专利名称：荧光传感器、针式荧光传感器以及测量分析物的方法
技术领域：
本发明涉及荧光传感器，包括荧光传感器的针式荧光传感器以及利用荧光传感器测量分析物的方法，所述荧光传感器是用于测量活体中的分析物浓度的精密或微小荧光光度计，尤其涉及利用半导体制造技术和精密机加工技术制造的荧光传感器、包括荧光传感器的针式荧光传感器以及利用荧光传感器测量分析物的方法。
背景技术：
目前已经研制了各种分析设备以检验分析物、即液体中待测物质的存在，或者测量其浓度。例如，存在一种已知荧光光度计，其通过将含有荧光染料和分析物(所述荧光染料根据分析物的存在改变其性质以发出荧光)的待测溶液注入固定容积的透明容器中，利用激发光辐照该容器并且测量来自荧光染料的荧光强度。另一方面，专用于特定分析物检测的小型荧光光度计包括光源、光电探测器和含有荧光染料的指示层，所述荧光染料与待测溶液中的特定分析物相互作用。当利用来自光源的激发光辐照指示层(待测溶液中的分析物可以进入其中)时，指示层中的荧光染料发射荧光，其数量取决于待测溶液中特定分析物的浓度，并且光电探测器接收荧光。光电探测器是光电转换装置并且根据所接收光的数量输出电信号。使用电信号确定待测溶液中的分析物浓度。近年来，为了测量微量样品中的特定分析物，已经提出了通过利用半导体制造技术和精密(微细)机加工技术制造的精密荧光光度计。例如，美国专利No. 5，039，490公开了图1和2所示的荧光传感器110。应当注意， 下面的附图中示意性地示出了分析物2。如图1和2所示，荧光传感器110包括透光支撑基片101(来自外部光源的激发光E可透过该基片)、光电转换装置单元103 (其为用于将荧光F转换为电信号的光电探测器)、板状光学单元105 (其具有用于收集激发光E的集光区段105A)、指示层106 (其与分析物2相互作用，以在激发光E入射时发射荧光F)和覆盖层109。光电转换装置单元103具有形成在例如由硅制成的基片103A上的光电转换装置。 基片103A不透射激发光E。考虑到该事实，荧光传感器110具有围绕光电转换装置单元103 的中空区域(透光区域)120，激发光E可以从中穿过。也就是说，只有穿过中空区域120并照射到板状光学单元105上的激发光E通过板状光学单元105的作用收集到位于光电转换装置单元103的上部附近的指示层106中。 收集的激发光E2与已经进入指示层106的分析物2相互作用，并且产生荧光F。产生的荧光F的一部分入射到光电转换装置单元103上，所述光电转换装置单元产生与荧光强度、即分析物2的浓度成比例的电流或电压信号或者其它任何适当类型的信号。应当注意，由于设置在光电转换装置单元103上的滤光器(未示出)的作用，激发光E不会入射到光电转换装置单元103上。如上所述，荧光传感器110以这样的方式配置，以使得作为光电转换装置单元103的光电二极管形成在透光(透明)支撑基片101上和具有中空区域120 (其是激发光E的通道)的基片103中，并且板状光学单元105和指示层106布置在基片103A上方。然而，在如上所述的已知荧光传感器110中，作为激发光E的通道的中空区域120 和光电转换装置单元103布置在同一平面中。因此，增大中空区域120(其是激发光E的通道)的面积以将更多的激发光E引入指示层106中将导致光电转换装置单元103的面积减小，从而不会提高荧光传感器的灵敏度。相反，增大光电转换装置单元103的面积以提高其检测灵敏度将导致中空区域120 (其是激发光E的通道)的面积减小，从而减少了引入指示层106的激发光E的数量，这也不会提高荧光传感器的灵敏度。也就是说，在具有如上所述的层状结构的荧光传感器中，难以获得高检测灵敏度。另一方面，针式传感器是这样一种传感器，其通过利用针远端部刺入受验者身体以使传感器单元(其为荧光传感器)插入受验者体内，从而确定受验者血液或体液中的分析物，即待测物质的浓度。短期留置的针式传感器能够在例如一周的预定周期内连续确定受验者体内的待测物质的浓度。图3和4所示针式荧光传感器是国际公开No.06/090596中披露的生物传感器 210。应当注意，下面的附图中示意性地示出了分析物2。生物传感器210包括针形空心容器212、插入空心容器212中的载体管214和光纤218，所述光纤的端部插入载体管214中。 空心容器212具有一个尖端和一个开口端。多个通孔220穿过空心容器212的侧部。载体管214由圆形薄膜制成。传感器单元216仅由指示区段形成，所述指示区段是覆盖有钌有机络合物薄膜224(其为荧光染料)的光纤218的端部。分析物2穿过通孔220进入传感器单元216。生物传感器210利用光纤218将来自位于生物传感器210外部的光源(未示出)的激发光辐照传感器单元216，利用光纤218 接收在传感器单元216中产生的荧光，其数量取决于分析物浓度。位于生物传感器210外部的光电探测器(未示出)对荧光进行分析。如上所述，生物传感器210采用光纤传输系统，其中，光纤218用于传输激发光和荧光。由于光纤218插入针形空心容器212中，制造采用光纤传输系统的针式传感器的步骤变得繁琐。此外，当经由光纤218传输的荧光通过设置在下游位置的光电二极管或任何其它适当的光电探测器转换为电信号时，因为能够穿过小直径光纤218的光量有限，使得信号需要显著放大。因此，被检测信号的信噪比降低，从而在一些情况下降低了检测灵敏度。另外，在生物传感器210中，当载荷作用在内部插有光纤218的空心容器212时， 光纤218的光导损失的变化会改变光信号的强度，从而导致分析物浓度信息的误差。为了校正误差，例如，需要参考光纤，从而导致更复杂的构造。此外，为了通过另一光纤传送来自设置在传感器单元216附近的温度传感器的信号，所用光纤数量增加，导致更为复杂的构造。另一方面，美国专利Nos. 7，388，110和7，524，985披露了植入受验者身体的糖化物(糖类)测量传感器。每个传感器使用荧光传感器物质和使用该荧光传感器物质的指示单元。荧光传感器物质通过使荧光单体化合物和可聚合单体进行共聚获得，所述荧光单体化合物具有疏水性基团，所述疏水性基团结合到糖化物上以发出荧光，并且亲水基引入其中，所述可聚合单体具有(甲基)丙烯酰胺残留。本发明的一个目的是提供一种具有高检测灵敏度的荧光传感器。本发明的另一目的是提供一种具有高检测灵敏度的针式荧光传感器。本发明的又一目的是提供一种以高检测灵敏度测量分析物的方法。

发明内容
解决问题的手段为了实现上述第一目的，根据本发明的一实施例的荧光传感器包括具有第一和第二主表面的基底构件、发射激发光的发光装置、在激发光作用下与活体内的分析物相互作用以产生荧光的指示层、以及将荧光转换为电信号的光电转换装置。光电转换装置、发光装置和指示层在基底构件的第一主表面上方彼此交叠(部分重叠)。根据本发明的另一实施例的包括如上所述荧光传感器的针式荧光传感器包括针体区段以及与所述针体区段形成整体并且多个金属线在其中延伸的连接器，所述针体区段包括作为设置在针远端部中的荧光传感器的传感器部和从传感器部至针近端部布置的多个金属线。传感器部包括具有第一和第二主表面的基底构件、发射激发光的发光装置、在激发光作用下与活体中的分析物相互作用以产生荧光的指示层、以及将荧光转换为电信号的光电转换装置。光电转换装置、发光装置和指示层在基底构件的第一主表面上方彼此交叠。根据本发明的又一实施例的测量分析物的方法包括将从发光装置发出的激发光引入指示层的激发光辐照步骤、其中指示层在激发光作用下与分析物相互作用以产生荧光的荧光发射步骤、以及其中指示层中产生的荧光穿过发光装置、照射到光电转换装置上并转换为电信号的光电转换步骤。


图1是示出了已知荧光传感器的示意性横截面结构的示意图；图2是用于描述已知荧光传感器的示意性结构的分解图；图3是示出了已知针式荧光传感器的示意性结构的侧视图；图4是示出了已知针式荧光传感器的示意性横截面构造的横截面视图；图5是示出了根据第一实施例的荧光传感器的示意性横截面构造的示意图；图6是用于描述根据第一实施例的荧光传感器的示意性构造的分解图；图7是示出了作为根据第一实施例的荧光传感器中的滤光器的硅膜或碳化硅膜的波长和光透射率关系曲线的示意图；图8A是用于描述制造根据第一实施例的荧光传感器的方法的横截面示意图；图8B是用于描述制造根据第一实施例的荧光传感器的方法的另一横截面示意图；图8C是用于描述制造根据第一实施例的荧光传感器的方法的另一横截面示意图；图8D是用于描述制造根据第一实施例的荧光传感器的方法的另一横截面示意图；图8E是用于描述制造根据第一实施例的荧光传感器的方法的另一横截面示意图；图9A是用于描述第一实施例的荧光传感器中的滤光器结构的横截面示意图9B是用于描述根据第二实施例的荧光传感器中的滤光器结构的横截面示意图；图10是示出了根据第三实施例的荧光传感器的示意性横截面构造的示意图；图11是示出了根据第四实施例的荧光传感器的示意性横截面构造的示意图；图12A是用于描述根据第一实施例的荧光传感器中的光电二极管装置的横截面示意图；图12B是用于描述根据第五实施例中的荧光传感器中的光电二极管装置的横截面示意图；图12C是用于描述根据第五实施例的变型的荧光传感器中的光电二极管装置的横截面示意图；图13是包括根据第六实施例的针式荧光传感器的传感器系统的示意图；图14是用于描述根据第六实施例的针式荧光传感器的针远端部的横截面结构的横截面示意图；图15是用于描述根据第六实施例的针式荧光传感器的针远端部的结构的分解图；图16A是用于描述根据第六实施例的针式荧光传感器的针体区段的结构的横截面示意图；图16B是用于描述根据第七实施例的针式荧光传感器的针体区段的结构的横截面示意图；图17A是用于描述根据第八实施例的针式荧光传感器的针体区段的结构的横截面示意图；图17B是用于描述根据第八实施例的针式荧光传感器的针体区段的结构的横截面示意图；图18是用于描述根据第九实施例的针式荧光传感器的针远端部的横截面结构的横截面示意图；图19是用于描述根据第九实施例的变型的针式荧光传感器的针远端部的横截面结构的横截面示意图；以及图20是用于描述根据第十实施例的针式荧光传感器的针远端部的横截面结构的横截面示意图。
