低負担ヘルスケアに向けた低電圧バイオセンシング 技術の開発

低負担ヘルスケアに向けた低電圧バイオセンシング技術の開発
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低負担ヘルスケアに向けた低電圧バイオセンシング
低負担ヘルスケアに向けた低電圧バイオセンシング
技術の開発
技術の開発
＊
＊＊
新 津 葵 一
新　津　葵　一
Development
Low-voltage
Biosensing
Human-harmonic
Healthcare
Development
of of
Low-voltage
Biosensing
forfor
Human-harmonic
Healthcare
*Kiichi
*＊
Kiichi
Niitsu
Niitsu
Development of low-voltage biosensing technology for human-harmonic healthcare is reported. Lowvoltage operation enables low power consumption, which allows small battery size. For developing low-voltage
biosensing, we have introduced time-domein circuit architecture. Comparing with conventional voltage-domain
circuit architecture which requires high-voltage-operation analog circuitries using stacked transistors, timedomain circuit architecture can be composed by low-voltage-operation and digital circuitries. Since digital
circuitries are familier with CMOS device scaling, the proposed time-domain biosensing circuit can be
improved its performance by introducing scaled CMOS process.
１．はじめに
本研究においては、CMOS(シーモス、
相補型金属酸化膜半導体電界効果トラン
電圧
ジスタ)集積回路製造プロセスの微細化に
適応した時間分解能回路を用いて低電圧
動作が可能なバイオセンシングを実現し、
電源電圧 5V
@旧型 CMOS
低負担なヘルスケアへの発展を目指す。
健
康社会の礎となる医療技術は目覚しい発
展を遂げており、
長寿命化に貢献している
電圧領域回路
(トランジスタ縦積み：多)
高電源電圧
(高消費電力)
時間分解能回路を用いた
低電圧バイオセンシングの導入
(本研究)
が、
健康寿命はあまり向上しておらず平均
寿命との差である不健康期間は近年拡大
傾向にある。
その主要因が生活習慣病であ
り、
特に近年社会問題となっているのが糖
計測
尿病である。糖尿病は、血糖値の調整機能
時間
が低下する疾病であり、その治療・予防に
おいては血糖値の継続的な計測が重要で
ある。しかしながら、既存技術は高消費エ
ネルギーならびにバッテリー駆動であるが
電源電圧 0.5V
@先端 CMOS
針
時間領域回路
(トランジスタ縦積み：少)
低電源電圧
(低消費電力)
故にサイズが大きく、
患者負担が大きいた
めにあまり普及にはいたっていない。
本研究においては、
常時血糖計測を行う
バイオセンシングの回路技術の改良によ
図1．時間分解能回路を用いた低電圧バイオセンシング：
低負担ヘルスケアの実現を目指す
り，熱や電磁波といった環境からの発電による起電圧で動作可能でバッテリー不要なバイオセンシングの実現を目指す。
従来バイオセンシングに用いられていた電圧領域回路はトランジスタの縦積み段数の多いアナログ回路が用いられており、
低電圧動作は困難であった。我々がこれまでに取り組んできた時間分解能回路 1)はデジタル回路で構成されるためにトラ
ンジスタの縦積み段数が少ないため、低電圧動作が可能となる。さらに、デジタル回路が微細化との親和性が高いために
