JP2012520746A - 対象により嚥下可能又は対象の体内に埋込可能な小型電子デバイス - Google Patents

Abstract

小型体内電子デバイスを提供する。体内電子デバイスを挿入する対象の体内を通って交流（ＡＣ）信号を受信するように１本以上のアンテナ（例えば３２）をガルバニック接続することができる。アンテナにより受信されたＡＣ信号から電力を抽出するように電力抽出回路（例えば３６）を構成する。抽出された電力は電子デバイスの１個以上のコンポーネントに給電するために使用される。電力抽出回路から電力を受信するようにトランスミッタ（例えば４８）を接続する。トランスミッタにコントローラ（例えば４６）を接続する。コントローラはアップリンク信号を送信するための断続的な送信バーストのシーケンスを発生するようにトランスミッタを駆動するように構成される。アンテナにより受信されるＡＣ信号の瞬間電力レベルよりも送信バーストの瞬間電力レベルを高くすることができる。
【選択図】図１

Description

（関連出願）
本願は３５ ＵＳＣ §１１９（ｅ）の下に２００９年３月１９日付けで出願された米国出願シリアル番号６１／１６１，４４１号の優先権を主張し、その開示内容全体を本願に援用する。

（発明の技術分野）
本発明は一般には体内電子デバイスに関し、より特定的には人体内又は動物体内で小型電子デバイスにより給電及び通信するための技術及び回路に関する。

服薬コンプライアンスとは処方治療に従って服薬する程度であり、通常では所定期間にわたって摂取された用量の百分率として表される。治療可能な疾患でありながら遵守不良により死亡する患者は数千人に及び、入院患者の１０分の１はノンコンプライアンスの疑いがあり、年間医療費約１５２億ドルに相当すると推定される。投薬コンプライアンスは臨床薬試験、老人医療、及び精神衛生／常習医療の関連でも重要である。例えば、臨床薬試験では、患者が服薬計画を遵守しているかどうかが分からないと、臨床試験の結果を正確に解釈することができず、あるいは誤解を招く可能性もあるため、患者の服薬計画コンプライアンスを厳密に知ることが望ましい。いずれの場合も、服薬コンプライアンスの公知確認方法の１つである直接服薬観察法（ＤＯＴ）に代わることができる比較的低コストの自動技術が明白且つ早急に必要とされている。この公知方法は手作業に依存しているため、コストがかかり、煩瑣になる傾向がある。

体外デバイスと通信可能な受動マイクロシステムを埋込み、胃腸（ＧＩ）管を通して廃棄できるようにした経口摂取可能なピルは患者の服薬計画遵守をモニターするための改良型間接方法となり得る。しかし、体内通信用受動マイクロシステムの現状技術は、人体組織内の著しい信号減衰、電気的寸法の小さいアンテナの放射特性不良、信号を発生するための電力の制限及び経路損失の距離依存性が高いことに関連する基本的な課題に十分に対処していない。

公知アプローチは、距離が長くなるにつれて送信信号が人体内で著しく減衰すると、主にバッテリーにより給電されるデバイスを利用している（即ち、信号減衰は動作周波数、組織減衰、アンテナの電気的寸法、ミスマッチ損失等の各種因子に依存する）。バッテリーは最終的に小型化の可能性を制限する（即ち、シリコンデバイスは数桁小さくすることができる）ので、本発明の各種側面は受動マイクロシステムを対象とする。しかし、当然のことながら、本願に記載する技術はバッテリー給電システムにも適用可能であると思われる。

受動デバイスでは、体内のバイオメディカルデバイスの動作範囲は実質的に制限される（例えば、カップリングが弱く、組織減衰が大きく、及び／又は人体の高周波（ＲＦ）電界被曝限度があるため、一般に数ｃｍ）。遠距離電界で動作する従来の受動無線識別（ＲＦＩＤ）トランスポンダは小型体内通信に不適切な空間／周波数のバランスが問題となる。トランスポンダを駆動するために十分なＲＦ電力を捕捉するには遠距離動作電界で電気的寸法の大きいアンテナが必要であるため、アンテナが小型のデバイスは低周波動作時には放射特性が不良になり、高周波動作時には信号減衰か大きくなるという問題がある。低周波磁界から給電される近距離電界トランスポンダは範囲が限定され、信号結合を改善するために多くの場合には多巻線をフェライト磁芯材に巻き付けることが必要であり、電力／帯域幅／寸法のバランスが問題となる。

本発明の各種側面は低電力電子ＲＦタギングデバイス（例えば典型的な１適用例では服薬コンプライアンスモニターに使用可能なデバイス）を含む。しかし、本発明の各種側面は服薬コンプライアンス用途に限定されない。例えば、本願に記載する技術は、有益な患者情報を提供しながら外科処置を追跡するための手段としての常置型インプラント（例えばバイオメディカルデバイス）、骨及び臓器にタギングするために使用することができる。手術室で使用される外科器具にマイクロチップを装着し、器具が誤って体内に放置されないように手術後に走査することもできる。

本発明の各種側面により想定される典型的な態様としては、物体の存在を検出するため、又は生体組織の感知や刺激等の機能的作業を可能にするために、人体内又は動物体内に嚥下又は埋込まれる小型電子デバイスによる給電及び通信装置及び方法が挙げられる。体内通信受動デバイスに給電するためには、電力調整回路を使用し、弱い入射電磁界及び／又は体内生体電気化学勾配により生じる体内電源からエネルギーを抽出した後に、後方散乱等の従来方法を使用して可能な電力レベルよりも高い電力レベルを達成するためにデータをバーストとして送信すればよいと考えられる。

