長。
圖1是示出根據本發明實施例1的光接收元件的橫截面圖。圖2是示出圖1中所示的光接收元件中的Si濃度分布的圖示。
圖3是示出根據本發明實施例1的光接收元件陣列的橫截面圖。圖4是不同于本發明的參考例1的光接收元件的橫截面圖。圖5是示出圖4中所示的光接收元件中的Si濃度分布的圖示。圖6是不同于本發明的參考例2的光接收元件的橫截面圖。圖7是示出圖6中所示的光接收元件中的Si濃度分布的圖示。圖8是示出根據本發明實施例2的成像裝置的概要的視圖。圖9是示出圖8中所示的成像裝置的光接收元件陣列的視圖。圖10是示出圖9中所示的光接收元件陣列中的一個光接收元件的視圖。圖11是外延側向上安裝的光接收元件的橫截面圖。圖12是外延側向下安裝的光接收元件的橫截面圖。圖13是示出根據本發明實施例3的生物成分檢測裝置(1)的視圖。圖14是圖13中所示的生物成分檢測裝置的探針的放大圖。圖15是示出根據本發明實施例4的生物成分檢測裝置O)的視圖。圖16是示出根據本發明實施例5的生物成分檢測裝置(3)的視圖。圖17是示出根據本發明實施例6的生物成分檢測裝置的視圖。圖18是圖17中所示的生物成分檢測裝置的探針的放大圖。圖19是示出根據本發明實施例7的生物成分檢測裝置(5)的視圖。圖20是示出根據本發明實施例8的生物成分檢測裝置(6)的視圖。圖21是示出S^WR宇宙光光譜和根據本發明實施例的光接收元件的靈敏度分布的曲線圖。圖22是示出根據本發明實施例9的生物成分檢測裝置(7)的視圖。圖23是示出角膜上檢測到膠原質的位置的視圖。圖M是示例中所使用的光接收元件陣列的部分橫截面圖。圖25是示出示例中所測量的暗電流與元件間距離之間的關系的曲線圖。圖沈是示出示例中的Si在深度方向上的濃度分布的曲線圖。
具體實施例方式(實施例1-半導體光接收元件陣列的結構_)圖1是示出根據本發明實施例的光接收元件10的橫截面圖。參照圖1，光接收元件10包括設置在InP襯底1上且具有下列結構的III-V族半導體堆疊結構(外延晶片)。(InP襯底1/InP緩沖層2/具有由InGaAs或feJnNAs和GaAsSb組成的多量子阱結構的吸收層3/lnGaAs擴散層濃度控制層4/lnP窗口層5)通過從由SiN膜構成的選擇性擴散掩模圖案36的開口、選擇性擴散作為ρ型雜質的Si而形成從InP窗口層5延伸至具有多量子阱結構的吸收層3中的ρ型區6。通過利用由SiN膜構成的選擇性擴散掩模圖案36進行擴散，可以通過擴散而將ρ型雜質引入到光接收元件10的外圍部的內側，使得外圍部中的擴散被二維地確定。在ρ型區6和InP襯底1的背面上分別設置有由AuSi制成的ρ側電極11和由 AuGeNi制成的η側電極12，以便形成歐姆接觸。在此情況下，使InP襯底1摻雜有η型雜質，以便具有預定水平的導電性。在InP襯底1的背面上還設置有由SiON制成的抗反射膜35，使得當光從InP襯底的背面側入射時可以使用光接收元件10。在具有多量子阱結構的吸收層3中與ρ型區6的邊界前方相對應的位置處形成有 pn結。通過在ρ側電極11和η側電極12之間施加反向偏置電壓，在其中η型雜質濃度低的側(η型雜質本底)產生較寬的耗盡層。具有多量子阱結構的吸收層3中的本底具有大約5Χ IOlfVcm3或更小的η型雜質濃度(載流子濃度)。pn結的位置15由具有多量子阱結構的吸收層3的本底(η型載流子濃度)和作為ρ型雜質的Si的濃度分布曲線之間的交點來確定。即是說，pn結15位于圖2中所示的位置處。在擴散濃度分布控制層4中，從^P窗口層5的表面5a選擇性擴散的ρ型雜質的濃度從InP窗口層側的高濃度區向吸收層側急劇地減少。據此，在吸收層3中，可以容易地實現5 X IO1Vcm3或更小的Si濃度，作為雜質濃度。圖2中，在吸收層3中實現大約1 X IO16/ cm3或更小的較低的Si濃度。由于本發明所針對的光接收元件10的目的是要在從近紅外區到其長波長側的范圍中具有靈敏度，所以窗口層優選地由具有的帶隙能量大于吸收層3的帶隙能量的材料構成。為此，通常使用具有的帶隙能量大于吸收層的帶隙能量且具有好晶格匹配特性的材料的^P作為窗口層。可替選地，也可以使用具有的帶隙能量與^P的帶隙能量基本上相同的 InAlAs。(本實施例的光接收元件陣列的要點)本實施例的特征在于包括下列因素。1.當通過選擇性擴散而將高濃度雜質引入到多量子阱結構中時，多量子阱結構被破壞。因此，必須將通過選擇性擴散而引入的雜質量抑制為低。一般來說，必須將通過擴散而引入的P型雜質的濃度控制到5X IOlfVcm3或更小。2.為了在實際制造中以良好的再現性穩定地實現上述低的ρ型雜質濃度，在吸收層3上設置由^GaAs構成的擴散濃度分布控制層4。如果在擴散濃度分布控制層4中，吸收層側處的厚度范圍具有上述低雜質濃度，則低雜質濃度范圍內的導電性降低或者低雜質濃度范圍內的電阻增大。當擴散濃度分布控制層4中低雜質濃度范圍的導電性降低，則響應性下降，并且例如可以獲得良好的運動圖像。然而，在擴散濃度分布控制層是由具有的帶隙能量小于與^P的帶隙能量相對應的帶隙能量的材料、具體為具有的帶隙能量小于1. 34eV 的III-V族半導體材料構成的情況下，即便雜質濃度為低，導電性也不會非常顯著地下降。 滿足擴散濃度分布控制層的上述要求的III-V族半導體材料的示例為InGaAs。將更加詳細地說明要將吸收層的雜質濃度控制到5X IOlfVcm3或以下的原因。如果吸收層3中Si濃度由于例如ρ型雜質(Zn)的選擇性擴散的深度增加而超過1 X IO1Vcm3, 則在得到的具有大于IXlO1Vcm3的Si濃度的高濃度部分中，組成量子阱層的InGaAs和 GaAsSb原子被彼此無序，從而破壞了超晶格結構。