半導体製造プロセスの微細化に伴って性能の向上が可能となる。環境発電での動作が実現可能となる水準(0.5V)まで低電
圧動作化を行い、低負担な常時血糖計測の実現を目指す。
2016 年 3 月 11 日 受理
＊
*豊田理研スカラー
名古屋大学大学院工学研究科電子情報システム専攻
２．実験手法
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低負担ヘルスケアに向けた低電圧バイオセンシング技術の開発
時間分解能回路による低電圧バイオセンシング
(血糖値からデジタル値への変換)の可能性を確か
２．実験手法
パルス入力
めるために低電圧・血糖値―パルス幅変換回路技
ÆƜôë¥þWadĉ§{ijt†q†l
時間分解能回路による低電圧バイオセンシング
術の確立を行う。図２に血糖値―パルス幅変換回
íä•Fbwruƒ•[XªÂX£ë¹gÛF
(血糖値からデジタル値への変換)の可能性を確か
VDD
>?;
パルス入力
路の回路図ならびにその動作をしめす．パルス入
_dQ_Wĉ§‡íä•>|ƒs²ªÂ¥þ½
めるために低電圧・血糖値―パルス幅変換回路技
力によってトランジスタ
M1 がオンし，キャパシタ
ïXÛàgîD@¦ēWíä•>|ƒs²ªÂ¥
術の確立を行う。図２に血糖値―パルス幅変換回
C路の回路図ならびにその動作をしめす．パルス入
に電荷が充電されキャパシタの端子電位 Vn が上
þX¥þ¦VbZWPXŸ’gM_Nđ|ƒsš
昇する．Vn
はトランジスタ
M3 のゲート端子に接
WaRSx‚†rsu
k€|qu
力によってトランジスタ
M1 Gj†Mď
がオンし，
キャパシタ
がしきい値電圧 Vth を下回るタ
続されており，Vn
$2
C WĉìG˜ĉLek€|quXá«ĉ
に電荷が充電されキャパシタの端子電位
Vn G‰
が上
イミングによって出力パルス幅が決まる．
C
からの
ÅNdđ$2
昇する．Vn Yx‚†rsu
はトランジスタ M3 Xnˆxá«WÁ
のゲート端子に接
放電電流を引き抜くトランジスタ
をサブスレッ
èLeSEcď$2
$7gŠ¥du
続されており，Vn GMHC•ĉ§
がしきい値電圧M2
Vth
を下回るタ
ショルド領域で動作させると,
C
から放電される
i†lWaRS›|ƒs²GÎ\dđ
Fb
イミングによって出力パルス幅が決まる．C からの
電流量は電極電圧(M2
のゲート電圧)の指数関数と
XÃĉĉÑg´H¾Ix‚†rsu
gp}s„
放電電流を引き抜くトランジスタ
M2
をサブスレッ
なるため，放電時の傾きは電極電圧の指数関数と
FbÃĉLe
vqƒyĊ¨TŸ’LOdU
ショルド領域で動作させると, C から放電される
なる．ネルンストの式より電極電圧は血糖値に対
dĉÑąYĉÌĉ§
Xnˆxĉ§X¿ÄćÄ
電流量は電極電圧(M2 のゲート電圧)の指数関数と
数比例することが知られているため，線形での血
UVdQ_ďÃĉÆX–HYĉÌĉ§X¿ÄćÄ
なるため，放電時の傾きは電極電圧の指数関数と
糖値－パルス変換が可能となる。我々は当該回路
UVdđzƒ†sxX³acĉÌĉ§Yíä•W
なる．ネルンストの式より電極電圧は血糖値に対
を
600nm CMOS プロセスで試作・実証済みである 2)
®Ä͓NdKUGÙbeSCdQ_ďé¶TX
数比例することが知られているため，線形での血
パルス
パルス出力 入力
充電
M1
VDD
DD
放電)
充電
M11
M2
Vn
VnnC
>?;
パルス
>?;
パルス出力 入力
M3
M33
Vn
Cに充電
t
C4)
Cに充電
放電(点線)：
t
傾きは電極電圧
と指数関係
)(")E
放電(点線)：
t
.6))
傾きは電極電圧
2'
と指数関係
V
Vthnn
電極
)
放電
C
-2
10
M
22
9dec/V=
-3
0.009dec/mV
Vth
10
)
th
電極
パルス
出力 10-2
-4
試作集積回路
10 -2
出力
出力
パルス -5
9dec/V=
10-3
0.009dec/mV
パルス幅
-3
幅[s] 10
測定結果
-6
>?;
(血糖値
パルス
10-4
出力 10
-4
%(&
試作集積回路
に比例)
出力
出力
>?;
-7
パルス 10-5
10 -50.4
>?;
パルス幅
0.6
0.8
1.0
[s]
幅[s]
!