本発明の他の側面は、小型受動電子インプラントの給電及び通信方法を含む。提案する概念の１つを本明細書では電子バーストないしＥバーストシグナリング装置と言う。Ｅバースト装置は主に磁気（例えば誘導性）信号、主に電気（例えば容量性）信号、電磁信号、及び／又は人体を電気伝送媒体とするガルバニックシグナリングを使用して通信することができる。好ましい動作方法の１つはガルバニック接続を使用して電子マイクロチップに給電する方法である。この方法は交流電圧を発生するために皮膚と直接接触させた体外電極を利用し、人体を通して送信される交流電流を発生する。電流は伝導媒体としての人体を流れ、マイクロチップの入力ポート間に電圧差を誘導する。電圧は体内の伝導媒体である組織や体液に暴露してもしなくてもよい２個のパッド又は電極を使用して捕捉することができる。この給電法は誘導結合インプラントの場合のようにラインオブサイト又は注意深く整列させたコイルが不要である。従って、アームバンドトランスミッタ、時計、携帯電話又はパーソナルデジタルアシスタント（ＰＤＡ）を使用して嚥下型又は埋込型マイクロチップに給電することが考えられる。

本発明の更に他の側面において、デバイスは受信パッド及び／又はアンテナ間に生じる電圧差からエネルギーを抽出する。提案されるＥバーストデバイスは入力端末間に誘導される瞬間電力レベルよりも高い信号バーストを発生するために十分な量のエネルギーを貯蔵後に読取器に通知することができる。即ち、デバイスは捕捉される電力よりも比較的高い電力レベルを出力アンテナ間に発生することが可能である。この技術を使用し、デバイスは体外から検出可能なバーストを発生し、人体に付随する顕著な組織減衰を回避することが可能である。バイオメディカルシステムで使用される現状技術の通信デバイスはデバイスに給電するために一般にオンボードバッテリー電源を必要とするが、総合的なＥバースト概念はこのようなデバイスと異なる。他方、ＲＦＩＤタグやトランスポンダ等の受動（ないしバッテリーレス）システムは後方散乱により通信するので、アンテナポートから入射電力のせいぜい一部しか発生しないため、検出範囲が制限される。

体外検出器と通信するための放射素子として１又は複数のアンテナを使用することができる。更に、体外読取器に対する給電及び通信プロトコルを設定するためにアンテナをマイクロチップ内に完全に埋込むことができる。更に、タギングデバイスは体外読取器に対して給電及び通信するために１又は２種類の周波数を使用することができる。周波数の選択は給電と通信に合わせて夫々独立して最適化することができる。例えば、体内の信号減衰を比較的小さくすることができるので、ガルバニック信号結合を使用して低周波でデバイスに給電するように選択できることができ、送信アンテナの効率を改善し、信号送信データ速度を増すために近距離電界又は遠距離電界結合を使用する高周波搬送波を使用してタグから読取器への通信を設定することができる。

電源変調タグと呼ぶ別の典型的な態様では、受信電極間に電位差を生じるためにガルバニック接続を使用する。このデバイスはより高周波でＲＦエネルギーのバーストを発生するために整流器を使用せずに機能させることができる。この典型的な態様において、体内回路は交流（ＡＣ）変調電源等の経時的に変化する供給電圧により動作する。チップの入力ポート間の電圧差が体内電子回路を駆動するための最小閾値を越えると、デバイスはバーストを発生する。回路は可変供給電圧の存在下で正しく機能するように設計される。

以下、誘導電圧を捕捉し、体外読取器に信号を送信するためにアンテナ又は電極を使用するＲＦカプセルタギングデバイス（例えば服薬コンプライアンスモニターに使用可能なデバイス）を１例として説明する。アンテナはポリグリコール酸等の仮保護層の下で溶解可能な金属（例えば銀）を配合するか又は非吸収性であるために非毒性である粒子を配合することにより導電性生体適合性コーティングから作製することができる。従って、アンテナの基板をドラッグデリバリーデバイスに装着することができ、投薬に確保される容積は変わらない。従って、投薬カプセルはその外面に電子コンプライアンスデバイスを搭載することができる。このカプセル搭載システムにおけるＲＦタギングＩＣは生体適合性保護シーラントの下で薄く、機械的に柔軟で小型にすることができ、ＧＩ管を通して排出することができる。

本発明の各種側面の特徴は添付図面を参照しながら以下の説明から更によく理解されよう。当然のことながら、図面は例証と説明を目的とし、本発明の範囲を制限するものではない。

