JP2005520604A - 埋込型機器のためのバイオサーマル電源 - Google Patents

Abstract

生体内で埋込型機器（２２）を含む充電可能な埋込型アセンブリが提供される。電力蓄積装置は埋込型機器に接続され、熱電充電アセンブリ（１２，４０，１４，１８）は当該電力蓄積装置に接続される。熱電充電アセンブリは、生体および熱電モジュール（１２）の間で熱エネルギを伝達し、熱エネルギから第１の極性の電流を生成し、熱エネルギから第２の極性を有する電流を生成し、電力蓄積装置を当該第１の極性の電流で充電し、かつ電力蓄積装置を第２の極性の電流で充電するための装置を含む。

Description

技術分野
体内の温度勾配によって生成される電気エネルギを生成するための熱電モジュールを含む永続的なエネルギ源を与えるための機器を提供する。

背景技術
（たとえば、心臓補助装置、薬物注入ポンプおよび疼痛管理装置等の）埋込型医療機器はすべて、心臓のペースを調整する、薬物を送達する、または神経を刺激するといった機能を果たすための電力を必要とする。これらの機器はまた、基本的な制御機能のための、ならびに他の機器および外部の制御機器と通信するための電力を必要とする。

新しい技術によってさらなる小型化が可能になり、かつ病気に対する基本的な理解が高まる中で、これらのおよび他の有効な埋込型医療機器の使用は人気を増している。この例として、最近の電子的検知および刺激技術の、脳深部電気刺激法（ＤＢＳ）における適用への拡大が挙げられ、この脳深部電気刺激法は心臓調整システムのために開発された技術の多くを共有し、パーキンソン病および癲癇で苦しむ人々に安堵を与えている。埋込型医療機器の適用の拡大は今後も加速する一方であろう。

電子医療機器の埋込に対する初期の制限の１つは、電源それ自体であり、過去４０年に亘って電池電源の信頼性および寿命を向上させ、かつペースメーカーの回路自体の電力需要を減じるための多くの開発事業が行なわれてきた。結果として、現在のペースメーカーの電池は多くの適用例において数年間持続する。

ペースメーカーおよび電池の設計における、ならびに特に電源に多くの需要を課す他の埋込型機器の場合におけるこれらの改良にも拘らず、心臓ペースメーカーおよび他の埋込型機器の外科手術による除去の主な原因の１つは、電池の寿命にある。埋込型機器全体を外科手術により除去する必要があるのは、その腐食および漏れによる健康への有害な影響を排除するために、電池を主要な機器ケースに組込まなければならない結果によるものが多い。

外部電源を与えることによって、主に無線周波（ＲＦ）エネルギを内部の埋込型アンテナに誘導結合することによって、再生可能な電源を与えるいくらかの試みがなされてきた。しかしながら、この技術の使用は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の使用と整合性がないために、無線周波の再充電可能な埋込型機器を装着した患者は、潜在的に深刻な状態についてのＭＲＩ診断を受けることができないであろう。さらに、無線周波の誘導は、患者が充電プロセスのための時間を定期的に作ることを必要とし、これは不便であることが多く、従ってもらえないことが多い。

このような電源を必要とする埋込型機器は当該技術において周知である。これらの電源は、検知、制御、細胞の刺激、薬物の調剤、外部通信および他の必要な機能のための電力を与えるために用いられることが多い。このような電源における先行技術の改善の一部が、いくつかの米国特許を参照することによって以下で説明される。これらの米国特許の各々の全体の開示は、本明細書に引用により援用されている。

米国特許第６，１０８，５７９号は、最近開発されたこのような電源に関する技術のうちのいくつかを示している。この特許は、電池監視機器および心臓刺激装置のプログラミ
ングの方法を開示しおり、この特許は、電力消費を追跡し、電池の状態を監視し、かつ電池電源の推定される残余の寿命を表示するための方法を具体的に説明している。

さらに他の例として、米国特許第６，０６７，４７３号は、電池の寿命が短くなっていることの警告を与えるために可聴音通信を用いる埋込型医療機器を開示し、与えられる警告の中でも電池切れを警告する音声説明が挙げられる。