具体实施例方式〈第一实施例〉下面将参考附图描述根据本发明的第一实施例的荧光传感器10。如图5和6所示，本实施例的荧光传感器10具有以下结构，其中硅基片11作为基底构件并具有第一主表面IlA和第二主表面11B，作为光电转换装置的光电二极管(以下也称作“PD”)装置12、二氧化硅膜(3102膜)13、滤光器(过滤器)14、作为透射荧光的发光装置的发光二极管(以下也称作“LED”)装置15、环氧树脂膜16、指示层17和阻光层18 依次叠置在硅基片11的第一主表面IlA上方(或之上)。PD装置12、滤光器14、LED装置 15和指示层17的至少一部分布置在硅基片11的第一主表面IlA上方的相同区域内。“…布置在相同区域内”意味着来自指示层17的至少一部分荧光穿过LED装置15并随后照射到PD装置12上，并且表示PD装置12通过LED装置15与指示层17隔离。换句话说，LED装置15和滤光器14布置在形成于硅基片11的第一主表面IlA上的PD装置12上方。指示层17布置在LED装置15和滤光器14上方。PD装置12、滤光器 14、LED装置15和指示层17在硅基片11的第一主表面上方彼此交叠。指示层17中产生的荧光穿过LED装置15和滤光器14并且在PD装置12中转换为电信号。更优选地，PD装置12、滤光器14、LED装置15和指示层17的中心部布置在硅基片 11的第一主表面1IA上方的相同区域内。也就是说，荧光传感器10具有与已知荧光传感器完全不同的结构，其中使用了作为透射来自指示层17的荧光的发光装置的LED装置15。如下所述，当荧光传感器10的阻光层18接触活体中的血液或体液时，分析物2穿过阻光层18并进入指示层17。硅基片11是基底构件，其具有形成在第一主表面IlA上的PD装置12。硅基片11 能够在制造步骤中制造得薄至大约几十微米，但厚度仍然不足以使激发光和荧光透过。为了在基底构件的表面上形成作为光电转换装置的PD装置12，基底构件优选地为单晶硅基片。根据如何制造PD装置12，硅基片能够由其它半导体基片或其它材料代替。PD装置12是将荧光转换为电信号的光电转换装置。光电转换装置并非必须为PD 装置，而是可选自各种光电转换装置，例如光电导体和光电晶体管(以下也称作“PT”)。因为荧光传感器10能够显示出优异的检测灵敏度和检测精度，光电二极管或光电晶体管能够获得最高的、高度稳定的荧光检测灵敏度，并因此特别优选采用。二氧化硅膜(SW2膜)13是厚度为几十到几百纳米的第一保护膜，并且可替换地为氮化硅膜(SiN膜)或由二氧化硅膜和氮化硅膜形成的复合层压膜。 滤光器14是吸收性滤光器，其不会使从LED装置15发出的激发光透过，但会使波长长于激发光E的荧光F透过。也就是说，在荧光传感器10中，吸收波长短于荧光的激发光、但是使荧光透过的滤光器14位于PD装置12和LED装置15之间。下面将参考荧光F 具有(但不限于)大约460nm波长并且激发光E具有(但不限于)大约375nm波长的情况进行描述。图7示出了关于波长有多少光穿过具有预定膜厚度的硅膜或碳化硅(SiC)膜(光透射率)。在图7中，横轴表示波长，竖轴表示光透射率。曲线(A)表示0.5μπι厚的硅膜， 曲线⑶表示360 μ m厚的碳化硅膜。如图7所示，对于硅膜(A)和碳化硅膜(B)而言，透射率在紫外线激发光的大约 375nm的波长时为10_7或更低，而光透射率在荧光F的大约460nm的波长时为KT1或更高， 即10%或更高，这意味作者膜(A)和(B)具有透射率选择性，一个波长下的透射率与另一个波长下的透射率之比为10_6或更高。特别地，当使用硅膜作为滤光器14时，1 μ m的厚度足以满足滤光器14的功能。在这种情况下，滤光器14能够在已知的半导体制造步骤中一体地形成在硅基片11上方。滤光器14可以由无掺杂硅制成，优选地由多晶硅膜或者非晶硅膜形成，所述非晶硅膜的厚度为亚微米到几微米并且掺杂有磷或任何其它适当的杂质。可替换地，可优选地使用磷化镓(GaP)作为滤光器14的材料，因为它的透射率在短于大约375nm的激发光的波长处低，但是在460nm的荧光波长处高。当滤光器14是光吸收装置时，荧光传感器10获得令人满意的激发光阻挡和荧光透射特性。在这种情况下，滤光器14能够低成本地布置在荧光传感器10中，因为单层滤光器14简单地布置在PD装置12上方。特别地，当其为由硅或碳化硅制成的光吸收单层时， 滤光器14能够提供令人满意的激发光阻挡和荧光透射特性以及优异的制造稳定性和可控性。LED装置15是发射激发光和透射荧光的发光装置。发光装置不限于LED装置，特别是透射荧光的任何装置可以从各种发光装置中选择，例如有机EL装置、无机EL装置和激光二极管装置。LED装置是优选的，因为例如它在荧光透射率、发光效率方面出色，具有广泛的激发光波长选择性，并且发出波长不同于紫外线激发光的极少量光。另外，从荧光透射率角度出发，LED装置15的特别优选的实例是由形成在作为第二基片的蓝宝石基片15A上的氮化镓基化合物半导体15B形成的紫外线发射LED装置。也就是说，蓝宝石基片15A和氮化镓基化合物半导体15B在荧光透射率方面出色。氮化镓基化合物半导体15B的实例可以包括GaN、AlInGaN以及基于InGaN和 AlGaN的材料。紫外线发射LED可替换地由例如基于SiO、AlN或金刚石的材料制成。LED装置15具有由氮化镓基化合物半导体制成并形成在蓝宝石基片15A的一个表面上的LED发光部，来自LED发光部的激发光还穿过蓝宝石基片15A并且通过与形成LED 发光部的表面相反的另一表面离开。透射荧光的蓝宝石基片15A可以制造得薄至大约几十微米，如与硅基片11的情况相同。当使用透射荧光的有机EL装置作为发光装置时，有机EL装置能够在晶片加工中整体地形成在作为基底构件的硅基片上方。也就是说，通过在半导体制造步骤中将铝制超薄型膜阴极、由低分子量铝络合物或高分子量η共轭聚合物制成的发光层、以及ITO(氧化锡铟)膜阳极叠置可以制造使荧光透过的有机EL装置。因此，为降低成本考虑，使用有机 EL装置作为发光装置的荧光传感器10可以制造得薄且一体形成。环氧树脂膜16是第二保护膜。第二保护膜的其它实例可以包括用于将LED装置 15粘结到滤光器14上的硅酮树脂和透光的非晶氟树脂。第二保护膜的材料选自提供电绝缘、防水、激发光E和荧光F的令人满意的传输以及其它因素的材料。荧光传感器10中的第二保护膜的另一重要特征是在激发光作用下仅产生极小量的荧光。毫无疑问，除了指示层17以外，仅产生极小量荧光的特征对于荧光传感器10中所用的所有透光材料而言都是重要的。当在激发光作用下与已经进入指示层17的分析物2相互作用时，指示层17产生荧光，也就是说，产生其数量取决于分析物2的浓度的荧光。指示层17的层厚度设置为大约几十微米。指示层17由含有发射荧光的荧光染料的基材制成，荧光强度取决于分析物2 的数量，也就是说，样品中的分析物的浓度。指示层17的基材优选地显示出透光性，其允许来自LED装置15的激发光和来自荧光染料的荧光以令人满意的方式穿过指示层17。荧光染料可以是存在于样品中的分析物2本身。荧光染料根据分析物2的类型进行选择并且可以是根据分析物2的数量可逆地改变所生成荧光数量的任何荧光染料。例如，为了测量活体中的氢离子或二氧化碳的浓度，可以使用羟基芘三磺酸衍生物。为了测量糖化物，可以使用具有荧光残留的苯硼酸衍生物。为了测量钾离子，可以使用具有荧光残留的冠醚衍生物。为了测量活体中的糖化物，例如葡萄糖，例如可以使用蛋白，其结合到荧光染料上，例如钌有机络合物、荧光苯硼酸衍生物和荧光素上，并且将可逆地结合到葡萄糖上。钌有机络合物的实例可以包括钌和2,2' - 二吡啶，1，10-菲咯啉，4，7_联苯-1，10-菲咯啉， 4，7- 二甲基1，10-菲咯啉，4，7- 二磺酸化联苯-1，10-菲咯啉，2，2 ‘-铋_2_ 二氢噻唑，2， 2'-双噻唑，5-溴-1，10-菲咯啉和5-氯-1，10-菲咯啉的络合物或复合物。进一步地，钌有机络合物可以由例如锇、铱、铑、铼或铬的有机络合物代替。作为荧光苯硼酸衍生物，包含两个单元的苯硼酸和蒽的化合物作为荧光残留尤其显示出了高检测灵敏度。如上所述，本发明的荧光传感器10通过适当地选择荧光染料可以在各种应用中使用，例如作为氧传感器、葡萄糖传感器、PH传感器、免疫传感器和微生物传感器。指示层17的基材例如为水凝胶，其易于含水，其中含有或其上结合有如上所述的各种荧光染料。水凝胶成分的实例可以包括通过使例如甲基纤维素的单体、如葡聚糖的多糖、(甲基)丙烯酰胺、羟甲基丙烯酰胺或羟基丙烯酸乙酯进行聚合而制备成的丙烯酸水凝胶；或者由聚乙二醇和二异氰酸酯制备而成的基于氨基甲酸乙酯的水凝胶。还可以使用含有荧光染料的液体作为指示层17。