被破壞的部分的晶體質量降低，從而使元件的特性變差，例如，使暗電流增大。此處，通常通過二次離子質譜法(SIMS)來測量Si濃度。然而，難以分析IO17CnT3或IO17CnT3數量級的濃度，并且產生相對大的測量誤差。以上詳細說明所關心的是關于具有雙倍或一半精度的Si濃度的值的討論，并且這是由測量精度的粗糙而導致的。據此，例如，由于低的測量精度而難以討論例如5X1016/cm3和6X1016/ cm3之間的不同，并且這樣的討論也沒有那么重要。通過使用具有窄帶隙能量的材料作為擴散濃度分布控制層，即使在低雜質濃度下也能夠抑制電阻的增大。相信的是，對反向偏置電壓的施加等的響應時間通過由電容和電阻確定的CR時間常數來確定。據此，可以通過如上所述抑制電阻R的增大來縮短響應時間。3.在本實施例中，多量子阱結構具有II型結構。在I型量子阱結構中，在具有其中將具有小帶隙能量的半導體層夾在具有大帶隙能量的半導體層之間以便在近紅外區中具有靈敏度的結構的光接收元件的情況下，靈敏度的波長上限(截止波長)由具有小帶隙能量的半導體層的帶隙來確定。即是說，由光所引起的電子或空穴的躍遷在具有小帶隙能量的半導體層中進行(直接躍遷)。在此情況下，使截止波長擴大到較長波長范圍的材料在III-V族化合物半導體中非常受限。相反，在II型量子阱結構中，當具有相同費米能量的兩個不同類型的半導體層交替堆疊時，第一半導體的導帶和第二半導體的價帶之間的能量差確定靈敏度的波長上限(截止波長)。即是說，由光所引起的電子或空穴的躍遷在第二半導體的價帶和第一半導體的導帶之間進行(間接躍遷)。因此，與在單個半導體中進行直接躍遷的情況相比，通過將第二半導體的價帶的能量控制到高于第一半導體的價帶的能量、并將第一半導體的導帶的能量控制到低于第二半導體的價帶的能量，能夠容易將靈敏度擴大到長波長側。4.如上所述，使用選擇性擴散掩模圖案進行選擇性擴散，通過擴散而將ρ型雜質引入到光接收元件的外圍部的內側中，使得外圍部中的擴散被二維地確定。據此，上述pn 結不暴露在光接收元件的端面上。結果，光電流的泄漏被抑制。圖3是示出光接收元件陣列50的橫截面圖，其中，在包含公共InP襯底的外延晶片上布置多個上述光接收元件10。此光接收元件陣列50的特征在于在沒有元件分離溝槽的情況下布置了多個光接收元件10。如上面第4項所述，ρ型區6被限定在光接收元件中的每一個的內側，并且與相鄰的光接收元件可靠地分離。吸收層3被形成為具有多量子阱結構，擴散濃度分布控制層4設置在吸收層3上，并且吸收層3中的ρ型雜質濃度被控制到 5X IOlfVcm3或更小。這些要點等與圖1中所示的光接收元件10的要點相同。接下來，將描述用于制作圖1中所示的光接收元件10的方法。在η型InP襯底 1上沉積具有的厚度為2 μ m的InP緩沖層2或InGaAs緩沖層2。隨后，形成由(InGaAs/ GaAsSb)或(feJnNAs/GaAsSb)構成的具有多量子阱結構的吸收層3。將InGaAs的組成確定為Ina53GEta47As并將GaAsSb的組成確定為Geici. 52Asa48Sb，使得這些材料與LP晶格匹配。 這樣，晶格匹配度(I Δ a/a I 其中，a表示晶格常數且Δ a表示兩者之間的晶格常數差)為 0. 002或更小。形成單位量子阱結構的InGaAs層(或fe^nNAs層)的厚度為5nm，且對的數目(單位量子阱的重復數目)為300。隨后，在吸收層3上外延生長具有的厚度為Ιμπι 的InGaAs層，作為擴散濃度分布控制層4，其在通過擴散弓|入Si中起作用。最后，然后外延生長具有的厚度為1 μ m的InP窗口層5。吸收層3和擴散濃度分布控制層4這兩者優選地通過分子束外延(MBE)法來外延生長。InP窗口層5可以通過MBE法外延生長。可替選地，在擴散濃度分布控制層4生長之后可以將InP襯底1從MBE設備中取出，并且可以通過金屬有機氣相外延(MOVPE)法來外延生長InP窗口層5。InP緩沖層2或InGaAs緩沖層2可以是非摻雜的或者可以摻雜有諸如濃度為大約IX IO1Vcm3的硅(Si)的η型摻雜劑。具有由feJnNAs/GaAs釙構成的多量子阱結構的吸收層3、由InGaAs構成的擴散濃度分布控制層4以及hP窗口層5優選為非摻雜的。但是，這些層可以摻雜有極微量(例如，大約2X1015/cm3)的諸如Si的η型摻雜劑。此外，可以在InP襯底1和緩沖層2之間插入摻雜有大約IElScnT3的η型摻雜劑的、用于形成η側電極的高濃度η側電極形成層。InP襯底1可以為摻狗的半絕緣性InP襯底。在此情況下，在半絕緣性InP襯底1和緩沖層2之間插入摻雜有大約1 X IO1Vcm3的η型摻雜劑的η 側電極形成層。使用包含上述InP襯底1的堆疊結構(外延晶片)來制作光學器件。從形成在 InP窗口層5的表面fe上的SiN掩模圖案36的開口進行Si的選擇性擴散。這樣，ρ型區 6被形成為在具有InGaAs/GaAsSb (或feJnNAs/GaAsSb)多量子阱結構的吸收層3中延伸。 P型區6的前端部分形成pn結15。在此情況下，具有大約1 X IO1Vcm3或更大的Si濃度的高濃度區域被限定在InGaAs擴散層濃度控制層4中。即是說，上述高濃度雜質分布在深度方向上從InP窗口層5的表面fe持續到InGaAs擴散層濃度控制層4的內側，并在擴散濃度分布控制層4中的較深位置處下降到5X IOlfVcm3或更小。pn結15附近的Si濃度分布顯示出緩變結。