($
測定結果
電極電圧[V](ネルンストの式より決定)
-6
(血糖値
10-6
4)
に比例)
-7
-7
図２． 低電圧血糖値－パルス幅変換回路：
10
0.4
0.6
0.8
1.0
電極電圧が血糖値に対数比例し，パルス幅(放電の傾き)が電極電圧と
))[V](=?@;<589)
電極電圧[V](ネルンストの式より決定)
指数関係にあるため，線形での血糖値－パルス幅変換が可能となる
t
t
t
DC
B>?;&E
図２． )$
低電圧血糖値－パルス幅変換回路：
))-$
4/A>?;*)5.+-))2
電極電圧が血糖値に対数比例し，パルス幅(放電の傾き)が電極電圧と
'4,:07A"15$
B>?;-#23:
が、より先端のプロセスで実装することによりさらなる低電源化が期待される。バイオセンシングにおいては、酸化還元
指数関係にあるため，線形での血糖値－パルス幅変換が可能となる
íä•Đ|ƒsªÂG£ëUVd@¼AYµú¥
糖値－パルス変換が可能となる。我々は当該回路
3)
2)
や酸化還元電位を用いたＤＮＡ検出 4)、グルコース検出 5)に成
法を用いる。我々は酸化還元電流を用いたがん細胞検出
!
~…tsTù’‡­÷Ó]TBd
þg
21
を 600nm
CMOS
プロセスで試作・実証済みである
功しており、今までに培った技術を活用して取り組む。
G?ac™áX~…tsT­ðNdKUWacLbVdĉÔ GÇ·Led@{ijt†q†lWECSY?Ą ă
が、より先端のプロセスで実装することによりさらなる低電源化が期待される。バイオセンシングにおいては、酸化還元
4) ?lƒoˆs˛
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W
—ÏgÖCd@¼AYĄ ă—ĉÑgÖCQGhåê˛
、グルコース検出 5)に成
法を用いる。我々は酸化還元電流を用いたがん細胞検出 3)や酸化還元電位を用いたＤＮＡ検出
３．結果と考察
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功しており、今までに培った技術を活用して取り組む。
先端プロセスでの半導体集積回路の試作・評価を行った結果、時間領域回路での動作を確認した。さらに、小面積でも
パルス出力をデジタル変換可能な時間デジタル変換器の開発にも成功した。
サイクリック動作を導入することで小面積で
３．結果と考察
も高ダイナミックレンジの時間デジタル変換を実現することに成功した。
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先端プロセスでの半導体集積回路の試作・評価を行った結果、時間領域回路での動作を確認した。さらに、小面積でも
パルス出力をデジタル変換可能な時間デジタル変換器の開発にも成功した。サイクリック動作を導入することで小面積で
４．将来展望
も高ダイナミックレンジの時間デジタル変換を実現することに成功した。
本研究を発展させ、さらなる低電源化ならびに低電力化に取り組みたい。また、血清等のより実用に近いケースを想
ÈÚßg×±LO?LbVdĉÔ VbZWĉ W¢cæ]QC@\Q?íÒâXac­ÖWÿCmˆsgº¬
定しての実験・実証を行い、社会実装への足掛かりとしたい。複数世代での半導体集積回路の設計・試作を通して、バ
MSX­ċ‡­÷gîC?ݎ­ð[XýÀFcUMQC@òċTX¡°‘ĈÞ¥þXöõ‡ù’gĀMS?{ij
４．将来展望
イオセンシングにおける半導体集積回路製造プロセス微細化との親和性を理論的に検証し、将来にわたる高性能化への
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本研究を発展させ、さらなる低電源化ならびに低電力化に取り組みたい。また、血清等のより実用に近いケースを想
道筋を示したい。
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定しての実験・実証を行い、社会実装への足掛かりとしたい。複数世代での半導体集積回路の設計・試作を通して、バ
イオセンシングにおける半導体集積回路製造プロセス微細化との親和性を理論的に検証し、将来にわたる高性能化への
REFERENCES
道筋を示したい。
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