当使用液体或流体溶胶作为指示层17时，液体或流体溶胶密封在例如由实心壁围绕的空间内。为了检测血液或体液中的糖化物，指示层17可以由荧光传感器物质制成，所述荧光传感器物质通过使荧光单体化合物(荧光染料)和具有(甲基)丙烯酰胺残留的聚合单体进行共聚获得。荧光单体化合物的优选实例可以是9，10-双(亚甲基[[N-(邻二羟硼基苯甲基)亚甲基]-N-[(丙烯酰聚乙二醇)羰基氨基]-正-环己烷]-2-乙酰基蒽(以下称作 “F-PEG-AAm”)。由于适合于长期连续监视，荧光传感器10可以特别优选地用作葡萄糖传感器，以定量监视活体内糖化物的浓度。指示层17通过由例如硅烷偶联剂制成的粘合层(未示出)连接到环氧树脂膜16 上。在可替换结构中，不设置环氧树脂膜16，指示层17可以直接连接到LED装置15的表面上。再次可替换地，指示层17或其一部分可以埋置在形成于LED装置15的表面、即与蓝宝石基片15A的形成氮化镓基化合物半导体15B的表面相反的表面上的凹部中。作为顶层的阻光层18布置在指示层17的上侧并且具有几十微米或更小的厚度。 阻光层18接触体液或血液。阻光层18不仅防止任何激发光和荧光从荧光传感器10漏出， 而且还防止外界光进入荧光传感器10。为了阻挡除了来自LED装置15以外的光，S卩，为了阻挡会进入荧光传感器10并且可能降低荧光信号的不期望的光，阻光层18期望地覆盖整个荧光传感器10以及指示层17。 阻光层18由不会防止分析物2穿过阻光层18并到达指示层17的材料制成。当使用荧光传感器10分析水溶液中的分析物时，阻光层18优选地为多孔金属或陶瓷，或者通过将碳黑、 碳纳米管或者任何其它适当的不透光微粒混合到用于形成指示层17的水凝胶中所获得的复合材料。尽管未示出，荧光传感器10中的LED装置15、滤光器14和PD装置12的周表面优选地涂覆有与阻光层18相同的材料或者混合有碳黑的具有阻光性能的树脂，或者沉积有具有阻光性能的金属膜。在具有如上所述结构的荧光传感器10中，利用来自LED装置15的激发光E辐照指示层17中的荧光染料。由荧光染料发出的荧光F穿过LED装置15和滤光器14，到达PD 装置12并转换为电信号。现在将简要描述用于制造本实施例的荧光传感器10的方法。首先，大量PD装置12形成在硅晶片1IW的第一主表面IlA上，所述硅晶片将形成硅基片11 (图8A)。将形成第一保护膜的厚度为几十到几百纳米的二氧化硅膜13随后形成在PD装置12的表面上。例如由多晶硅或非晶硅制成的滤光器14形成在二氧化硅膜13的表面上(图8B)。如上所述的步骤与半导体制造前期步骤相同，并且大量PD装置12和其它部件一起形成在硅晶片1IW上，所述硅晶片随后被分成单个装置。随后，LED装置15或任何其它适当的发光装置布置在每个分离装置的滤光器14上的预定位置处。为了布置LED装置15，可以使用各种方法，例如使用透光丙烯酸或硅酮树脂或任何其它适当树脂的粘合方法，或者倒装焊接方法、等离子体活化连接方法(其中，连接界面通过等离子体或者任何其它适当的连接处理进行活化)以及其它各种连接方法。环氧树脂膜16根据需要形成为LED装置15上的第二保护膜，随后，指示层17通过硅烷偶联剂或任何其它适当的粘合层进行连接。用于指示层17的粘合层同样由在被激发光辐照时不产生荧光的材料制成。就荧光传感器10而言，通过在具有过硫酸钠和N，N， N' ,N'-四甲基乙二胺的情况下使含有F-PEG-AAm的荧光染料与丙烯酰胺和亚甲基双丙烯酰胺聚合将指示层17制备为具有厚度25 μ m的凝胶膜。最后，阻光层18形成在指示层 17上。由此制得荧光传感器10。应当注意，可替换地，可以使用晶片级封装技术作为制造本发明的荧光传感器10 的方法。也就是说，如图8A所示，在作为第一晶片的硅晶片IlW的第一主表面IlA上形成多个PD装置12的PD装置形成步骤以与半导体制造前期步骤相同的方式进行。其后，如图 8B所示，进行形成二氧化硅膜13A和滤光膜14A的滤光器形成步骤。另一方面，进行在作为第二晶片的蓝宝石基片上一起形成多个LED装置15并划分第二晶片的LED装置形成步骤。其后，如图8C所示，进行将通过划分第二晶片获得的LED装置15连接到位于第一晶片上的滤光膜14A上的LED装置连接步骤。另外，如图8D所示，进行形成指示膜17A和阻光膜18A的指示膜形成步骤。最后，如图8E所示，进行将第一晶片划分为单个荧光传感器10 的划分步骤。可替换地，作为制造本实施例的荧光传感器10的步骤，在第二晶片上执行LED装置形成步骤之后，进行在第二晶片上形成指示膜17A和阻光膜18A的步骤，第二晶片被分成多个LED装置，每个LED装置具有指示膜。将第一晶片划分成荧光传感器10的划分步骤可以在具有指示膜的每个LED装置连接到第一晶片上之后进行。再次可替换地，作为制造本实施例的荧光传感器10的方法，划分步骤可以在具有滤光膜的第一晶片连接到具有指示膜的第二晶片上之后进行。该制造方法要求用于电连接 LED装置和其它部件的电极部沿着在连接的晶片被划分时产生的切割面露出。下面将参考图5和6描述本实施例的荧光传感器10的操作。当荧光传感器10或至少阻光层18的外表面存在于活体中时，体液或血液中的分析物2穿过阻光层18并进入指示层17。在荧光传感器10中，LED装置15发出激发光。例如，由LED装置15发出的激发光的脉冲宽度为10到100ms。脉冲电流的大小为大约1到100mA。激发光的中心波长为大约375nm。激发光例如每30秒进行发射。来自LED装置15的激发光穿过环氧树脂膜16并进入指示层17。也就是说，从LED 装置15发出的激发光在激发光辐照步骤中引入指示层17中。在随后的荧光发射步骤中， 指示层17在激发光作用下与分析物2相互作用，以产生荧光，其强度与分析物2的数量成比例。指示层17中的荧光染料(例如F-PEG-AAm)响应于波长为375nm的激发光产生峰值波长为460nm的荧光。滤光器14阻止来自LED装置15的激发光进入PD装置12，以达到 PD装置12能够在不产生任何问题的情况下进行测量的程度。来自指示层17的荧光穿过环氧树脂膜16、LED装置15、滤光器14和二氧化硅膜 13并照射到PD装置12上。来自指示层17的荧光随后在PD装置12中进行光电转换，产生光感应电荷。也就是说，在光电转换步骤中，指示层17中产生的至少一部分荧光(实际上为大部分荧光)穿过LED装置15，被引导至PD装置12并转换为电信号。在荧光传感器10中，信号检测电路(未示出)以由来自PD装置12的光感应电荷引起的电流或者由累积的光感应电荷引起的电压的形式检测分析物的数量。应当注意，信号检测电路可以通过使用基于FDA(浮动漫射放大器)的方法(其是图像传感器中使用的已知方法)进行更精确的信号检测。在荧光传感器10中，激发光和荧光穿过LED装置15，S卩，蓝宝石基片15A的前表面和后表面，其中在所述蓝宝石基片中形成有氮化镓基化合物半导体15B。为了提高使用激发光和荧光的效率，在LED装置15的前表面和后表面中的每一个上可以形成用于防止光反射的结构。防反射结构的典型实例是λ/4膜(四分之一波长膜)，或者可替换地，可以在每个表面上形成小于所讨论光的波长的极小或纳米突起结构。来自接收由无分析物2的指示层17发出的荧光的PD装置12的信号和来自未接收荧光的PD装置的信号称作偏移输出。信号检测电路从信号分量中减去偏移输出并且使用合成信号作为分析物信息。由此可以产生与实际存在的分析物2的数量成比例的信号输出。例如，信号检测电路在激发光发射之前不久读取和储存信息，随后读取荧光信号，并且读取两个信号之间的差值作为信号。尽管未示出，温度传感器布置在PD装置12附近。来自温度传感器的温度信号以及来自PD装置12的荧光信号也通过金属布线传送给信号检测电路。信号检测电路例如通过使用温度信息校正荧光强度数据，以产生表示分析物2的浓度的信号。温度传感器优选地为形成在硅基片11 (其上形成有PD装置1 上的半导体温度传感器。在包括作为光电转换装置的PD装置12的荧光传感器10中，PD装置12也可以用作温度传感器。也就是说，当不进行光电转换操作时，PD装置12可以用作温度传感器。如上所述，在本实施例的荧光传感器10中，从LED装置15朝向指示层17发出的激发光激发指示层17的荧光染料，以使荧光染料发射荧光。除了在LED装置15和指示层 17之间的分界面上反射并且在穿过LED装置15时吸收的部分之外，指向LED装置15的荧光部分大多穿过LED装置15，进一步穿过滤光器14并到达PD装置12。也就是说，荧光传感器10中的PD装置12接收已经穿过LED装置15的荧光并且产生荧光信号。另一方面， 从LED装置15朝向PD装置12发射的激发光被滤光器14反射或吸收，被滤光器14反射的光穿过LED装置15，到达指示层17并且激发荧光染料。