對于光接收元件10的一維或二維布置，S卩，圖3中所示的光接收元件陣列，通過進行ai的選擇性擴散(即，被二維地確定從而使擴散部分設置在每個光接收元件的外圍部內側的擴散)而不進行用于元件分離的臺面蝕刻來使相鄰的光接收元件彼此分離。具體而言，Zn選擇性擴散區6構成一個光接收元件10的主要部分并形成一個像素，并且Si沒有擴散的區域使每個像素彼此分離。因此，光接收元件陣列沒有遭受例如由于臺面蝕刻而導致的晶體損傷，并且因而能夠抑制暗電流。專利文獻10表明了這樣的擔心，S卩，在通過雜質的選擇性擴散而形成pn結的情況下，元件之間的距離由于雜質不僅在深度方向上而且還在橫向方向(與深度方向正交的方向)上擴散而不能減小到特定尺寸或更小。但是，根據ai的選擇性擴散的實驗結果，已證實，在其中頂表面上設置有InP窗口層5并在hP窗口層5下方設置InGaAs擴散層濃度控制層4的結構中，橫向方向上的擴散面積基本上相同于或小于深度方向上的擴散面積。即是說，在Si的選擇性擴散中，雖然Si會在橫向方向上擴散而使得擴散區的直徑大于掩模圖案的開口的直徑，但擴散度小且該區域只稍微從掩模圖案的開口擴展，如例如圖1和圖3中示意性所示。圖4是不同于本發明的參考例1的光接收元件110的橫截面圖。參考例1的光接收元件110具有下列堆疊結構。(InP襯底101/InP或InGaAs緩沖層102/具有(feJnNAs/GaAsSb)多量子阱結構的吸收層103/InP窗口層105)通過使用選擇性擴散掩模圖案進行選擇性擴散形成P型區106，以便使其從InP窗口層105的表面10 延伸到吸收層103中。在ρ型區106的前端上形成pn結115。該堆疊結構與本發明實施例的堆疊結構的不同之處在于未提供擴散濃度分布控制層。即是說， 具有多量子阱結構的吸收層103直接設置在hP窗口層105下方。當未提供擴散濃度分布控制層時，如圖5中所示，例如，對于Si濃度分布，高濃度雜質區延伸到具有多量子阱結構的吸收層103。具體而言，在多量子阱結構中，形成 lX1018/cm3的高濃度雜質區，其超過了 5X1016/cm3。當將高濃度雜質引入到多量子阱結構中時，結構被破壞，并且暗電流顯著增大。為了防止在多量子阱結構中形成這樣的高濃度雜質區，形成擴散濃度分布控制層，然后進行選擇性擴散。
然而，存在實現下列有關Si的選擇性擴散的想法的可能性。(1)將通過擴散的引入所需的時間限制為短的，以使得高濃度區不會到達多量子阱結構103。(2)增大InP窗口層105的厚度，以使得InP窗口層105具有擴散濃度分布控制層的功能。圖6是示出用于檢驗上述(1)和(2)的情況的參考例2的光接收元件110的橫截面圖。參考例2的光接收元件110具有與參考例1的光接收元件基本上相同的堆疊結構， 但是InP窗口層105的厚度大于參考例1的厚度。參考例2的光接收元件110對應于以上 ⑵的情況，但也可以用于檢驗以上⑴的情況。在圖6所示的堆疊結構中，進行選擇性擴散，使得在多量子阱結構103中不形成Si的高濃度區。因此，獲得圖7中所示的Si濃度分布。在圖7所示的Si濃度分布的情況下，在InP窗口層105中，Si濃度從高濃度急劇下降到低濃度，并且吸收層側的InP窗口層105中形成濃度為大約1 X IO1Vcm3的低濃度雜質區。當在hP窗口層105中形成濃度大約為IXlOnVcm3的低濃度雜質區時，如上面反復說明地，該區域中的電阻增大，從而使響應時間下降。據此，不能向具有大到足以形成窗口層的帶隙能量的材料提供擴散濃度分布控制層的功能，具體而言，InP窗口層105是由這樣的材料構成的典型示例。這對于以上(1)和O)的情況都適用。據此，優選使用具有對應于^P的帶隙能量或更小的帶隙能量的材料，具體地，滿足小于1. 34eV的帶隙能量的材料作為擴散濃度分布控制層。即是說，即使在低濃度雜質區中，也必須使用其中導電性的下降相對小且電阻的增大相對小的材料，例如，InGaAs0(實施例2-生物成分檢測裝置中的成像裝置(用于形成成分的分布圖像)的結構_)圖8是示出根據本發明實施例2的生物成分檢測裝置中所包含的成像裝置(光接收元件陣列)的概要的視圖。省略了諸如透鏡的光學構件。圖9是示出成像裝置或檢測裝置(圖像傳感器)70的光接收元件陣列50的視圖。圖10是示出圖9中所示的光接收元件陣列50中的單個光接收元件的視圖。圖8中，在此成像裝置70中，設置在公共InP襯底51 上的光接收元件10被外延側向下安裝，使得光接收元件10的外延層側面對具有安裝基板的功能的多路復用器71。電連接至光接收元件10中的每個的外延層的ρ型區6的ρ側電極11和設置在公共η型InP襯底51 (1)上的η側電極12連接至多路復用器71，并發送電信號至多路復用器71。多路復用器71接收來自光接收元件中的每個的電信號，并進行用于形成對象的整體圖像的處理。η側電極12和ρ側電極11分別經由焊料凸塊12b和lib 而電連接至多路復用器71。入射光通過設置在InP襯底51的背面上的抗反射(AR)膜35 進入并在pn結15中被接收，pn結15為ρ型區6和吸收層3之間的邊界面。ρ型區6從由 SiN構成并且也用作保護膜的Si擴散掩模沈的開口被引入。ai擴散掩模圖案36與用作保護膜并且設置在掩模圖案36上的SiON膜圖案43 —起被留下。現在，將分別參照圖9和圖10來詳細描述光接收元件陣列的結構和光接收元件中的每個。圖9中，光接收元件陣列50的光接收元件10設置在公共InP襯底51(1)上。如上所述，光接收元件的每個中通過接收短波紅外(SWIR)帶的光而產生的電流信號被發送至也用作安裝基板的多路復用器71，并經受用于形成圖像的處理。像素的數目通過改變光接收元件中的每個的尺寸和節距以及陣列的大小來改變。圖9中所示的光接收元件陣列50具有90000個像素。