本発明の各種側面の利点を備えることができる典型的な小型マイクロエレクトロニックシステムの模式図を示す。 嚥下可能なカプセルの夫々の表面に装着可能な典型的なプリント配線アンテナを示す。 本発明の各種側面を具体化する体内通信シグナリングデバイスの典型的な１態様のブロック図と、前記デバイスにより送信される送信バーストを表す典型的な波形を示す。 本発明の各種側面を具体化するシグナリングデバイスからのデータパケットの送信に関連する典型的なタイミング図を示す。 本発明の各種側面を具体化する体内シグナリングデバイスの別の典型的な態様のブロック図を示す。 本発明の各種側面を具体化するシグナリングデバイスの更に別の典型的な態様のブロック図と、前記デバイスにより送信される送信バーストを表す典型的な波形を示す。 提案されるＲＦタギングデバイスないし電子バースト（Ｅバースト）デバイス７０の典型的な回路アーキテクチャのブロック図を示す。 本発明の各種側面を具体化する回路で使用することができる多段ＲＦ整流器を示す。 本発明の各種側面を具体化する回路で使用することができる電力レベル検出器の１例のブロック図を示す。 本発明の各種側面を具体化する回路に関連して使用することができるデータ変調器の１例を示す。 本発明の各種側面を具体化する典型的なレシーバ段のブロック図と、前記レシーバ段に関連する典型的な波形を示す。 ＲＦ−ＤＣコンバータ段が不要なＲＦタグトポロジーの別の典型的な態様と、前記デバイスにより送信される送信バーストを表す典型的な波形を示す。 図１３Ａは本発明の各種側面を具体化する回路に関連して使用することができるＡＣ論理ラッチの１例を示す。図１３Ｂは本発明の各種側面を具体化する回路に関連して使用することができる３段リングオシレータの１例を示す。 本発明の各種側面を具体化する電源変調タグの典型的なタイミング波形を示す。 体内に配置された典型的なアンテナの各種規格周波数帯域における電界分布シミュレーションを示す。 嚥下可能なカプセルを取り巻くように構成された９１５ＭＨｚアンテナの典型的な態様を示す。 本発明の各種側面を具体化する可能なＲＦタグアセンブリの横断面図を示す。 本発明の各種側面を具体化するＲＦタグの略等角図を示す。 本発明の各種側面を具体化するＲＦタグの特性を測定するために使用した実験装置を示す。 ファントム溶液から本発明の各種側面を具体化するデバイスにより発生され、復調機能内蔵型ベクトル信号アナライザにより捕捉されたＲＦバーストを含む典型的な波形を示す。 本発明の各種側面を具体化する各種デバイスのダイ写真とサンプル性能を示す。

典型的な態様に関する以下の記載では、本発明の各種側面を理解し易くするために使用する添付図面を参照する。

図１は本発明の各種側面の利点を備えることができる典型的な受動マイクロエレクトロニックシステム１０の模式図である。システム１０は例えば相補型金属酸化膜半導体（ＣＭＯＳ）又は他の適切な任意集積回路（ＩＣ）技術等の標準半導体加工法を使用して製造することができる。前記マイクロエレクトロニックシステムはトランシーバ１２、デジタルプロセッサ１４、及び／又は例えばｐＨレベル、温度、酸素濃度等の１種以上のパラメータをモニターするために使用することが可能なＩＣ対応センサを含むことができる。前記システムは例えばＩＣチップ上に構築することができ、非常に小型であるため、人間の目には実質的に見えず、廉価に製造できるため、大量用途（例えば電子ピル、電子ステント、電子針）に多数作製することができる。システム１０の高周波（ＲＦ）サブシステム部分は利用可能なオンチップ支援回路に応じて複数の機能を実施するために使用することが可能な汎用ＲＦセンサシステムを含むことができる。各種生体機能をモニターするように体内通信ネットワークを形成するために受動マイクロシステム群を使用することができる。

所望の容積に合致するように各種形状及び寸法のアンテナを実装することができる（即ち薄型テープ、カプセル、動脈ステント、針又は縫合ワイヤをいずれもアンテナとして構成することができる）。例えば嚥下可能なカプセルの表面に直接配置することが可能なプリント配線アンテナ２０の各種例を図２に示す。所望の容積に合致するように各種形状及び寸法のアンテナを実装することができる（例えば薄型テープ、カプセル、動脈ステント、針又は縫合ワイヤをいずれもアンテナとすることができる）。アンテナ２０はポリグリコール酸等の仮保護層の下で溶解可能な金属（例えば鉄）を配合するか又は非吸収性であるために非毒性である粒子（即ち銀又は炭素）を配合することにより導電性生体適合性コーティングから作製することもできる。アンテナは水中で溶解するか又は特定ｐＨレベルの溶液に暴露されると溶解する人工基板に直接印刷することができる。１又は複数のアンテナを使用することができ、標準方法により電子デバイスに実装することができる。

図３は本発明の各種側面を具体化する体内通信Ｅバーストシグナリングデバイス３０の典型的な１態様を示す。この典型的な態様において、シグナリングデバイス３０は２本のアンテナ３２及び３４を含み、一方は電力及びデータを受信し（例えばアンテナ３２）、他方はデータを送信する（例えばアンテナ３４）。本発明の各種側面を具体化するデバイスは電力リンク（例えばガルバニック電力リンク）により捕捉したエネルギーを貯蔵した後に、入射電力よりも高い電力レベルでパルスを送信（例えばバースト送信）することにより動作することが好ましい。デバイスにより送信される送信バーストを表す典型的な波形４９参照。エネルギーは露出していてもよいし露出していなくてもよい１本以上のアンテナ、１個以上のパッドにより捕捉することができる。即ち、このようなアンテナ又はパッドはデバイスの外側に構築してもよいし、デバイスの内側に構築してもよい（例えばチップに埋込んでもよい）。

受信アンテナ３２は入射電界の入力ポートとして機能し、近距離又は遠距離電界モードで動作させることができる。近距離電界の入射信号は主に磁性又は容量性又は（人体を伝導媒体とする）ガルバニックとすることができる。電磁ＲＦ信号に対応するように遠距離電界動作用にアンテナを設計することもできる。電力抽出回路は例えば直流電流（ＤＣ）を抽出して全オンボード電子回路に給電するためにＲＦ−ＤＣコンバータ３６を含むことができる。電力調整回路３８はＲＦ−ＤＣコンバータ３６により供給される電力に適した調整を提供し、電力レベル検出器４０はＲＦ−ＤＣコンバータにより供給される電力をモニターする。ＲＦ−ＤＣコンバータにより供給される電力の少なくとも一部をオンチップエネルギー貯蔵素子４２に貯蔵することができる。