荧光传感器10与已知荧光传感器相比具有显著更高的激发光和荧光使用效率以及更高的检测灵敏度。另外，不必在荧光传感器10中为激发光和荧光设计任何几何光路， 部件仅仅简单地叠置成多层。因此，荧光传感器10可以容易地制造，因为不需要布置设计的光路图案，这在传感器变小时需要以高精度进行。另外，因为荧光传感器10允许激发光强度和光电转换元件的面积比已知荧光传感器大，荧光传感器10在检测灵敏度和检测精度方面优于已知的荧光传感器。此外，由于荧光传感器10不需要往往变得复杂并需要精确进行的任何几何光路设计，而是具有彼此平行地叠置的指示层17和LED装置15，指示层17很少以不均勻的方式被激发光辐照，从而产生虽然微弱但均勻的荧光信号。另外，与具有光源和/或位于其外部的光电探测器的已知荧光传感器不同，荧光传感器10是具有集成或整体式光源(发光装置)、光电探测器(光电转换元件)和指示层的小型荧光光度计。如上所述，使用本实施例的荧光传感器测量分析物的方法包括将从发光装置发出的激发光引入指示层的激发光辐照步骤、指示层在激发光作用下与分析物相互作用以产生荧光的荧光发射步骤、以及指示层中产生的荧光穿过发光装置、照射到光电转换装置上并转换为电信号的光电转换步骤。用于制造根据本实施例的荧光传感器10的方法有助于在体积方面稳定地制造荧光传感器10。所制造的荧光传感器10的特征在于高检测灵敏度、小尺寸、优异的检测灵敏度和检测精度，令人满意的制造产量以及低价格。〈第二实施例〉下面将描述根据本发明的第二实施例的荧光传感器10A。本实施例的荧光传感器 IOA与第一实施例的荧光传感器10类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，并且不再对其进行描述。第一实施例的荧光传感器10的滤光器14是例如由单层硅膜制成的滤光器，而本实施例的荧光传感器IOA中的滤光器14C(参见图5和6)是多重干涉滤光器。也就是说， 滤光器14C通过将单层硅膜或任何其它类似膜划分(分割)成多个薄膜并将所划分的薄膜叠置制成，使得最终的滤光器具有多重干涉效应以及吸收效应。下面将参考图9A和9B描述具有多重干涉效应的滤光器14C。图9A是单层滤光器的示意性横截面视图，图9B是本实施例的滤光器的示意性横截面视图。也就是说，图9A示出了通过将单层硅22夹置在折射率小于单层硅22的二氧化硅层21之间获得的单层滤光器23的实例，图9B示出了通过将硅层22划分成两个硅层22A和22B并且将它们中的每一个夹置在二氧化硅层21之间获得的多重干涉滤光器M的实例。也就是说，荧光传感器IOA中的多重干涉滤光器14C具有这样的结构，其中每个硅层22A和22B夹置在折射率小于硅层22的二氧化硅层21之间，如图9B所示。干涉效应使光透射率最大化的波长λ与层厚度T之间的关系由以下公式(1)表示(自由端到自由端条件)T = λ ΧΚΛ2Χη)...(公式 1)其中，K为自然数，η为硅的折射率。类似地，光透射率最小化、即光透射率具有最小值的情况由下列公式(2)表示
T = λ X ΟΧΚ_1)Λ4Χη)…(公式 2)公式(1)和(2)用于选择大体上满足下列公式(3)的层厚度。最终的干涉效应允许滤光器特性更为人们所希望，即，阻挡更多的激发光，但使更多的荧光透过。AfXKl/(2Xnf) = λ SX OXK2_l)/^4Xns)...(公式 3)其中，下标f表示荧光，下标s表示激发光。Kl和K2是整数。例如，当下列值代入公式(3)时Xf= 460nm，nf = 4. 58，λ s = 375nm，ns = 6. 71， 得到下列公式G)，其为不定方程QXK2-1)/K1 = 3. 6...(公式 4)当Kl = 2代入公式(4)时，得到K2 = 4. 1，其接近自然数方案。当Kl = 2代入公式(1)时，每个硅层的厚度为101. 5nm。也就是说，当滤光器14C 的硅膜总厚度为500nm时，硅膜可以分成5个IOOnm厚的层。折射率小于硅的二氧化硅(SiO2)夹置在由多个硅膜形成的硅层之间。在这种情况下，二氧化硅层同样遵循优化条件用于峰值条件的公式(1)和用于谷底值条件的公式 ⑵。对于二氧化硅(375nm时η = 1. 474，460nm时η = 1. 46)，得到下列公式(5)，其是不定方程(固定端到固定端条件)(2XK2-1)/K1 = 2. 48...(公式 5)公式( 显示，K2 = 3，Kl = 2. 02接近自然数方案。在这种情况下，每个二氧化硅层的厚度为315nm。也就是说，当总厚度为500nm的硅膜用作滤光器时，硅膜可以分成5个IOOnm厚的硅膜，315nm厚的二氧化硅层可以夹置在其间。二氧化硅可以由氮化硅(SiN)代替。本实施例的荧光传感器IOA提供了由第一实施例的荧光传感器10提供的有益效果。另外，由于荧光传感器IOA包括多重干涉滤光器14C，其擅长阻挡波长不同于荧光的激发光和其它光并且具有令人更为满意的荧光透射特性，荧光传感器IOA中的被检测信号的信噪比与荧光传感器10相比得以改善。也就是说，由于滤光器14C具有光吸收、光透射和多重干涉的多重作用，荧光传感器IOA将显示出最佳的激发光阻挡和荧光透射特性。特别地，因为由多层膜形成的滤光器 14C包括硅层和二氧化硅层或氮化硅层，从而具有下列有益效果以令人满意的方式控制形成多层膜的每个层的厚度；以优异的方式再现光学特性；以及多层膜能够在与标准半导体制造技术和精密机械制造技术兼容的制造步骤中制造。如上所述，本实施例的荧光传感器IOA中的滤光器(其为由硅层和二氧化硅层或氮化硅层形成的多重干涉滤光器)反射和/或吸收波长小于荧光的激发光并使荧光透过。如上所述的滤光器14是吸收性滤光器，但是滤光器不限于此。可替换地，滤光器 14可以是仅严格截止激发光的陷波滤光器、也称作边缘滤光器或短波截止滤光器并且仅使波长大于激发光的光透过的长通滤光器、衍射型滤光器、或者偏振型滤光器。另外，可以使用如上所述的各种类型的滤光器的组合作为滤光器。此外，高浓度杂质扩散层可以形成在PD装置12的表面上，以吸收激发光。在这种情况下，扩散层对应于滤光器14。毫无疑问，形成这种扩散层的条件以这样的方式设定，以使得表示荧光(其吸收长度长)的信号的强度不会大大降低，而是基本上保持不变。〈第三实施例〉
下面将描述根据本发明的第三实施例的荧光传感器10B。本实施例的荧光传感器 IOB与第一实施例的荧光传感器10类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，并且不再对其进行描述。如图10所示，本实施例的荧光传感器IOB是其中作为集光区段或集光部的菲涅耳透镜16C附加地形成在LED装置15和指示层17之间的荧光传感器。通过在具有不同折射率的两种环氧树脂膜16A和16B之间的分界面处形成预定的中凸和中凹图案得到菲涅耳透镜16C。菲涅耳透镜16C提供下列有益效果，即高效地将来自LED装置15的激发光朝向指示层17引导并且高效地将来自指示层17的荧光聚集到PD装置12中。可替换地，菲涅耳透镜16C可以由起到集光区段作用但与环氧树脂膜16分开的透镜或任何其它适当部件代替。图10所示荧光传感器IOB具有菲涅耳透镜16C，其为布置在LED装置15和指示层 17之间的集光区段。替换或除了菲涅耳透镜16C，荧光传感器可以构造为具有布置在位于 PD装置12和滤光器14之间的第一绝缘膜(氧化硅膜13)中的集光区段。除了由第一实施例的荧光传感器10提供的有益效果之外，由于作为集光区段的菲涅耳透镜16C的存在，使得本实施例的荧光传感器IOB是比荧光传感器10更灵敏的荧光传感器。在美国专利No. 5，039，490中公开的荧光传感器110中，集光区段105A对于使已经穿过框架形空隙区域120的激发光E聚集到与框架形中心部对应布置的指示层106中来说必不可少，如图2所示。与之相对照，本发明的荧光传感器基本上不需要集光区段以利用激发光E辐照指示层17，如图6所示。另外，由于指示层17中产生的荧光穿过LED装置15 并在PD装置12中转换为电信号，集光区段在这种情况下也不是必需部件。〈第四实施例〉下面将描述根据本发明的第四实施例的荧光传感器10C。本实施例的荧光传感器 IOC与第一实施例的荧光传感器10类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，并且不再对其进行描述。如图5和其它附图所示，在第一实施例的荧光传感器10和其它荧光传感器中，分析物2能够进入的阻光层18布置在指示层17上。相反，当从前面观察荧光传感器IOC时， 本实施例的荧光传感器IOC允许分析物2经由阻光层18从左侧通过侧面进入指示层17，如图11所示。如图11所示，在本实施例的荧光传感器IOC中，指示层17布置在形成于硅基片11 的第一主表面IlA上的PD装置12上方，LED装置布置在指示层17上方。响应于已经穿过侧面进入指示层17的分析物2生成的荧光入射到PD装置12上并且转换为电信号。另外， 反射和/或吸收波长小于荧光的激发光并使荧光透过的滤光器14位于PD装置12和指示层17之间。具有预定厚度并且覆盖指示层的侧面的阻光层18用于使分析物透过。如图11所示，荧光传感器IOC还包括由聚酰亚胺、聚对二甲苯、环状聚烯烃或任何其它适当树脂制成的保护层19。在利用保护层19的远端部、即具有阻光层18的一侧的部分刺入受检者的身体之后，荧光传感器IOC测量体液或血液中的分析物2。保护层19的材料含有碳黑或任意其它适当的阻光材料，因此不透光，使得外界光被阻挡。硅基片11、PD装置12、氧化硅膜13和滤光器14与第一实施例中的荧光传感器10和其它荧光传感器相同。 阻光层18形成在位于顶端侧上的滤光器14上，指示层17形成在位于近端侧上的滤光器14上。LED装置15布置在指示层17上。也就是说，在荧光传感器IOC中，作为光电转换装置的PD装置12、滤光器14、指示层17和作为发光装置的LED装置15按该顺序形成在作为基底构件的硅基片11的第一主表面上方。另外，在荧光传感器IOC中，长波长截止滤光器14D布置在作为发光装置的LED装置15和指示层17之间。