圖10中所示的光接收元件10包括形成在InP襯底1上的多個外延膜。在形成P型區6中所使用的、用于引入ρ型雜質的擴散掩模36留在光接收元件10中。 P部電極11連接至P型區6，并經由焊料凸塊等連接至例如諸如多路復用器71的安裝基板的布線。圖11是示出外延側向上安裝的光接收元件的橫截面圖，其不同于圖8中所示的外延側向下安裝的光接收元件。本發明中，成像裝置中的光接收元件可以是外延側向下安裝的或外延側向上安裝的。在此光接收元件10中，在η型InP襯底1上，從底部依次地設置η 型InP緩沖層2、吸收層3、擴散濃度分布控制層4、InP窗口層5、擴散掩模36和AR膜35。 P型區6被形成為從InP窗口層5通過擴散濃度分布控制層4而延伸至吸收層3中的ρη結 15。另外，η側電極12設置在η型InP襯底的背面上。ρ側電極11設置在ρ型區6的InP 窗口層5的表面上，并電連接至布線電極27。在此實施例中，吸收層3接收波長在1. 0至 3.0μπι范圍中的光。具體而言，吸收層3由上述II型多量子阱結構來形成。圖11中所示的光接收元件被如上所述外延側向上安裝。光從外延層側，即，InP 窗口層5側入射。本實施例的光接收元件如上所述地可以被外延側向上安裝或外延側向下安裝。如圖12所示，光接收元件10可以被外延側向下安裝，并且光可以從InP襯底1的背面側入射。在圖12所示的外延側向下安裝的光接收元件10的情況下，AR膜35設置在InP 襯底1的背面上。擴散濃度分布控制層4、InP窗口層5、ρ側電極11以及也用作保護膜的 SiN擴散掩模36被提供，如與外延側向上安裝的情況中一樣。在圖12所示的外延側向下安裝中，構成InP襯底和其他部件的InP對于S^WR帶中的光是透明的。據此，S^WRS中的光在不被吸收的情況下到達吸收層3的ρη結15。同樣，在圖12所示的結構中，吸收層由上述 II型多量子阱結構來形成。這對于下述本發明的實施例也都適用，另外聲明除外。如圖11所示，ρ側電極11和η側電極12可以設置在互相面對的位置處，并且InP 襯底1位于兩者之間。可替選地，如圖12所示，ρ側電極11和η側電極12可以設置在InP 襯底1的同一側的位置處。在圖12所示的結構中，圖9所示的光接收元件陣列50中光接收元件10中的每個通過倒裝芯片安裝而電連接至集成電路。在具有圖11和圖12所示結構的光接收元件中，入射在ρη結15上的光被吸收以產生電流信號。如上所述，電流信號中的每個通過集成電路被轉換成一個像素的圖像。InP襯底1優選地為從(100)在[111]方向或[11_1]方向上傾斜5至20度的偏離角襯底。更優選地，襯底從(100)在[111]方向或[11-1]方向上傾斜10至15度。通過使用這樣的具有大偏離角的襯底，可以獲得全部都具有低缺陷密度和良好的晶體質量的η 型InP緩沖層2、具有II型量子阱結構的吸收層3、InGaAs擴散層濃度控制層4和InP窗口層5。結果，能夠獲得其中暗電流獲得抑制并且暗點數目小的光接收元件陣列或檢測裝置。據此，可以獲得能夠明顯提高用于接收S^WR帶中的微弱的宇宙光來獲取圖像的裝置的性能的吸收層。即是說，使用上述偏離角襯底形成的光接收元件的操作對于提高用于接收宇宙光來獲取圖像的成像裝置的質量尤其有用。上面提及的InP襯底的大偏離角至今為止尚未提出，由于使用這樣的InP襯底而獲得的上述優點已首次由本發明的發明人證實。InP襯底的大偏離角對于在InP襯底上生長好晶體質量的外延膜而言是重要因素。例如，在具有上述量子阱結構的吸收層3的情況下，被認為能夠發射和接收非常長的波長范圍中的光的吸收層3包含例如fe^nNAs的含氮(N)化合物半導體，實際上，除非使用具有這樣的大偏離角的InP襯底，否則吸收層3不可能被形成為能夠耐受實際使用的令人滿意的外延層。即是說，除非使用這樣的具有上述大偏離角的InP襯底，否則例如fe^nNAs的含氮化合物半導體不能被形成為其中暗電流被抑制且暗點數目減少的吸收層。因此，不可能利用S^WRS中的微弱的宇宙光來獲得清晰的圖像。不僅是上面引以為例的GahNAs，而且^JnNAsP和^JnNAsSb的共同點在于hP襯底的大偏離角的上述范圍是必需的，以便獲得良好的晶體質量。圖11和圖12中所示的光接收元件10中的每個包括設置成覆蓋吸收層3的InGaAs 擴散層濃度控制層4和MP窗口層5。由于吸收層3的晶格常數與InP襯底1的晶格常數相同，所以可以在吸收層3上形成能夠可靠地減小暗電流的^iGaAs擴散層濃度控制層4和 MP窗口層5。因此，能夠抑制暗電流，以提高元件的可靠性。(實施例3:生物成分檢測裝置(1)-血糖水平使用反射光測量_)圖13是示出根據本發明實施例3的生物成分檢測裝置100的視圖。圖14是示出圖13中所示的生物成分檢測裝置100中的探針的視圖。對于糖尿病患者而言，知道自身的血糖水平很重要。當血糖水平上升時，可以通過應用胰島素來降低血糖水平。因此，患者常規地測量其血糖水平。而如果能夠以高精度非侵入性地測量血糖水平而無需采集血液，則這對于患者而言是優選的。血糖水平的非侵入性測量方法是基于皮膚組織中的葡萄糖濃度與血液中的葡萄糖濃度具有高的正相關性關系，并且將皮膚組織中的葡萄糖濃度作為血糖水平。皮膚組織中的葡萄糖濃度非常低，即，在數十到數百mg/dl范圍中。據此，需要使用近紅外光來照射皮膚并且以高精度檢測到透過皮膚組織或從皮膚組織擴散反射的光。為了以高精度測量非常小量葡萄糖的濃度，有效的是使用葡萄糖在近紅外區中的吸收帶中的兩個或更多吸收帶。葡萄糖在1至3μπι的波長范圍中具有大量吸收帶。但是， 只要使用現有的InGaAs陣列，就只能以高精度測量具有的波長為1. 