変調ＲＦ搬送波からデータを抽出するために復調器回路４４を使用することができる。振幅シフトキーイング（ＡＳＫ）や位相シフトキーイング（ＰＳＫ）等の標準変調技術をパルス位置又はパルス幅変調スキームと併用することができる。復調器により抽出された情報をオンボードコントローラ４６に供給し、デバイス設定を更新し、フラッシュメモリセル等のプログラマブルメモリ素子を使用して設定を保存することができる。オンボードコントローラは更に電力レベル検出器の出力をモニターし、体外読取器から適切なコマンドを受信した場合及び保存された電力レベルが所望の閾値に達した場合にトランスミッタを駆動する。所望の閾値はユーザがプログラム可能とすることができる。トランスミッタは出力ポートアンテナ３４に直接接続された変調器４８（例えばオシレータ）から構成することができる。アンテナとオンチップデジタル制御型容量性同調素子の反応性インピーダンスを使用して所望の動作周波数を設定することができる。

図４に示す典型的なタイミング図に示すように、トランスミッタを駆動し、データパケットストリームを送信することができる。トランスミッタ駆動は入力ポートが体外ＲＦ搬送波から信号を受信し続けている間に行ってもよいし、このような体外搬送波の不在下で行ってもよい。後者の動作では体外読取器又は検出器のインタフェースの量が減る。入力ポートと出力ポートを同一周波数で動作させてもよいし、２種類の異なる周波数で動作させてもよい。入力と出力は１本のアンテナを使用してもよいし、２本のアンテナを使用してもよい。後者の動作では信号絶縁が改善される。例えば、入力ポートは低周波近距離電界アンテナを使用することができ、出力ポート送信アンテナは遠距離電界アンテナを使用することができる。同様に、体内を流れる電流から生じる交流電位差を捕捉するためのカップリング電極として低周波数アンテナをみなすこともできる。この場合には、人体内のイオン性体液が伝導媒体として機能する。電子デバイスの入力ポートへの信号は皮膚に直接接触させた体外電極を使用するか又は近距離電界体外アンテナ素子を介して供給することができる。電圧差を生じて交流電流を発生するように比較的密接に皮膚と直接接触させて給電電極を配置することができる。電流は主に給電電極間を流れ、二次電流が人体内に流入し、レシーバ電極間に電圧差を生じる。電子デバイスとの双方向のデジタル又はアナログ通信を設定するように交流電流を変調することができる。

図５は本発明の側面を具体化するＥバーストシグナリングデバイス５０の別の典型的な態様を示す。この典型的な態様は１本のアンテナ５２を利用している。この態様では、トランスミッタはその信号を受信信号に重畳させるか又は入力信号の不在下で送信することができる。後者の動作では受信信号と送信信号の時分割が得られ、体外読取器における絶縁が改善される。トランスミッタは体外検出器と通信するために後方散乱を使用することもできる。トランスミッタは磁気、容量性又はガルバニック信号送信を使用して体外読取器と通信することができる。送信電力レベルを増加すると共に受信経路と送信経路の間の信号絶縁を改善するために、場合によりアンテナ５２とオンチップ変調器５４（例えばオシレータ）の間に電力増幅器ＰＡを接続してもよい。デバイス３０について記載した回路（例えばＲＦ−ＤＣコンバータ、電力調整回路及び電力レベル検出器）を同様にこの態様で使用してもよい。

図６は電力抽出回路からＲＦ−ＤＣコンバータを省略したＥバーストデバイス６０の典型的な態様を示す。この典型的な態様では、比較的低周波の入射電界からその入力ポート６２を通ってトランスミッタに直接給電することができる。入力ポートを通って誘導される電圧差がデバイスの必要な電圧限界又は電力調整回路６４の規定閾値により設定される閾値を越えると、オンボードトランスミッタは駆動される。デバイスにより送信される送信バーストを表す典型的な波形６６参照。なお、電圧差の数値が閾値を下回ると、バースト送信は行われない。入力ポートを通る電圧は体外で誘導される低周波信号又は体内電気化学勾配により生じる電源により発生することができる。入力ポートを通る電圧プロファイル及び形状は周期的な正弦波信号でもよいし、デバイスに給電するために十分高い電位の他の任意形状でもよい。体内胃酸と、嚥下可能物（例えばピル）にパターニングされた酸化電極及び還元電極を使用する電気化学反応を使用してＥバーストデバイスに給電してもよい。入力ポートを通って誘導される電圧は、嚥下可能物が適切なｐＨレベルの消化系で胃酸又は他の物質と接触するときにトランスミッタを駆動するためのシングルショットタイミングイベントとして出現すると思われる。

当然のことながら、デバイス６０の通信範囲及び感度を改善するためにＲＦ−ＤＣ逓倍器を体内電気化学バッテリーと併用してもよい。複数電源（電気化学バッテリー、ガルバニック電流、容量性電界又は磁界）を使用するように体内デバイスないしタグを設計してもよい。例えば消化系における嚥下可能物の存在を知らせるための手段として、電気化学反応により生じる電圧を上記態様の各々と併用してもよい。この方法は電子信号送信の起点を確認するために使用することができる。