长波长截止滤光器14D用于阻挡波长大于激发光的光。在荧光传感器IOC中，利用由LED装置15发出的激发光辐照指示层17，来自于LED 装置的长波长光分量被长波长截止滤光器14D截止。来自于指示层17的荧光穿过滤光器 14和氧化硅膜13并由PD装置12检测。本实施例的荧光传感器IOC不仅具有由第一实施例的荧光传感器IOA提供的有益效果，还包括长波长截止滤光器14D，其防止波长大于即使从发光装置发出的激发光的光入射到PD装置12上。因此，PD装置12只检测荧光，从而提高了检测信号的信噪比。〈第五实施例〉下面将描述根据本发明的第五实施例的荧光传感器10D。本实施例的荧光传感器 IOD与第一实施例的荧光传感器10和其它荧光传感器类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，并且不再对其进行描述。在第一实施例的荧光传感器10中，所布置的滤光器14截止从发光装置发出并照射到PD装置12上的不期望的激发光。相反，本实施例的荧光传感器IOD包括在结构上具有特征的PD装置12D，因此，即使在没有滤光器14的情况下也不会检测到不期望的激发光。 除了没有滤光器14之外，第五实施例的荧光传感器IOD的基本结构与第一实施例的荧光传感器10和其它荧光传感器相同。图12A到12C是荧光传感器中的PD装置的结构的示意性横截面视图。在第一实施例的荧光传感器10和图12A所示其它荧光传感器的PD装置12中，安培计31检测在η区和P+区之间流动的电流形式的荧光信号。相反，在图12Β所示本实施例的荧光传感器IOD 中，PD装置12D包括两个PD光接收部分(ρ+区)Pl和Ρ2，其形成在硅基片11中不同的深度位置处，安培计32检测流过形成在更深位置处的PD光接收部分Ρ2的电流。因此，PD装置12D能够产生荧光信号，其中，在电学上消除了射入较浅深度的光的影响，即具有较短波长的光分量的影响。因此，具有不带滤光器14的简单结构的本实施例的荧光传感器IOD能够提供与第一实施例的荧光传感器10相同的有益效果。如上所述，本实施例的荧光传感器IOD中的PD装置12D包括第一光接收部分Pl 和形成在比形成第一光接收部分Pl更深位置处的第二光接收部分Ρ2，其中第一光接收部分Pl形成有插入于施加相同偏压的第一光接收部分Pl和第二光接收部分Ρ2之间的η区 N。PD装置12D检测流过第二光接收部分Ρ2的电流，从而使得表示入射激发光的电信号被电截止。与第一实施例的荧光传感器10和其它荧光传感器中使用的滤光器相同的滤光器 (其吸收激发光但使荧光透过)也可以进一步设置在荧光传感器IOD中。上文已经描述了每个光接收部分由P型二极管形成的情况，但是光接收部分的传导性和极性可以颠倒。也就是说，每个光接收部分可以由N型二极管形成。〈第五实施例的变型〉
下面将描述根据本发明的第五实施例的变型的荧光传感器10E。本实施例的荧光传感器IOE与第五实施例的荧光传感器IOD类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号， 并且不再对其进行描述。因为第五实施例的荧光传感器IOD包括在结构上具有特征的PD装置12D，即使在没有滤光器14的情况下也不会检测到不期望的激发光。相反，本变型的荧光传感器IOE包括截止激发光的滤光器14和如荧光传感器IOD中那样在结构上具有特征的PD装置12E。也就是说，荧光传感器IOE中的PD装置12E包括形成在硅基片11中不同深度位置处的两个PD光接收部分(ρ+区)Pl和P2，安培计33检测流过形成于较浅位置处的PD光接收部分Pl的电流，如图12C所示。荧光传感器IOE提供与荧光传感器IOD和其它荧光传感器相同的有益效果，并且能够检测在信噪比方面更优异的荧光信号。如上所述，在本实施例的荧光传感器IOE中，PD装置12E包括第一光接收部分Pl 和形成在比形成第一光接收部分Pl更深位置处的第二光接收部分P2，第一光接收部分Pl 形成有插入于施加相同偏压的第一光接收部分Pl和第二光接收部分P2之间的η区N。PD 装置12Ε检测流过第一光接收部分Pl的电流，从而使得表示波长大于荧光的干扰光的电信号被电截止。在荧光传感器IOD或荧光传感器IOE中还可通过对图12Β或12C所示的两个PD 光接收部分施加不同的反向偏压以调节所施加的偏压来产生具有最佳信噪比的荧光信号。〈第六实施例〉下面将参考相应的附图描述根据本发明第六实施例的针式荧光传感器330。如图 13所示，本实施例的针式荧光传感器330与本体单元340和接收器345结合并用于传感器系统301。也就是说，传感器系统301包括针式荧光传感器330、发送由针式荧光传感器330 测量的信息的本体单元340和接收并储存来自本体单元340的信号的接收器345。本体单元340和接收器345之间的信号通信以无线或有线方式进行。针式荧光传感器330包括细长的针本体区段333和连接器335，所述细长的针本体区段具有传感器部310，其是第一实施例的荧光传感器并且布置在针远端部332处，所述连接器与针本体区段333的针近端部334形成整体。连接器335可拆卸地安装到本体单元 340的安装部341中。当连接器335机械安装到本体单元340的安装部341中时，针式荧光传感器330与本体单元340电连接。针本体区段333可以呈锥形，以使得针远端部具有比针中心部小的横截面，从而使得针远端部能够刺入受检者，而针本体区段333的针近端部334 可以具有比针中心部大的横截面。为了减少受检者身体上的负担，针本体区段333的尖端的横截面尺寸优选地为200 X 200 μ m或更小。如下所述，通过对其上形成有传感器部310、金属布线和其它部件的硅基片进行整体蚀刻和/或机加工可以形成针本体区段333和连接器335。尽管未示出，本体单元340包括用于无线发送至和接收来自于接收器345的信号的无线天线、电池或任何其它适当电源、以及用于驱动和控制传感器部310的各种电路。各种电路的实例可以包括放大信号的放大电路、电路参考时钟生成电路、逻辑电路、数据处理电路、AD转换处理电路、模式控制电路、存储电路、射频通信波生成电路。当信号以有线方式发送至接收器345和由其接收时，本体单元340包括代替无线天线的信号线。
针式荧光传感器330是在使用之后丢弃以避免传染和其它意外的一次性单元，而本体单元340和接收器345是可重复使用的重新使用单元。受检者利用安装到本体单元340中的针式荧光传感器330的针本体区段333刺入他/她的身体表面，针远端部332位于身体真皮层下面。可替换地，在受检者利用针本体区段333刺入他/她的身体表面之后，受检者可以将针式荧光传感器330安装到本体单元340 中。传感器系统301可以连续测量例如体液中的葡萄糖浓度和将测量值储存在接收器345 中的存储器中。也就是说，本实施例的针式荧光传感器330是短期置于皮下的针式荧光传感器，这意味着针式荧光传感器330连续使用大约一周。特别地，针式荧光传感器330可以优选地作为葡萄糖连续监视装置。下面将参考图14和15描述布置在针式荧光传感器330的针远端部332上的针本体区段333和传感器部310的结构。如图14所示，针式荧光传感器330的针本体区段333包括树脂基片324、保护层 326和六个金属线321,322和323。树脂基片3M和保护层326由聚酰亚胺、聚对二甲苯、环状聚烯烃或任何其它适当树脂制成，其材料含有碳黑或任何其它适当的阻光材料，因此不透光，以便阻挡外界光进入针远端部332。金属线321、322和323由铝、铜或任何其它适当导体制成，不仅作为传感器部310 中的电布线，而且具有增大针本体区段333的刚性的作用。金属线321、322和323从设置在针远端部332上的传感器部310至针近端部334布置，进一步延伸到连接器335，并且连接到装入连接器335中的本体单元中的各种电路上。金属线321将来自作为光电转换装置的光电二极管(下文也称作“PD”)装置312 的荧光信号传送到本体单元340。金属线322将来自本体单元340的驱动电能供应给作为发光装置的发光二极管(下文也称作“LED”)装置315。金属线323将来自温度传感器 327(参看图1 的温度信号传送给本体单元340。图15示出了每个金属线321、322和323由两个金属线形成的情况金属线321由金属线321A和321B形成；金属线322由金属线322A和322B形成；金属线323由金属线 323A和32 形成，并且金属线321、322，金属线323和位于其间的绝缘层(未示出)形成多层结构。绝缘层的材料可以是与保护层3 相同的材料。在这种情况下，金属线321、322 和323埋在保护层326中。图15所示金属线321、322和323位于硅基片311下面，但是可以形成在硅基片311上。金属线321、322和323可以通过例如沉积、溅射、电镀和上述任意方法组合的添加法；对金属箔进行蚀刻的去减法；或者使用块体细导线形成。传感器部310的基本结构与如上所述的荧光传感器10相同，部件的参考标记由用于荧光传感器10的数字加上300表示。也就是说，针式荧光传感器330包括荧光传感器 10。PD装置312通过接合线或焊线328、通过式布线或任何其它适当方式与金属线321 电连接。由水凝胶、碳黑和其它材料制成的阻光层318形成在指示层317上，即，作为传感器部的顶面，并且阻挡各种类型的光。阻光层318用于使分析物透过。每个指示层317和阻光层318设定为大约几十微米厚。