7 μ m或更小的近紅外光，而不能以高精度測量較長波長范圍中的吸收帶中的光。如圖13所示，通過使用圖8中所示的檢測裝置70，達到3. 0 μ m波長的光都可以被擴大地接收。此外，通過使衍射光柵91 的位置與光接收元件陣列50的位置對準，可以通過進行一回(一次)照射和光接收來測量葡萄糖的吸收光譜。據此，通過使用1.8 μ m或更大的波長的吸收帶而能夠容易地測量葡萄糖濃度。這樣，能夠以高精度容易地測量皮膚中的非常小量的葡萄糖。對于提高葡萄糖濃度的測量精度，存在下列因素。光譜測量的穩定性可以通過盡可能地抑制吸收度或基線的變動來改善。給出待測譜發生變動的因素、裝置的因素的示例包括諸如光源和光接收元件單元的部件之間的位置關系的變動、以及環境溫度隨時間的變動。為了補償這些變動，通常，與生物信號分開地測量從諸如陶瓷板的基準板反射的基準信號，并將該基準信號用作標準光。因此，為了穩定地進行光譜測量，重要的是能夠穩定地測量基準信號。當以圖13為示例時，測量檢測部位時近紅外光采取下列路徑光源73 —擴散板74 —照射光纖81 —感測單元(探針)83 —檢測部位一感測單位(探針)83 —信息承載光纖82 —衍射光柵(分光器)91 —檢測裝置70 —用于計算濃度的微型計算機85b當近紅外光具有上述路徑時，將連接至照射光纖和信息承載光纖的探針施加到檢測部位(皮膚)上。另一方面，在測量基準信號時，只需使用基準板替換檢測部位。進行使探針與皮膚分離并使探針與基準板接觸的操作。用于計算濃度的微型計算機基于基準信號和生物信號來計算葡萄糖濃度。在通過上述方法測量基準信號時，探針和基準板的位置再現變化，并且基準信號和生物信號之間出現測量時間差。每次測量中上述操作的重復性使基準信號的穩定測量困難。為此，迄今為止，尚未能夠充分地補償由于基準信號變動而引起的光譜測量的不穩定， 并且難以以高精度分析葡萄糖濃度。圖14中所示的探針83消除了此基準信號測量的不穩定。不進行基準板的測量的情況下，直接地，布置將照射光纖81連接至信息承載光纖82 的光纖82，并且分別在光纖81、82和84中提供開關SW1、SW2和SW3。通過此結構，消除了探針和基準板的位置再現的變化，并減小了基準信號和生物信號之間的測量時間差。開關 SffUSW2和SW3可以是手動開關或者響應于來自微型計算機85b的指令而自動接通和斷開的自動開關。(實施例4:生物成分檢測裝置O)-血糖水平使用透射光測量_)圖15是示出根據本發明實施例4的生物成分檢測裝置100的視圖。圖15中，本實施例與實施例3的共同之處在于，光接收單元中使用上述檢測裝置70，并且通過利用葡萄糖的吸收帶來進行濃度測量，所述吸收帶位于近紅外區的長波長范圍中。本實施例與實施例3的不同之處在于，葡萄糖濃度是通過測量透過生物體的近紅外光來確定。在圖15所示的示例中，接收透過人的手指的光，并且能夠獲得與諸如皮膚、肌肉和血液的生物組織有關的多種信息。基準信號基于透過基準板的光來測量，所述基準板在生物體(手指)放置在適當的位置時撤除且在生物體撤除時被放置在合適的位置上。盡管基準板的厚度取決于基準板的材料，但其厚度優選為小的，使得獲得足夠量的透射光。基準板通過致動器75移動，使得不產生位置和方位(角度)上的變動。代替使用上述的基準板，如圖14所示，可以布置以旁路的方式將照射光纖81連接至信息承載光纖82的光纖84，并且可以分別在光纖81、82和84中提供開關。(實施例5:生物成分檢測裝置(3)_血糖水平使用透射光測量_)圖16是示出根據本發明實施例5的生物成分檢測裝置100的視圖。此生物成分檢測裝置100的特征在于，在殼體77的一部分中提供生物體插入溝槽77a，并且血糖水平通過利用透過插入到生物體插入溝槽77a中的生物體的光來檢測。假定所插入的生物體的部位是自肩部延伸的部位，例如，手臂或手掌。生物體插入溝槽77a可以具有這些部位的尺寸之中的最大尺寸。具體地，生物體插入溝槽77a可以是特別用于耳垂的溝槽。近紅外光的路徑如下光源73 —聚光透鏡87 —反射鏡76 —聚光透鏡87 —照射光纖81 —檢測部位一光接收端部8 —壓力調整致動器82b —信息承載光纖82 —聚光透鏡87 —衍射光柵91 — 檢測裝置70 (參照圖8)小手指的下部在手張開時可以在光不經過骨頭的情況下透過光，因而這對于測量血糖水平是有效的。對于生物體插入溝槽77a的對象而言，不必特別限制在小手指的下部中的手掌部，并且可以利用壓力調整致動器82b等來進行定位。通過此結構，患者他/她自己能夠以高精度容易地測量血糖水平。
如在實施例3和4中，檢測裝置70中的光接收元件陣列50可以接收達到近紅外區的長波長范圍的光并且改善測量精度。優選的是，使用鹵素燈等作為光源。然而，在此生物成分檢測裝置100中，優選地使用產生更少熱的連續譜光源或發光二極管(LED)作為光源。(實施例6生物成分檢測裝置G)-血糖水平使用單個探針進行多次采樣來提高精度)圖17是示出根據本發明實施例6的生物成分檢測裝置100的視圖。圖18是圖17 中所示的生物成分檢測裝置100的探針的放大圖。在此生物成分檢測裝置100中，使用近紅外光來照射檢測部位(手指)，并從反射光獲得信息。在此情況下，如圖18所示，照射光和探針均為單個，但在探針83中設置三個光接收端部61、62和63。這三個光接收端部61、 62和63中接收的近紅外光分量傳播通過分開的信息承載光纖82。當在衍射光柵91中光譜分光并在檢測裝置70 (參照圖8)中接收光時，使用選擇開關66來單獨地光譜分光并接收在光接收端部61、62和63中接收并傳播通過信息承載光纖82的光分量。