動作中には、弱い入射ＲＦ電界（電磁界、磁界、容量性電界又はガルバニック電界）又は体内の自己電気化学勾配により生じる体内電源（例えば細胞間及び／又は臓器レベルにおける筋肉、消化器及び／又は神経活性）から本発明の各種側面を具体化する電子デバイスに給電することができる。デバイスは体外ユーザ制御型走査システムとの一時的又は連続的な通信を可能にする溶解性材料（例えば生体適合性アンテナ又は電極）を含むことができる。１又は複数の放射素子と、近距離又は遠距離動作電界の１又は複数の周波数を使用して体外検出器に給電し、データを送受信することができる。デバイスは瞬間的入射電界を変調するか又はエネルギーを貯蔵後に情報をバーストとして送信することにより体外検出器と通信することができる。送信される電力レベルは電子デバイスを駆動するために使用される瞬間受信電力より小さくてもよいし、大きくてもよい。

以下、人体内の信号減衰と電気的寸法の小さいアンテナの放射効率不良に伴う問題の解消につながる非対称型ＲＦタギングアーキテクチャを使用する２種類の典型的なデバイスについて説明する。これらの典型的なデバイスは、例えば体外で検出可能なより高周波のＲＦバーストを生成するためにガルバニック接続を介して低周波ＡＣ信号により給電することができる。試作品ＲＦＩＣを１３０ｎｍ ＣＭＯＳ技術で作製し、人体胴体内の信号伝播を模倣するようにファントム溶液内で実験的に検証した。

Ｅバースト
図７は提案されるＲＦタギングデバイスないし電子バースト（Ｅバースト）シグナリングデバイス７０の典型的な回路アーキテクチャのブロック図を示す。この典型的な態様は、マイクロチップを励起し、ダウンリンクコマンド機能を提供するための１対の低周波パッド７２の形態の２本のアンテナと；体外検出器とのアップリンクに使用される高周波アンテナ７４を使用する。提案されるデバイスの他の典型的な態様では、給電機能と通信機能に１本のアンテナを使用してもよい。更に、これらの機能を確保するために単一周波数を使用してもよいし、複数の周波数を使用してもよい。入力ＲＦ整流器７６は例えば多数の差動ＲＦ−ＤＣコンバータ段７８（図８）から構成することができ、１３．５６ＭＨｚ等の周波数の信号からデバイスに給電する。供給電圧が電力レベル検出器７８により設定されるプログラムされた数値を越えるまで、整流器は蓄電キャパシタＣｓに電流を供給する。電力検出器は蓄電キャパシタ電圧をモニターするために使用され、送信準備ができているデバイスに通知する。電力レベルと適切なダウンリンクデータの両方が受信されると、出力トランスミッタ８０は約９１５ＭＨｚの短いバーストを発生する。ＲＦバーストの周波数はダウンリンクデータストリームを介してユーザによりプログラムされた６ビットデジタル語により制御することができる。データ保全のために３ビット巡回冗長検査（ＣＲＣ）コードを使用することができ、ＣＲＣの検証後に初めてＴＸバーストを発生することができる。

図９は例えば蓄電キャパシタＣｓを通る電圧を連続的にモニターするために使用することができる電力レベル検出器９０の典型的な態様のブロック図を示す。キャパシタを通る電圧が所定電圧レベルよりも高いと、電力検出器はデバイスにバースト送信相を開始させ、例えば比較的短時間の９１５ＭＨｚバーストを発生する。この相では、Ｃｓから電荷が連続的に抽出され、Ｃｓ上の電圧を低下させる。電圧が所定の低電圧レベルよりも低いと、電力検出器はバーストを停止し、タギングデバイスは次のバーストに備えるために充電相を再開する。電力レベル検出器はＣｓ上の電圧をモニターするためのヒステリシスコンパレータと、電源非依存性のリファレンスを生成するためのバイアス発生器を含むことができる。ヒステリシス窓は交差接続したトランジスタＭ２及びＭ３により導入される正フィードバックにより決定することができる。Ｍ１／Ｍ２比とＭ３／Ｍ４比の間に高い電流ミラー比を設定することにより大きなヒステリシス窓を設定することができる。

図１０はデータ変調器１００の典型的な態様の模式図を示す。典型的な１態様において、変調器１００は電圧制御型オシレータ（ＶＣＯ）を含み、下流にはバッファ段がアンテナパッドと接続されている。ＶＣＯは比較的低電圧のヘッドルーム下で動作するように、交差接続されたｎＭＯＳ対から構成される。発振周波数を約８４０ＭＨｚ〜９３７ＭＨｚに同調するために多数ビット（例えば６ビット）のデジタル制御を使用することができる。変調器とバッファ段は駆動時に約−２５ｄＢｍの出力電力（例えば５０Ω負荷）を提供する。蓄電キャパシタ上の電圧が１．５Ｖを上回り、ダウンリンクデータパケットが適切に受信されるときに変調器を有効化してＲＦバーストを発生するためにセレクタブルスイッチ（例えばｐＭＯＳスイッチ）を使用することができる。