阻光层318可以覆盖整个针式荧光传感器330以及针远端部332，或者只覆盖针远端部332。在后一种情况下，除了针远端部332之外的部分可以由不同的构件、例如由钛制成的金属膜覆盖，以便实现阻光目的。包括阻光层318的针式荧光传感器330对人体来说是安全的，这是因为没有激发光向外泄露并且能够产生具有令人满意的信噪比的荧光信号。如图15所示，温度传感器327也可以布置在针远端部332的传感器部310中。来自温度传感器327的温度信号通过金属线323传送给本体单元340。温度传感器327的实例包括荧光温度计或任何其它光学温度传感器、热敏电阻型温度传感器、薄金属膜电阻型温度传感器和以流过PN结的正向电流的温度特性曲线为基础的半导体温度传感器。从对温度的良好线性响应以及温度传感器易于形成在硅基片311上的观点出发，半导体温度传感器是优选的，其将在随后进行描述。也就是说，在图15中，尽管温度传感器327与硅基片 311分开，可替换地，半导体温度传感器327可以形成在其上形成有PD装置312的硅基片 311 上。在包括作为光电转换装置的PD装置312的针式荧光传感器中，PD装置312也可以用作温度传感器。也就是说，当不进行光电转换操作时，PD装置312可以用作温度传感器。如上所述，本实施例的针式荧光传感器具有第一实施例的荧光传感器，并且包括针本体区段，其包括传感器部和多个金属线，所述传感器部是布置在位于活体中的针远端部中的荧光传感器，所述金属线从传感器部至针近端部布置；以及连接器，其与针本体区段形成整体并且多个金属线在其中延伸。下面将描述针式荧光传感器330的操作。如前所述，为了使用针式荧光传感器 330，受检者利用针远端部332和针本体区段333的一部分刺入他/她的身体表面和位于皮肤下的真皮层，插入它们并且将它们保持留在其中。为了将针式荧光传感器330插入身体， 受检者可以根据需要使用外部针或任何其它适当的部件。针式荧光传感器33可以根据目的插入活体中的适当组织，例如血管中并且保持留在其中。当血液或任何其它体液通过连接活体和位于其外部的部件的管子或任何其它类似部件进行循环时，受检者可以利用针式荧光传感器330刺入位于活体外部的管子。插入和留在真皮层中的荧光传感器对分析物起反应并且以特别令人满意的方式检测分析物。首先，LED装置315在本体单元340通过连接器335和针本体区段333中的金属线 322供应驱动电能信号时发出激发光。由LED装置315发出的光的脉冲宽度为10到100ms。 脉冲电流的大小为大约1到100mA。激发光的中心波长为大约375nm。激发光例如每30秒进行发射。来自LED装置315的激发光进入指示层317。指示层317产生强度与分析物2的数量成比例的荧光。分析物2通过阻光层318进入指示层317。指示层317中的荧光染料发出荧光，例如响应于波长为375nm的激发光，具有460nm的波长。来自指示层317的荧光穿过LED装置315、滤光器314和其它部件，并照射到PD装置312上。也就是说，针式荧光传感器330中的LED装置315使荧光透过。荧光随后在PD 装置312中进行光电转换，产生光感应电荷或荧光信号，其通过金属线321传送给本体单元 340。在针式荧光传感器330中，放大电路IC可以布置在PD装置312附近。在这种情况下，来自PD装置312的荧光信号被放大，随后通过金属线321传送给本体单元340，从而使信号可以具有更加令人满意的信噪比。来自温度传感器327的温度信号也通过金属线323传送给本体单元340，与来自 PD装置312的荧光信号一样。关于荧光强度的由针式荧光传感器330测量的数据以例如12位或更高方式表示的数字数据形式通过本体单元340上的无线天线大约每10分钟传送给接收器345。荧光强度数据根据温度和其它信息进行校正。从而计算出分析物的浓度。接收器345将分析物的计算浓度储存在存储器中。同时，分析物的浓度可以显示在显示单元上，在分析物浓度超过预定范围时会发出警报。当针式荧光传感器330的操作模式可选自例如睡眠模式、开/关模式、安全模式时，驱动传感器部310的电池或任何其它电源的寿命可以通过选择适当的模式进行延长。针式荧光传感器330可以自由改变针本体区段333的长度，即，可以根据需要增大长度，因此，可以邻近传感器部310设置其它类型的传感器，例如pH传感器和胰岛素传感
ο如上所述，因为本实施例的针式荧光传感器330的传感器部310通过金属线321、 322和323电传送通信和其它信号，从而不需要光纤。因此，即使当针本体区段333变形时， 针式荧光传感器330也可以产生稳定的传感器信号。另外，针式荧光传感器330可以容易地制造，同时，由于不使用光纤，其尺寸可以减小。此外，由于荧光信号在针远端部332中转换为电信号，针式荧光传感器330比光纤传感器更灵敏。也就是说，针式荧光传感器330是高度灵敏、高度精确、小型、低价、稳定的针式荧光传感器。另外，布置在针式荧光传感器330 的针本体区段333上的树脂基片324，金属线321、322和323以及保护层3 提供高柔性和强度。另外，针式荧光传感器330是小型、精确的分析物检测荧光传感器，其容易地允许顶端部的尺寸减小，从而穿过真皮层插入。另外，在针式荧光传感器330中，即使在例如针本体区段弯曲时，也可以显著减小信号质量的降低。如上所述，针式荧光传感器330具有简单的构造和高检测灵敏度。由于适合长期连续测量，针式荧光传感器330尤其适合作为用于定量测量血液中糖化物的短期皮下留置型针式葡萄糖传感器。〈第七实施例〉下面将参考图16A和16B描述根据本发明的第七实施例的针式荧光传感器330A。 本实施例的针式荧光传感器330A与第六实施例的针式荧光传感器330类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，在此不再对其进行描述。如图16A所示，第六实施例的针式荧光传感器330的针本体区段333包括树脂基片324，金属线321、322和323，以及保护层326。与之相对照，本实施例的针式荧光传感器 330A的针本体区段333A包括硅基片311，金属线321、322和323，以及保护层326，如图16B 所示。也就是说，代替第六实施例的针式荧光传感器330的针本体区段333中的树脂基片 324，本实施例的针式荧光传感器330A的针本体区段333A包括硅基片311。针本体区段333A中的硅基片是其上形成有PD装置312的硅基片311的延伸部。 如前所述，因为硅基片311的厚度减少到大约几十微米，针本体区段333A具有柔性。为了削弱硅基片311的脆性并对其进行增强，在硅基片311的背侧可以形成钛、SUS或任何其它适当的金属材料。除了包括树脂基片3M的第六实施例的针式荧光传感器330所提供的有益效果之外，本实施例的针式荧光传感器330A的针本体区段333A不仅使针本体区段333具有优异的强度特征，而且具有柔性。因为针本体区段333A具有刚性，针式荧光传感器330A易于插入身体表面。因此，针式荧光传感器330A可以在不需要任何外部针的情况下，仅仅通过使用针本体区段333A插入。进一步优选地是，主要形成连接器335的结构也由硅基片311 —体地形成。包括具有荧光传感器的传感器部(针远端部)、针本体区段333A和连接器335 (每个与硅基片 311 一体地形成)的针式荧光传感器330提供与针式荧光传感器330A相同的有益效果并且允许制造步骤进一步简化。也就是说，用于连续测量活体内的糖化物的针式荧光传感器包括传感器部，其布置在针远端部并且穿过活体并留置其中；针本体区段，其中布置有从传感器部到针近端部的多个金属线；以及其中延伸有多个金属线的连接器，所述连接器可拆卸地安装在本体单元中，所述本体单元将由传感器部检测的信息发送给接收器，所述传感器部、针本体区段和连接器由具有第一和第二主表面的硅基片一体地形成。传感器部包括激发光发射装置，其由氮化镓基化合物半导体制成并形成在蓝宝石基片上；指示层，其在激发光作用下与血液或体液中的糖化物相互作用时根据糖化物的浓度产生荧光；光电转换装置，其由光电二极管或光电晶体管制成并且将荧光转换为电信号；滤光器，其反射和/或吸收波长小于荧光的激发光但使荧光透过；以及阻光层318，其能够使糖化物透过。滤光器、发光装置、指示层和阻光层318按照该顺序彼此交叠地位于形成在硅基片的第一主表面上的光电转换装置上方。指示层中产生的荧光穿过发光装置并且在光电转换装置中转换为电信号。〈第八实施例〉下面将参考图17A和17B描述根据本发明的第八实施例的针式荧光传感器330B。 本实施例的针式荧光传感器330B与第六实施例的针式荧光传感器330类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，在此不再对其进行描述。如图17A所示，针式荧光传感器330B的针本体区段33 包括四个金属线321C、 322C、323C和329。金属线321C将来自PD装置312的荧光信号传送给本体单元340。金属线322C将来自本体单元340的驱动电能供应给LED装置315。金属线323C将来自温度传感器327的温度信号传送给本体单元340。金属线3 是公共地线。也就是说，在针式荧光传感器330B中，可以通过使传感器部中的不同构件共用单个地线减少插入针本体区段 33 的金属线的数目。例如，可以仅通过四个金属线发送和接收到达和来自传感器部310 的信号。另外，在PD装置312用作温度传感器的针式荧光传感器中，可以仅通过例如三个金属线发送和接收到达和来自传感器部310的信号。除了由针式荧光传感器330提供的有益效果之外，本实施例的针式荧光传感器 330B允许减少金属线的数目，因此，可以减小针本体区段33 的横截面，即直径。因为针式荧光传感器330B具有形成在多层结构中的金属线，也可以减小针本体区段33 的直径。图17A示出了与第六实施例的针式荧光传感器330类似的形式，不同之处在于，针