本實施例的特征在于，在單個探針中設置多個光接收端部，并且在多個位置處取得反射光分量、并對其光譜分光和分析。可以使用棱鏡、光纖等作為光接收端部。照射在皮膚上的近紅外光在皮膚的表面層部分中擴散，然后到外部，并在光接收端部中被取得。通過在多個位置處或者通過進行多個采樣來取得光，檢測部位的皮膚中的近紅外光的路徑不被確定為特定的一個路徑而是平均路徑。此皮膚的表面層部分中路徑的平均化能夠明顯地提高血糖水平的數據的可靠性。為了可靠地獲得該多個采樣的優點，光接收端部之間的距離優選為例如大約Imm或更大。圖17中所示生物成分檢測裝置100可以示出光接收端部61、62和63的各個光分量的波長為Iym至3μπι的光譜。在操作單元(微型計算機)85中，對于分別來各個光接收端部的光分量，可以通過使用光分量的相同的多個波長或多個不同的波長來獲得生物成分的濃度。對于生物成分，能夠以高精度檢測的不只是血糖水平，而且還有膽固醇、清蛋白、 血色素、膽紅素等。(實施例7生物成分檢測裝置(5)-體脂肪_)圖19是示出根據本發明實施例7的生物成分檢測裝置100的視圖。在本實施方式中，生物成分為體脂肪。由于體脂肪在近紅外區中具有多個吸收帶，所以可以通過近紅外光譜來檢測體脂肪。在檢測體脂肪中，施加壓力。圖19中，探針83裝配在工作臺95中，并且生物體(手指)放置在探針83上。照射光纖81和信息承載光纖82連接至探針83。利用氣囊96對手指施加壓力。氣囊96容納在外殼97中，并通過空氣管道充放空氣。微型計算機85基于壓力計68而根據需要操作氣泵69，使得從空氣管道69將空氣饋送至氣囊96。 這樣，可以對手指施加壓力。近紅外光的路徑如下光源73 —照射光纖81 —探針83 —手指探針83 —信息承載光纖82 —衍射光柵 91 —檢測裝置70 (參照圖8)—微型計算機85對手指施加的壓力可以利用壓力計68而得知，且可以為每個壓力確定體脂肪的比例。至今為止，在使用近紅外光的體脂肪檢測中專有地使用1.21μπι的吸收峰。如上所述，通過在檢測裝置70中使用光接收元件陣列50(參照圖3和圖8)，可以將能夠接收的光的范圍延伸到3 μ m波長。據此，利用較長波長范圍中達到3 μ m的吸收峰，能夠以較高的精度來檢測體脂肪的百分比。(實施例8生物成分檢測裝置(6)_角膜的膠原質分布的檢測_)這里，將說明如何利用根據本發明的生物成分檢測裝置來檢測對光敏感的、生物體中的膠原質分布，具體地，在眼睛的角膜中的膠原質分布，盡管不執行該檢測以解決特定問題。角膜主要由膠原質和組織液構成。該膠原質就美容而言是重要的成分，并且膠原質的吸收帶主要分布在1至3 μ m的范圍內。因此，膠原質適合于使用圖3所示的本發明的光接收元件陣列50或者圖8所示的本發明的成像裝置70來檢測。圖20是示出根據本發明實施例8的生物成分檢測裝置(用于形成眼睛的膠原質分布的圖像的裝置)100的視圖。雖然眼睛觀看的方式不僅由角膜確定，但知道角膜的狀態是重要的。作為凹面鏡76，優選使用對近紅外光具有高反射性的凹面鏡。例如，使用由金 (Au)構成的凹面鏡。將凹面鏡76設置在眼睛旁邊而不是眼睛前方，使得反射來自角膜的光，以在成像裝置70上形成角膜的圖像。過濾器72優選透過屬于角膜的吸收帶的1至3 μ m 范圍中的光。控制單元85的微型計算機8 基于成像裝置70的像素的輸出信號而形成角膜C中的膠原質分布圖像，并將該圖像顯示在顯示裝置85c上。根據本發明的成像裝置70 優選地為例如圖8中所示的成像裝置70。由于暗電流低且對長波長側的靈敏度高，所以能夠獲得具有高S/N比的清晰的膠原質分布圖像。因此，此膠原質分布圖像對于例如理解眼睛中的膠原質的作用是有用的。由于眼睛對光有非常敏感的反應，所以優選的是不使用光源73。圖21是示出SWR 宇宙光的強度分布的曲線圖。例如，可以使用該S^WR宇宙光光譜的峰I作為光源。峰I的波長在大約1.4 μ m，其接近于膠原質的吸收帶。據此，在圖21中，去除光源73，并且可替選地使用S^WR宇宙光。可替選地，如果使用人造光源73，則光可以被限制到近紅外區并且光的峰值可以為例如雙倍的S^WR宇宙光的峰強度。通過使用S^WR宇宙光作為光源，可以可靠地實現眼睛安全。可以使用S^HR宇宙光或者可以如上所述地使用具有低強度水平的光源的原因在于，可以減小根據本發明的成像裝置70的暗電流。即是說，原因在于通過用微弱的信號也能夠形成清晰的圖像。(實施例9生物成分檢測裝置(7)_角膜矯正手術中角膜的膠原質分布的檢測_)已知的是利用ArF準分子激光器使角膜蒸發以進行精密的角膜矯正手術。這樣的角膜矯正手術的優點在于，例如，矯正量的可控性好、手術是自動化的、穩定性佳、術后感染性副作用小且角膜強度下降小。在上述角膜矯正手術中，關于輕度近視和中度近視的臨床試驗結果是有效的。另一方面，當增大使用ArF準分子激光器對角膜的中央部分進行激光照射的次數時，生物液顯著地浸出到角膜的表面上，并且角膜的蒸發將不再繼續。據此，對于強近視不能實現想要的矯正量，導致手術的成功率下降的問題。在ArF準分子激光器照射在角膜上時，當為了去除在角膜蒸發期間從其表面產生的蘑菇狀噴霧而噴射氮氣時，會使表面干燥，導致蒸發表面的平滑性變差的問題。如上所述，手術過程中角膜表面的濕潤狀態是影響蒸發成敗的重要因素，因而必須在手術期間監視角膜表面的潮濕或濕潤狀態。在通過ArF準分子激光器照射來蒸發角膜時，膠原質主要吸收激光并蒸發，占角膜的約80%的組織液從殘存的角膜中浸出。因此，浸出之后該部位的組成改變，且ArF準分子激光的吸收改變。蒸發角膜中使用的ArF準分子激光轉換為膠原質分子的振動和旋轉，導致溫度增加。因此，發射出具有與溫度的四次方成比例的強度的紅外光。