図１１は典型的なレシーバ段１０９のブロック図である。入力ポートで抽出されたをＡＣ信号をＤＣ電圧に変換するために使用可能な典型的なＲＦ整流器は、ダイオード−逓倍器として構成されるＲＦ−ＤＣ逓倍器とすることができる。図１１は低周波給電チャネルを介して駆動されるＮ段（本例ではＮ＝３）型の典型的な全波差動ＲＦ−ＤＣコンバータ１１０を示す。各段は２個の半波電圧逓倍器を含むことができ、一方は正弦波入力電圧Ｖｉｎの正サイクルを捕捉するように接続され、他方は正弦波入力電圧Ｖｉｎの負サイクルを捕捉するように接続されている。従って、各段の結果、振幅を理想的な４倍にブーストすることができる（ピーク間値の２倍）。逓倍器が理想的なダイオードから構成され、無限負荷で動作しているならば、発生されるＤＣ電圧Ｖｏｕｔは最終的に４ＮＶｉｎに達するであろう。しかし、当然のことながら、現実には、実際のダイオードのダイオードターンオン電圧は有限であり、逆電荷漏洩があるため、Ｖｏｕｔは理想的な場合よりもダイオードのターンオン電圧の少なくとも４Ｎ倍だけ低くなる。静止時消費電流Ｉｓの存在は充電メカニズムを妨げ、ダイオード−逓倍器に負荷を与えるため、定常状態出力電圧は更に低下する。

例えば２０ビットと合計周期１．３１５ｍｓから構成することができるデータパケットを復調するためにエンベロープ検出器１１２とクロック−データ回復モジュールを使用する。約３．２５μｓのパルス間ギャップでデータをエンコードするためにパルス幅変調（ＰＷＭ）スキームを使用することができる。上記のように、３段ＲＦ−ＤＣコンバータ１１０を使用してエンベロープを抽出し、低域通過フィルタを通したリファレンスと比較して回復パルスを発生した後に、トグルレジスタ１１４を使用してパルス幅変調（ＰＷＭ）データに変換する。パルスはビット時間周期の約３０％又は７０％で発生することができるので、フルレート（非ゼロ復帰）クロックエッジ情報が容易に入手可能である。ＰＷＭ波形を電荷ポンプ回路で積分し、アナログ波形をラッチ付きコンパレータでサンプリングすることによりＮＲＺデータストリームを回復することができる。図１１は更にレシーバ段１０９に関連する典型的な波形１１５を示す。

電源変調タグ
図１２はＲＦ−ＤＣコンバータ段が不要な典型的なＲＦタグトポロジーを示す。このトポロジーは変調（可変）供給電圧を使用して比較的低周波のＡＣ信号（例えば１００ＫＨｚ）から給電される直結回路を利用する。低周波パッド１２０間の電圧差が約４００ｍＶに達すると、タグは印加ＡＣ信号の周波数により決定される周期で約９００ＭＨｚのＲＦバーストを発生する。例えばデバイスにより送信される送信バーストを表す波形１２８参照。電源変調器タグは入力ＲＦリミッタ１２２と、周波数分割器１２４と、ＡＣ論理デコーダ１２６と、ＲＯＭ１２８と、リングオシレータ１３０と、その下流の電力増幅器ＰＡを含む。ＲＦリミッタは電圧差が４００ｍＶを越えると励起される供給電圧の粗調整を提供するために使用することができる。分割器は体内トークンを体外ＡＣクロックに同期させるように電源変調ＡＣ信号から低周波クロックを発生するために使用される。ＲＯＭ内に保存され、電力増幅器を介して対応するメッセージを送信するために変調器に供給される体内識別語をプロセシングするためにＡＣ論理デコーダを使用することができる。当然のことながら、電力搬送波から抽出されるクロック信号を介してタギング電子機能を体外読取器と同期させることができる。このクロックは送信される搬送波の位相と周波数を同期させるためにオンボード位相ロックループ（ＰＬＬ）に供給することができる。電力要件を下げるためにはＰＬＬと電力増幅器をバースト送信動作中のみに駆動することができる。

図１３ＡはＡＣ論理ラッチ１３２の１例を示す。ＡＣ論理は２つの信号経路を含み、一方は電源を通って誘導される電圧が正のときに駆動され、他方は誘導される電圧が負のときに駆動される。各経路は信号経路を有効化又は無効化するために標準ＣＭＯＳ論理ゲートとその下流に送信ゲートを含むことができる。ＡＣ論理は正負両方の供給電圧偏位中に各経路を適切に選択することにより、対応する論理機能を評価する。図１３Ｂは３段リングオシレータ１４０の典型的な１態様と、正負両方の供給電圧で動作する対応する遅延セルを示す。バイアス回路は電源の両端の電位差を検出し、供給電圧遅延依存性を補償するように遅延セルにおけるバイアス電流を調節する。

図１４は電源変調タグの典型的なタイミング波形１４２を示す。供給電圧が体内回路を駆動するために適切な電圧差に達すると、タグはバーストを発生することにより所定メッセージを送信する。バーストの存在は「１」ビット送信を示すことができ、バーストの不在は「０」ビット送信を示すことができる。

カプセルアンテナ
人体内の高周波信号伝播は広く研究されている。例えば、Ｃ．Ｇａｂｒｉｅｌ，Ｓ．Ｇａｂｒｉｅｌ ａｎｄ Ｅ．Ｃｏｒｔｈｏｕｔ：“Ｔｈｅ ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｔｉｓｓｕｅｓ：Ｉ．Ｌｉｔｅｒａｔｕｒｅ ｓｕｒｖｅｙ”，Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ，ｖ．４１ ，ｐｐ．２２３１−２２４９，１９９６参照。体内の放射素子の相互作用を検出するために、本発明者らは時間領域差分（ＦＤＴＤ）法と２３種類の異なる組織型の平均的米国人男性の完全電気モデルを使用して各種ＦＣＣ規格周波数帯域における電気的寸法の小さいアンテナの電界分布を評価した。十分に特性決定されているループ及びダイポールアンテナの理論的ベンチマークに対して結果を照合するためにシミュレーションを行い、妥当な時間内で収束を得るのに適したメッシュ寸法、セル寸法、時間間隔、放射境界、パディングセル及び電源型を決定した。