2本体区段33 不具有硅基片311。可替换地，可以保留硅基片，如第七实施例的针式荧光传感器330A—样。也就是说，第八实施例的针式荧光传感器330B的金属线的构造不仅可以在第七实施例的针式荧光传感器330A中使用，而且可以在第六实施例的针式荧光传感器330 中使用。毫无疑问，也可以采用其中针本体区段333C中的金属线321C、322C、323C和3 不形成于多层布线结构中的结构，如图17B中的针式荧光传感器330C所示。进一步地，针本体区段333C的横截面形状并非必须为矩形，例如，可以为圆形，如针式荧光传感器330C 所示。<第九实施例>下面将描述根据本发明的第九实施例的针式荧光传感器330D。本实施例的针式荧光传感器330D与第六实施例的针式荧光传感器330类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，在此不再对其进行描述。如图18所示，针式荧光传感器330D的传感器部310D不仅包括设置在针式荧光传感器330和其它针式荧光传感器的传感器部310中的作为第一光电转换装置的PD装置 312 (以下称作“第一 PD装置”)，而且包括具有与第一 PD装置312作用相同的第二 PD装置 312D和比较指示层317D。比较指示层317D由水凝胶或任何其它适当材料制成，与指示层 317类似，但是不含荧光染料。因此，比较指示层317D在激发光辐照时发射在水凝胶或其它材料中产生的荧光，即，在没有分析物2的状态下产生的荧光。也就是说，设置在传感器部 310D中的第二 PD装置312D输出偏移信号，其是不受任何分析物影响的电信号。图18示出了示例性构造，其中，第一 PD装置312、第二 PD装置312D、温度传感器 327和滤光器314在半导体制造步骤中整体地形成在硅基片311的表面上，但是未示出任何金属布线。如图18所示，LED装置315、滤光器314和阻光层318由第一 PD装置312和第二 PD装置312D共用。在针式荧光传感器330D中，当LED装置315利用激发光辐照指示层317和比较指示层317D时，第一 PD装置312输出与指示层317中的分析物浓度相对应的荧光信号，第二 PD装置312D输出偏移信号，其是由比较指示层317D在没有分析物的情况下产生的电信号。在针式荧光传感器330D中，通过计算两个信号之间的差值可以获得仅与分析物浓度对应的精确荧光信号。如上所述，在针式荧光传感器330D中，针远端部包括具有PD装置312D的第二传感器部，所述PD装置是输出不受任何分析物影响的电信号的第二光电转换装置。除了由第六实施例的针式荧光传感器330所提供的有益效果之外，因为可以检测到具有更加令人满意的信噪比的分析物浓度信号，本实施例的针式荧光传感器330D提供优异的检测精度。图19示出了第九实施例的变型的针式荧光传感器330E的结构，其提供与针式荧光传感器330D相同的有益效果。也就是说，在针式荧光传感器330E中，除了设置例如由金属膜形成的阻光层318E以防止分析物2进入比较指示层317E之外，比较指示层具有与指示层317相同的结构。当分析物2包括在激发光作用下发射荧光的荧光染料时，优选地使用本变型的针式荧光传感器330E。〈第十实施例〉
下面将描述根据本发明的第十实施例的针式荧光传感器330F。本实施例的针式荧光传感器330F与第六实施例的针式荧光传感器330类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，在此不再对其进行描述。在第六实施例的针式荧光传感器330和其它针式荧光传感器中，布置阻光层318， 以允许分析物2通过上侧进入指示层317，如图14和其它视图所示。相反，本实施例的针式荧光传感器330F的传感器部310F的基本结构与第四实施例的荧光传感器IOC相同，当从正面观察荧光传感器330F时，分析物2从左侧经由阻光层318进入指示层317，如图20所
7J\ ο也就是说，在受检者利用针远端部332、即具有阻光层318的一侧的部分刺入他/ 她的身体之后，针式荧光传感器330F的传感器部310F测量受检者体液中的分析物2，如图 20所示。针本体区段333包括保护层326、硅基片311和金属线(未示出)，保护层326由含有碳黑或任何其它适当的阻光材料的材料制成，因此不透光，使得外界光被阻挡。硅基片 311、PD装置312、滤光器314和其它部件与第六实施例的针式荧光传感器330和其它针式荧光传感器相同。阻光层318形成在滤光器314的远端侧上，指示层317形成在其近端侧上。LED装置315布置在指示层317上，反射层319形成在LED装置315上。也就是说，在传感器部317F中，作为光电转换装置的PD装置12、滤光器314、指示层317和作为发光装置的LED装置315按该顺序形成在作为基底构件的硅基片311的第一主表面上方。另外，在传感器部310F中，具有阻挡波长大于激发光的作用的长波长截止滤光器 314F布置在作为发光装置的LED装置315和指示层317之间。在针式荧光传感器330F中，由LED装置315发出的激发光、由反射层319反射的光和直接入射到长波长截止滤光器314F上的光穿过滤光器314F，其中，激发光的长波长分量被截止，最终的激发光辐照到指示层317上。来自指示层317的荧光穿过滤光器314并且由PD装置312检测。在针式荧光传感器330F中，指示层317和阻光层318之间的关系不限于图20所示结构。例如，尽管未示出，厚度足以达到指示层317右侧的阻光层318可以形成在保护层 326的一部分中，或者阻光层318可以具有穿过保护层326的隧道形结构。也就是说，在图 20所示针式荧光传感器中，当从正面观察针式荧光传感器时，分析物2穿过阻光层318并从右侧进入指示层。毫无疑问，如上所述的结构可以与图20所示结构结合。如上所述，在针式荧光传感器330F中，指示层在形成于硅基片中的光电转换装置上方形成，并且发光装置形成在指示层上方，滤光器位于其间。覆盖指示层侧面并且具有预定厚度的阻光层318可以使分析物透过。在包括荧光传感器IOC在内的本实施例的针式荧光传感器330F中，为了检测由已经通过指示层位于针远端侧上的侧面进入指示层的分析物2发出的荧光，除了远端部之外的部分可以覆盖有不透光的保护层326。因此，针式荧光传感器330F不可能泄漏激发光，从而除了针式荧光传感器330和其它针式荧光传感器提供的有益效果之外，还特别安全。另外，在针式荧光传感器330F中，即使当LED装置315发射波长大于激发光的光时，长波长截止滤光器314F防止长波长光照射到PD装置312上。因此，PD装置312仅检测荧光，从而产生具有令人满意的信噪比的检测信号。另外，位于LED装置315上的反射层 319允许发出的激发光高效地照射到指示层317上。
<第^^一实施例>下面将描述根据本发明的第十一实施例的针式荧光传感器330G。本实施例的针式荧光传感器330G与第六实施例的针式荧光传感器330类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，并且不再对其进行描述。在第六实施例的针式荧光传感器330的传感器部310中，滤光器314布置成截止来自LED装置315并照射到PD装置312上的不期望的激发光。相反，本实施例的针式荧光传感器330G的传感器部3IOG的基本结构与图12B所示第五实施例的荧光传感器IOD相同。 因为传感器部310G包括两个在结构上具有特征的312G，即使没有滤光器314，也不会检测到不期望的激发光。除了没有滤光器314之外，第十一实施例的针式荧光传感器330G的基本结构与第六实施例的针式荧光传感器330和其它针式荧光传感器相同。包括荧光传感器IOD(其具有不带滤光器314的简单结构)的本实施例的针式荧光传感器330G能够提供与第六实施例的针式荧光传感器330和荧光传感器IOD相同的有益效果。〈第—^一实施例的变型〉下面将描述根据本发明的第十一实施例的变型的针式荧光传感器330G2。本变型的针式荧光传感器330G2与第十一实施例的针式荧光传感器330G类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，并且不再对其进行描述。由于第十一实施例的针式荧光传感器330G的传感器部310G是图12B所示荧光传感器IOD并且包括两个结构上具有特征的PD装置，即使没有滤光器314，也不会检测到不期望的激发光。相反，本变型的针式荧光传感器330G2的传感器部310G包括截止激发光的滤光器314和如第十一实施例的针式荧光传感器那样结构上具有特征的PD装置312G2。也就是说，本变型的针式荧光传感器330G2的传感器部包括根据如图12C所示第五实施例的变型的荧光传感器IOE和滤光器。包括荧光传感器IOE的本变型的针式荧光传感器提供与第十一实施例的针式荧光传感器和荧光传感器IOE相同的有益效果，因此能够检测具有更优异信噪比的荧光信号。<第十二实施例>下面将描述根据本发明的第十二实施例的针式荧光传感器330H。本实施例的针式荧光传感器330H与第六实施例的针式荧光传感器330类似。因此，相同的部件具有相同的参考符号，并且不再对其进行描述。本实施例的针式荧光传感器330H的传感器部310H是图10所示第三实施例的荧光传感器IOB并且包括作为集光区段的菲涅耳透镜16C。除了由针式荧光传感器330提供的有益效果之外，由于作为集光区段的菲涅耳透镜16C的存在，包括荧光传感器IOB的本实施例的针式荧光传感器330H显示出比第六实施例的针式荧光传感器330更高的灵敏度。本发明不限于如上所述的实施例和变型，在不脱离本发明精神的情况下，可以进行各种变化、变型和其它改进。另外，如上所述的各种实施例和变型的构造可以与任何其它实施例和变型的构造相结合。〈补充说明〉