已提出可以通過監視該紅外光來檢測角膜的潮濕或濕潤狀態(專利文獻7)。在該方法中，只有紅外光的單個波形對應于一個角膜C的整個部分，因而僅獲得與整個角膜的平均潮濕或濕潤狀態相關的信息。然而，實際上，組織液的浸出以島狀形式分別出現在單個角膜中。因此，優選的是獲得與角膜的各個位置處的潮濕或濕潤狀態有關的信肩、ο通過使用根據本發明的成像裝置70或光接收元件二維陣列50，可以具體地獲得與角膜的各個位置處的膠原質濃度有關的信息。可以檢測手術期間組織液暫時出現浸出時整個角膜上的膠原質分布的變遷。顯然，這樣的檢測為角膜的狀態提供了寶貴的信息。在此情況下，脈沖激光的脈沖寬度在10納秒(ns)的數量級，并且之后的數毫秒(ms)到1000ms 內檢測膠原質分布很重要。在ArF準分子激光發射之后，在大約IOns內產生由于角膜蒸發而導致蘑菇狀噴霧。需要在數毫秒到數十毫秒的數量級上跟蹤并檢測角膜表面上的膠原質分布，使得能夠使該噴霧的影響最小化。圖22和圖23是示出根據本發明實施例9的被配置成檢測手術期間角膜的膠原質分布的裝置的視圖。光源73被設置成不與ArF準分子激光器的輸出部分(未示出)重疊。 在圖22中，光學系統被配置成用以在成像裝置70或光接收元件二維陣列50上形成角膜的圖像。在含有大量膠原質的角膜的位置處，像素或光接收元件的輸出電壓為低(暗)，并且在含有少量膠原質的角膜的位置處，其輸出電壓為高(明)。緊接在ArF準分子激光器發射之后，將成像裝置70或光接收元件二維陣列50的每個像素的輸出電壓的波形(時間過渡)被輸入到在控制單元85中包括的處理器85b中并被存儲。如圖23所示，成像裝置70 的像素或二維陣列的光接收元件10被分配在分成小部分的角膜C的位置處。根據本發明的成像裝置70可以以一定密度形成像素，該密度大于足以從醫學上知道角膜的各個位置的膠原質分布。另外，相鄰像素之間的串擾小并且可以顯著減小暗電流。此外，如上所述，通過形成由InGaAs構成的擴散濃度分布控制層，可以縮短響應時間。 據此，可以在像素的每個中以高跟隨能力和高精度獲得輸出電壓波形。收集所有這樣的像素波形，并將膠原質分布濃度繪制在角膜的地圖上。這樣，可以緊接在ArF準分子激光發射之后確定整個角膜的浸出狀態。(實施例10生物成分檢測裝置(8)_臉部的膠原質分布的檢測_)臉部的膠原質分布的圖像就美容而言很重要。當在唇端或者眼尾處形成皺紋時， 則認為膠原質濃度低(專利文獻6)。高膠原質濃度和無皺紋的柔軟皮膚可以具有高度相關性。本實施例的成像裝置70的構造與實施例8或9的構造相同，因而圖中未示出成像裝置 70。可以通過使用根據本發明的成像裝置70來獲得臉部的膠原質分布的清晰圖像。 此外，如上所述，獲取臉部的膠原質分布的圖像涉及眼睛安全的問題。根據本發明的成像裝置70，即使利用微弱的信號也能夠獲得清晰圖像，因而可以在不使用光源的情況下使用 SWR宇宙光。可替選地，甚至在采用光源的情況下，也可以使用具有低發光強度的光源。因此，容易克服眼睛安全的問題。示例
-關于半導體光接收元件陣列的結構的實施例-使用圖M中所示的光接收元件陣列，通過示例來檢驗本發明的光接收元件陣列的元件之間的距離或像素節距可以減小到何種程度。光接收元件之間的距離或像素節距是 SiN選擇性擴散掩模圖案36的掩蔽部分的寬度，如圖M所示。在選擇性擴散Si之后，形成由AuSi制成的P側電極11和由AuGeNi制成的η側電極12。在圖3的情況中，由于使用摻狗半絕緣性襯底作為^P襯底1，所以將η側電極12設置在包含高濃度雜質的緩沖層 2上。在如圖1所示的使用η型InP襯底的情況下，可以將η側電極設置在襯底的背面上， 或者可以將η側電極設置在襯底的頂表面側上的、與襯底相鄰的η型半導體層(例如，緩沖層2)上。在本實施例中，在圖3所示的光接收元件陣列的ρ側電極11和η側電極12之間施加5V的反向偏置電壓，來測量暗電流。制作了具有0.6 μ m和1. 6 μ m兩種厚度的InP窗口層5以及在3至20 μ m范圍中的七種元件之間的距離的光接收元件陣列，來測量暗電流。 擴散濃度分布控制層4的厚度為1 μ m。結果示出于圖25中。參照圖25，在InP窗口層5具有0. 6 μ m的小厚度的情況下， 即使在元件之間的距離或像素節距減小至5μπι時，暗電流也可以被抑制到IX ΙΟ,Α(安培)。在InP窗口層5具有1. 6 μ m的厚度的情況下，Si的擴散如上所述地在橫向方向上擴大。因此，除非元件之間的距離超過7 μ m，否則暗電流不能被抑制到IX ΙΟ,Α。然而，在本實施例中，證實了通過將InP窗口層5的厚度減小到0. 6 μ m并且設置擴散濃度分布控制層可以將元件之間的距離減小到5 μ m。通過利用SIMS分析Si在深度方向上的濃度分布，來檢驗擴散濃度分布控制層4 的作用。圖26示出Si在深度方向上的濃度分布。參照圖沈，在^iGaAs擴散濃度分布控制層4和吸收層3之間的邊界面處，Zn累積的峰值被抑制到5X IOlfVcm3或更小。據此，在形成在吸收層3的η型載流子濃度的背景和Si濃度的交叉位置(圖中的圓圈標記)處的pn 結中，能夠可靠地減小Si濃度，并且可以防止晶體質量等劣化。另外，通過設置擴散濃度分布控制層4，吸收層的多量子阱結構變得可以實現其原始的功能。上面已說明了本發明的實施例和示例。但上面公開的本發明的實施例和示例只是示例性的，并且本發明的范圍不限于本發明的這些實施例。應該注意的是，本發明的范圍由權利要求書的記載內容來限定，并且包括權利要求書的描述的等同物以及權利要求書范圍內的所有修改。工業適用性根據本發明，通過對InP基PD性能的突出改進，與現有裝置相比，可以容易地進行具有高精度的檢驗。因而，本發明對健康和美容領域可以做出重大貢獻。附圖標記IInP襯底，2緩沖層，3具有多量子阱結構的吸收層，4擴散濃度分布控制層，