胃に配置した電気的寸法の小さいダイポールアンテナの電界分布を各種ＦＣＣ規格周波数帯域でシミュレーションし、ＲＦトランスポンダに適した動作周波数を求めた。図２に示すような小型ジグザグアンテナは５．７８ＧＨｚのリターンロス測定値が−１４．４ｄＢであると思われるため、典型的な１例ではこのようなアンテナをＦＤＴＤモデルで使用し、４００ＭＨｚ〜２５００ＭＨｚのＦＣＣ規格周波数帯域範囲の放射特性を求めた。アンテナを体軸から僅かにずらして胃の内側に長手方向に（左から右に）配置した。シミュレーション毎に、アンテナポートにシングルセル寸法のギャップを形成し、ガウス性信号源励起シミュレーションにより確認された適切な数値の信号源複素インピーダンスを挿入することにより所望の周波数で共振するように先ずアンテナを設計した。ＦＣＣでは、医療用インプラント通信用（ＭＩＣＳ）帯域として４０２〜４０５ＭＨｚ、無線医療用テレメトリー用（ＷＭＴＳ）帯域として６０８〜６１４ＭＨｚ、世界的産業化学医療用（ＩＳＭ）帯域として９０２〜９２８ＭＨｚ及び２．４〜２．４８３ＧＨｚが認定されているため、これらの帯域における近距離電界等高線プロットを図１５に示す。

実施したシミュレーション結果から明らかなように、入力電力を０ｄＢｍとすると、カプセルアンテナの放射電界強度は９１５ＭＨｚ帯域で胃のやや左側の前部位置で最大である。なお、１ＧＨｚを上回る周波数では含水率の増加により電磁エネルギーの吸収が増加するにも拘わらず、２．４ＧＨｚ ＩＳＭ帯域の放射電界強度は９１５ＭＨｚ ＩＳＭ帯域の強度と同等であるが、これは主に周波数が高いほどジグザグダイポールアンテナの放射効率が改善されるためである。

図１６はカプセルを取り巻くように設計された９１５ＭＨｚアンテナの典型的な態様を示す。入力インピーダンス測定によると、設計の１態様で最適であることが分かった高周波数ＲＦ送信に望ましい９１５ＭＨｚ ＩＳＭ帯域の付近で共振を示す。ＦＤＴＤシミュレーションは胃のやや左側の身体位置の前部に最大電界強度放射を示す。

タグアセンブリ及び測定
本発明を実験により検証するために、１３０ｎｍ ＣＭＯＳで試作品を作製し、タグに組み立てた。タグアセンブリの可能な１断面図を図１７に示す。溶解させることが可能な生体適合性基板上にタグを組み立てることができる。スクリーン印刷法、電気めっき等の各種印刷法や、タグの大規模製造に対応する他の方法を使用してインクを基板に塗布することができる。タグインレイへのチップ実装は標準フリップチップ実装技術を使用して実施することができる。生体適合性エポキシ等の保護コーティングを使用してチップを被覆することができる。図１８は典型的な完成品タグを示す。

ファントム溶液を使用してタグを検証した。ファントムとは生体組織とほぼ同等の電気的性質を示し、Ｅバーストデバイス性能を評価するために本発明で使用する溶液である。複雑さと正確さの異なる多様なファントム製剤があり、本発明者らの実験で使用した最も単純な組成は塩化ナトリウム（ＮａＣｌ）と蒸留水を主体とするが、多糖ゲル、ＮａＣｌ、アルミニウム末及びスクロースから構成される改良型ゲルベースファントムも使用できる。本実験では、胴体面積をモデル化するために成人背中の荷重に近似するようにファントムの荷重を設計した。４０×４０×２５ｃｍ^３のラバーメイド容器にファントム溶液を封入した。成人背中に近接させた体表コイルの荷重がサンプル溶液により生じる荷重とほぼ等しくなるまで蒸留水約４リットル中のＮａＣｌの相対濃度を変化させた。

実験装置と測定結果を図１９に示す。ファントム溶液内のＥバーストチップを駆動するために低周波ＲＦ源を使用する。低周波送信パッドをファントム溶液に直接挿入する。オシロスコープ内の２本の独立したチャネルと接続した第２組の低周波パッドを使用して変調ＡＣ信号を検証する。各プローブで発生される電圧Ｉｎ＋及びＩｎ−がほぼ同相にある間には、タグに給電するために十分に大きい電圧差（Ｉｎ＋ − Ｉｎ−）がプローブ間に誘導される。図２０に示すように、ファントム溶液の内側から試作品Ｅバーストと電源変調マイクロチップにより発生されるＲＦバーストを復調機能内蔵型ベクトル信号アナライザ（Ａｇｉｌｅｎｔ Ｎ９０２０Ａ）により捕捉した。受信アンテナをファントム容器の外側に配置し、試作品デバイスをファントム溶液の中心（側壁から〜２０ｃｍ）に浸漬させた。周期的ダウンリンクデータパケットにより１．３１５ｍｓ間隔でトランスポンダを駆動し、約４００ｎｓ周期で信号レベル測定値−７６ｄＢＶ（受信アンテナでの測定値）のＲＦバーストを発生する。電源変調タグは１０μｓ間隔で−６０ｄＢＶの検出可能なレベルを発生する。図２１はダイ写真とＥバースト及び電源変調タグの性能一覧を示す。