第四实施例的荧光传感器IOC构造如下1.荧光传感器包括具有第一和第二主表面的基底构件、发射激发光的发光装置、 在激发光作用下与活体内的分析物相互作用以产生荧光的指示层、以及将荧光转换为电信号的光电转换装置，其中，光电转换装置、发光装置和指示层在基底构件的第一主表面上方彼此交叠。2.如第1项所述的荧光传感器，其中，基底构件是硅基片，指示层布置在形成于硅基片的第一主表面上的光电转换装置上方，发光装置布置在光指示层上方，从已经穿过指示层的侧面进入指示层的分析物发出的荧光入射到光电转换装置上。3.如第2项所述的荧光传感器，还包括位于光电转换装置和指示层之间的滤光器，其中，滤光器反射和/或吸收波长小于荧光的激发光并透射荧光。4.如第3项所述的荧光传感器，其中，滤光器为由硅、碳化硅和磷化镓中任意一种制成的光吸收单层。5.如第3项所述的荧光传感器，其中，滤光器是由硅层和二氧化硅层或氮化硅层形成的多重干涉滤光器。6.如第2项所述的荧光传感器，其中，光电转换装置包括第一光接收部分和形成在比形成第一光接收部分的位置更深的位置处的第二光接收部分，检测流过施加有同样偏压的第一或第二光接收部分的电流允许表示入射激发光的电信号被电截止。7.如第3项至第6项中任意一项所述的荧光传感器，其中，发光装置是由氮化镓基化合物半导体制成并形成在蓝宝石基片上的发光二极管装置，光电转换装置由光电二极管或光电晶体管形成。8.如第3项至第7项中任意一项所述的荧光传感器，还包括位于发光装置和指示层之间和/或位于滤光器和光电转换装置之间的集光区段。9.如第1项至第8项中任意一项所述的荧光传感器，其中，分析物是血液或体液中的糖化物。10.第十实施例的针式荧光传感器330F包括布置在针远端部中的传感器部、针本体区段和连接器，所述传感器部是如第1项至第9项中任意一项所述的荧光传感器，所述针本体区段包括从传感器部至针近端部布置的多个金属线，所述连接器与针本体区段形成整体并且多个金属线在其中延伸。11.如第10项所述的针式荧光传感器，其中，连接器可拆卸地安装在发送由传感器部测量的信息的本体单元中。12.如第11项所述的针式荧光传感器，其中，针本体区段还包括树脂基片或硅基片、由树脂制成的保护层以及多个金属线。13.如第12项所述的针式荧光传感器，其中，所述多个金属线与位于其间的绝缘
层叠置，以形成多层结构。14.如第11项所述的针式荧光传感器，其中，传感器部、针本体区段和连接器由硅基片单片整体式地形成。本申请要求2009年4月13日在日本提交的日本专利申请Nos. 2009-97330和 2009-97331的优先权，其内容结合到本申请的说明书、权利要求书和附图中。
权利要求
1.一种荧光传感器，其包括 具有第一和第二主表面的基底构件； 发射激发光的发光装置；在激发光作用下与活体中的分析物相互作用以产生荧光的指示层；以及将荧光转换为电信号的光电转换装置，其中，光电转换装置、发光装置和指示层在基底构件的第一主表面上方彼此交叠。
2.如权利要求1所述的荧光传感器，其特征在于， 基底构件是硅基片，发光装置布置在形成于硅基片的第一主表面上的光电转换装置上方， 光指示层布置在发光装置上方，并且指示层中产生的荧光穿过发光装置并照射到光电转换装置上。
3.如权利要求2所述的荧光传感器，其特征在于， 还包括位于光电转换装置和发光装置之间的滤光器，其中滤光器反射和/或吸收波长小于荧光的激发光并透射荧光。
4.如权利要求3所述的荧光传感器，其特征在于，滤光器是由硅、碳化硅和磷化镓中任意一种制成的光吸收单层。
5.如权利要求3所述的荧光传感器，其特征在于，滤光器是由硅层和二氧化硅层或氮化硅层形成的多重干涉滤光器。
6.如权利要求2所述的荧光传感器，其特征在于，光电转换装置包括第一光接收部分和形成在比形成第一光接收部分的位置更深的位置处的第二光接收部分，并且检测流过施加有同样偏压的第一或第二光接收部分的电流允许表示入射激发光的电信号被电截止。
7.如权利要求3所述的荧光传感器，其特征在于， 分析物是血液或体液中的糖化物。
8.如权利要求7所述的荧光传感器，其特征在于，发光装置是由氮化镓基化合物半导体制成并形成在蓝宝石基片上的发光二极管装置， 光电转换装置由光电二极管或光电晶体管形成。
9.如权利要求8所述的荧光传感器，其特征在于，还包括位于发光装置和指示层之间和/或位于滤光器和光电转换装置之间的集光区段。
10.一种刺入活体的针式荧光传感器，所述针式荧光传感器包括针本体区段，其包括布置在处于活体中的针远端部中的传感器部和从传感器部至针近端部布置的多个金属线；以及连接器，其与针本体区段形成整体并且所述多个金属线在其中延伸， 传感器部包括具有第一和第二主表面的基底构件； 发射激发光的发光装置，在激发光作用下与活体内的分析物相互作用以产生荧光的指示层，以及将荧光转换为电信号的光电转换装置，其中，光电转换装置、发光装置和指示层在基底构件的第一主表面上方彼此交叠。
11.如权利要求10所述的针式荧光传感器，其特征在于， 基底构件是硅基片，发光装置布置在形成于硅基片的第一主表面上的光电转换装置上方， 指示层布置在发光装置上方，并且指示层中产生的荧光穿过发光装置并照射到光电转换装置上。
12.如权利要求11所述的针式荧光传感器，其特征在于， 还包括位于光电转换装置和发光装置之间的滤光器，其中滤光器反射和/或吸收波长小于荧光的激发光并且透射荧光。
13.如权利要求12所述的针式荧光传感器，其特征在于， 滤光器是由硅、碳化硅和磷化镓中任意一种制成的光吸收单层。
14.如权利要求12所述的针式荧光传感器，其特征在于，滤光器是由硅层和二氧化硅层或氮化硅层制成的多重干涉滤光器。
15.如权利要求11所述的针式荧光传感器，其特征在于，光电转换装置包括第一光接收部分和形成在比形成第一光接收部分的位置更深位置处的第二光接收部分，并且检测流过施加有相同偏压的第一或第二光接收部分的电流允许表示入射激发光的电信号被电截止。
16.如权利要求12所述的针式荧光传感器，其特征在于， 分析物是血液或体液中的糖化物。
17.如权利要求16所述的针式荧光传感器，其特征在于，发光装置是由氮化镓基化合物半导体制成并形成在蓝宝石基片上的发光二极管装置，并且光电转换装置由光电二极管或光电晶体管形成。
18.如权利要求17所述的针式荧光传感器，其特征在于，连接器可拆卸地安装到发送由传感器部测量的信息的本体单元中。
19.如权利要求18所述的针式荧光传感器，其特征在于， 传感器部还包括温度传感器。
20.如权利要求18所述的针式荧光传感器，其特征在于，还包括第二传感器部，其包括输出不受分析物影响的电信号的第二光电转换装置。
21.如权利要求18所述的针式荧光传感器，其特征在于，针本体区段还包括树脂基片或硅基片、由树脂制成的保护层和所述多个金属线。
22.如权利要求21所述的针式荧光传感器，其特征在于， 所述多个金属线与位于其间的绝缘层叠置以形成多层结构。
23.如权利要求18所述的针式荧光传感器，其特征在于，还包括位于发光装置和指示层之间和/或位于滤光器和光电转换装置之间的集光区段。
24.一种使用荧光传感器测量分析物的方法，所述方法包括将由发光装置发出的激发光弓I入指示层的激发光辐照步骤； 指示层在激发光作用下与分析物相互作用以产生荧光的荧光发射步骤；以及指示层中产生的荧光穿过发光装置、照射到光电转换装置上并转换为电信号的光电转换步骤。
25.如权利要求M所述的测量分析物的方法，其特征在于， 分析物是血液或体液中的糖化物。
全文摘要
提供了一种根据由激发光产生的荧光测量葡萄糖的针式荧光传感器330。针式荧光传感器330包括针本体区段333和连接器335，所述针本体区段333包括布置在针远端部332中的传感器部310和从传感器部310至针近端部334布置的金属线321、322和323，所述连接器与针本体区段333形成整体并且金属线321、322和323在其中延伸。传感器部310包括具有第一和第二主表面的硅基片311、将荧光转换为电信号的PD装置312、透射荧光并发射激发光的LED装置315、以及在激发光作用下与分析物相互作用以产生荧光的指示层317。PD装置312、LED装置315和指示层317在硅基片311的第一主表面上方彼此交叠。
文档编号G01N21/64GK102395873SQ20108001666
公开日2012年3月28日 申请日期2010年4月8日 优先权日2009年4月13日
发明者太田亮, 松本一哉, 松本淳, 清水悦朗 申请人:奥林巴斯株式会社, 泰尔茂株式会社