窗口層，5a窗口層的表面，6p型區域，10光接收元件，Ilp側電極，12η側電極，12b焊料凸塊，15pn結，35抗反射膜，36選擇性擴散掩模圖案，27布線電極，43Si0N膜，50光接收元件陣列，51InP襯底，61、62、63光接收端部，66選擇開關，67氣泵，68壓力計，69空氣管道，70 成像裝置(檢測裝置)，71多路復用器(安裝基板)，72過濾器，73光源，74擴散板，75致動器，76凹面鏡，77殼體，77a生物體插入溝槽，81照射光纖，82信息承載光纖，8 光接收端部，8 壓力調整致動器，83探針，84光纖，85控制單元，8 微型計算機(操作單元、CPU)，
285c顯示單元(輸出裝置)，87、87a、87b聚光透鏡，91衍射光柵(分光器)，95工作臺，96氣囊，100生物成分檢測裝置，C角膜，E眼睛
權利要求
1.一種生物成分檢測裝置，用于利用近紅外區中的光來檢測生物體的成分，所述生物成分檢測裝置包括光接收元件，所述光接收元件接收所述近紅外區中的光， 其中，所述光接收元件包括吸收層，所述吸收層形成在InP襯底上且具有多量子阱結構，所述吸收層具有1.8μπι 以上且3μπι以下的帶隙波長，擴散濃度分布控制層，所述擴散濃度分布控制層設置在所述吸收層的表面側上，該表面側位于所述InP襯底的相反側，所述擴散濃度分布控制層具有比^P的帶隙小的帶隙，在所述光接收元件中，通過經由所述擴散濃度分布控制層來選擇性地擴散雜質元素而形成Pn結以至到達所述吸收層，所述吸收層中的所述雜質元素的濃度為5Χ IOlfVcm3以下，并且通過利用所述光接收元件來接收從所述生物體透射或者反射的至少具有一個3 μ m以下的波長的光，來進行所述檢測。
2.根據權利要求1所述的生物成分檢測裝置，其中，在擴散濃度分布控制層中，所述雜質元素的濃度從與所述吸收層相反的一側的大約 IXlO1Vcm3以上的高濃度降低到所述吸收層側的5X1016/cm3以下。
3.根據權利要求1或2所述的生物成分檢測裝置，其中， 所述吸收層具有II型量子阱結構。
4.根據權利要求3所述的生物成分檢測裝置，其中，所述吸收層具有由(InGaAs/ GaAsSb)構成的多量子阱結構或者由(&JnNAs(P，Sb)/GaAsSb)構成的多量子阱結構。
5.根據權利要求1至4中任一項所述的生物成分檢測裝置，其中，所述InP襯底是從(100)沿[111]方向或[11-1]方向傾斜5°至20°的偏離角襯底。
6.根據權利要求1至5中任一項所述的生物成分檢測裝置，其中， 所述雜質元素為鋅(Si)，并且所述擴散濃度分布控制層由InGaAs構成。
7.根據權利要求1至6中任一項所述的生物成分檢測裝置，進一步包括 InP窗口層，所述InP窗口層設置在所述擴散濃度分布控制層上。
8.根據權利要求7所述的生物成分檢測裝置，其中，在所述InP襯底、構成所述吸收層的量子阱結構的各個層、所述擴散濃度分布控制層和所述InP窗口層中的任意兩者中，晶格匹配度為0. 002以下，其中所述晶格匹配度為 Aa/a|，a表示晶格常數且Δ a表示所述兩者之間的晶格常數的差。
9.根據權利要求1至8中任一項所述的生物成分檢測裝置，其中， 一維或二維地布置多個所述光接收元件。
10.根據權利要求1至9中任一項所述的生物成分檢測裝置，其中，使用從超連續譜激光源(SC光源)或發光二極管(LED)發射出的光來照射所述生物體的檢測部位，并且接收從該檢測部位透射的或從該檢測部位反射的光。
11.根據權利要求1至10中任一項所述的生物成分檢測裝置，進一步包括成像裝置，所述成像裝置包括所述光接收元件的二維陣列，其中，使用所述成像裝置來形成作為檢查對象的所述生物體中包含的成分的分布圖像。
12.根據權利要求1至11中任一項所述的生物成分檢測裝置，其中，利用所述波長區中的光來照射所述生物體，并且接收從所述生物體反射的光或者從所述生物體透射的光，以檢測在所述生物體中包含的選自葡萄糖、葡萄所含的糖、血色素、膽固醇、清蛋白、活性氧、脂肪和膠原質中的至少一種成分。
13.根據權利要求12所述的生物成分檢測裝置，進一步包括 光譜分光單元，所述分光單元被配置成對光進行光譜分光； 根據分光的波長設置的光接收元件陣列或多個所述光接收元件；以及控制單元，所述控制單元被配置成基于由所述光接收元件或所述光接收元件陣列執行的光接收的結果來進行操作，以計算所述生物體的成分的濃度，所述光譜分光單元被設置在所述檢測部位的所述光的照射側上或者從所述照射側觀察時的所述檢測部位的后方的位置。
全文摘要
本發明提供了一種生物成分檢測裝置，利用該裝置，通過利用其中在無需使用冷卻機構的情況下減小了暗電流的InP基光電二極管，能夠以高靈敏度檢測生物成分，并且光接收靈敏度提升到1.8μm或更大的波長。生物成分檢測裝置的特征在于，所述檢測是通過接收具有至少一個3μm或更小的波長的光來進行的，所述光包括在生物成分的吸收帶中包括的波長，在所述生物成分檢測裝置中，光接收層(3)具有由III-V族半導體的多量子阱結構，pn結(15)是通過在光接收層中選擇性擴散雜質元素而形成的，并且光吸收層中雜質的濃度為不大于5×1016/cm3。
文檔編號G01J1/02GK102264295SQ20098015214
公開日2011年11月30日 申請日期2009年7月30日 優先權日2008年12月22日
發明者永井陽一, 豬口康博 申請人:住友電氣工業株式會社