Ｅバースト及び電源変調ＲＦカプセルタギングシステムを服薬カプセルモニター用に提案する。ＲＦタグは人体内の信号減衰と電気的寸法の小さいアンテナの放射効率不良に伴う問題を解消するためにガルバニック給電スキーム及び通信プロトコルを利用する。タグを駆動するために必要な電力レベルは体外で検出可能なレベルよりも数桁高いため、低周波数でトランスポンダを駆動し、高周波数でＲＦバーストを送信するために非対称型ＲＦリンクを利用する。

Ｃ．Ｇａｂｒｉｅｌ，Ｓ．Ｇａｂｒｉｅｌ ａｎｄ Ｅ．Ｃｏｒｔｈｏｕｔ："Ｔｈｅ ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｔｉｓｓｕｅｓ：Ｉ．Ｌｉｔｅｒａｔｕｒｅ ｓｕｒｖｅｙ"，Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ，ｖ．４１ ，ｐｐ．２２３１−２２４９，１９９６

Claims (17)

1. 体内電子デバイスが挿入されている対象の体内を通ってＡＣ信号を受信するようにガルバニック接続された少なくとも１本のアンテナと；
   少なくともアンテナにより受信されたＡＣ信号から電力を抽出し、抽出された電力を充電サイクルにわたって貯蔵するように構成された電力抽出回路と；
   電力抽出回路から電力を受信するように接続されたトランスミッタと；
   トランスミッタに接続されたコントローラ
   を含む小型体内電子デバイスであって、
   前記コントローラがアップリンク信号を送信するための断続的な送信バーストのシーケンスを発生するようにトランスミッタを駆動するように構成されており、送信バーストの電力レベルが充電サイクルにわたって貯蔵される電力量に一致する前記小型体内電子デバイス。
2. 電力抽出回路がＡＣ−ＤＣコンバータと、そのＡＣ−ＤＣコンバータからＤＣ信号を受信するように接続されたエネルギー貯蔵デバイスを含む請求項１に記載の体内電子デバイス。
3. 電力抽出回路がＡＣ−ＤＣコンバータを介さずに前記の少なくとも１本のアンテナと直接接続されたエネルギー貯蔵デバイスを含む請求項１に記載の体内電子デバイス。
4. 電力抽出回路が更にＡＣ−ＤＣコンバータと共に電気化学電源を含む請求項２に記載の体内電子デバイス。
5. 電力抽出回路が体内電気化学勾配から電気エネルギーを抽出するように構成されている請求項１に記載の体内電子デバイス。
6. 電力抽出回路が更にエネルギー貯蔵デバイスに接続された電力レベル検出器を含み、前記電力レベル検出器がエネルギー貯蔵デバイスの電荷状態を表す信号をコントローラに供給するように接続されている請求項２に記載の体内電子デバイス。
7. エネルギー貯蔵デバイスの電荷状態が電荷閾値に一致するか又はこれを上回る間に送信バーストが発生する請求項６に記載の体内電子デバイス。
8. 前記の少なくとも１本のアンテナにより受信されるＡＣ信号がデバイスのコマンドデータを含むダウンリンク信号を含む請求項１に記載の体内電子デバイス。
9. アップリンク信号の送信が電気エネルギーを抽出するために使用されるＡＣ信号の受信と同時に行われる請求項７に記載の電子デバイス。
10. アップリンク信号の送信が電気エネルギーを抽出するために使用されるＡＣ信号の受信時に対して時間的に間隔を空けて行われる請求項７に記載の電子デバイス。
11. 更にアップリンク信号を送信するようにトランスミッタに接続された少なくとも第２のアンテナを含む請求項１に記載の電子デバイス。
12. ダウンリンク信号が第１の周波数を含み、アップリンク信号が第２の周波数を含み、第２の周波数の数値が第１の周波数の数値よりも高い請求項７に記載の電子デバイス。
13. 前記デバイスが半導体チップを含み、前記少なくとも１本のアンテナがチップに埋込まれている請求項１に記載の体内電子デバイス。
14. バーストの電力レベルが前記少なくとも１本のアンテナから瞬間的に得られる電力よりも高い請求項１に記載の体内電子デバイス。
15. 対象の体内を通ってＡＣ信号を受信するようにガルバニック接続された少なくとも１本のアンテナと；
    アンテナにより受信されたＡＣ信号に起因する可変供給電圧に対して応答性のＡＣ論理回路であって、前記可変供給電圧の正の電圧偏位中の電圧差に対して応答性の第１の回路経路と、前記可変供給電圧の負の電圧偏位中の電圧差に対して応答性の第２の回路経路を含む前記ＡＣ論理回路と；
    ＡＣ論理回路に接続されたメモリであって、ＡＣ論理回路がメモリからデータを抽出するように構成されている前記メモリと；
    アンテナにより受信されたＡＣ信号に起因する可変供給電圧により励起されるリングオシレータ回路であって、メモリから抽出されたデータの夫々のバイナリ状態に対応する送信バーストのシーケンスを送信するように構成されており、オシレータ周波数を調節するためのバイアス回路を含む前記リングオシレータ回路
    を含む小型体内電子デバイスであって、
    各電圧差が閾値に一致する数値又は閾値を上回る数値であるときに送信バーストが発生される前記小型体内電子デバイス。
16. 前記デバイスが半導体チップを含み、前記少なくとも１本のアンテナがチップに埋込まれている請求項１５に記載の体内電子デバイス。
17. バースト周波数の数値が受信ＡＣ信号の周波数の数値に対して少なくとも１００倍である請求項１５に記載の体内電子デバイス。