米国特許第５，９５７，９５６号は、比較的小さな大きさおよび最小速度の電力消費を有する埋込型除細動器（ＩＣＤ）を開示している。同様に、米国特許第５，８２７，３２６号は、エネルギ蓄積能力がより低い埋込型除細動器を開示している。

米国特許第５，６９７，９５６号は、電流ドレインを最適化するための手段を有する埋込型刺激装置を開示している。同様に、米国特許第５，５２２，８５６号は、放置蓄積容量が改善されたペースメーカーを開示している。これらの特許の双方は、電池電源の所要電力を最小化するための手段を記載している。

最近患者にとっての磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）診断の有用性が強調されるようになったために、心臓ペースメーカー等の埋込型機器を取付けられた患者に対してこのようなＭＲＩ手法を行なうことの不適切さにも焦点が当てられるようになった。心臓の機能を検知し、かつ心臓を刺激するのに電気パルスを与えるためにこのような埋込型機器において用いられる電気リードは、ＭＲＩ手法によって用いられる強力な磁界および無線周波（ＲＦ）フィールドにおけるアンテナとしても作用する。このような「アンテナ」によって受けられる誘導結合された無線周波エネルギは、ペースメーカー自体に損傷を与えるもしくはそれを破壊する、および／または心臓の望ましくない調整をもたらす、および／または血管を除去する、および／または電極／心臓インターフェイスで傷つきやすい心臓細胞に傷跡を残すほどのものであることが多い。患者の死は、これらの現象のうちの１つ以上によってもたらされ得、もたらされてきている。

ＭＲＩ技術におけるより最近の発達は、心臓の構造および機能に焦点を当てたＭＲＩ技術を用いた磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）のための機会をもたらした。このように心臓でＭＲＩを直接用いることは、ペースメーカーを付けた患者にＭＲＩを用いる際の既存の問題をさらに悪化させることが多い。

これらの問題の１つの解決法は、米国特許仮出願連続番号第６０／２６９，８１７号の主題であり、このような特許出願の全体の開示は本明細書に引用により援用されている。この特許出願で開示されたアプローチでは、ペースメーカーおよび他の埋込型機器の電気リードの代わりに光ファイバを用いる。この特許出願の機器は、耐ＭＲＩ光ファイバを介して伝送し、次に心臓で光パルスから電気パルスへ再変換するための手段を提供する。ＭＲＩの問題に対するこの光学的な解決法による比較的高い電力需要を満たすために、電池のサイズを実質的に増大させなければならない、もしくは取付けられたペースメーカーの寿命を実質的に短くしなければならない、またはペースメーカーの電源を充電するための手段を用いなければならない。

さらに他の例として、米国特許第４，０１４，３４６号は、密封型心臓ペースメーカーシステムおよび充電システムを開示している。この特許でとられたアプローチは、外部エネルギの誘電結合を用いて、内蔵電池を充電することである。このおよび他の同様のアプローチは、ＭＲＩ診断のこの重大な問題、すなわち、外部から与えられる無線周波エネルギを受けることができる要素のまさにその存在によって、このおよび同様の機器のＭＲＩの互換性が不可能になるという問題がなければ、上述の電池の寿命の問題を解決する助けをするであろう。

したがって、ＭＲＩの有害な影響および他の形態の電磁気干渉の影響を受けにくい埋込型機器の周期的な充電のための電力供給手段を提供する必要がある。さらに、埋込型機器の名目上の性能を損なわない態様でこの機能を提供し、かつ患者にとって都合のよい態様でこれを行なう必要がある。

本発明の目的は、このような改善された電力供給を与えることである。

発明の開示
本発明に従うと、熱エネルギを電気エネルギに変換するための熱電モジュールを含むバイオサーマル電力供給が提供され、このような機器を用いると、機器全体に亘るほんの華氏２度の温度差によって、少なくとも約１０マイクロワットの出力が生じる。

本発明は、明細書および以下の図面を参照して記載され、以下の図面において同じ数字は同じ要素を示す。

発明を実施するためのベストモード
図１は、好ましいバイオサーマル電力システム１０のブロック図である。図１に示された好ましい実施例において、機器１０はゼーベック効果に働きかける。

ゼーベック効果とは、異なる金属の２つの接合部の間の温度差による電圧の発生のことである。たとえば、米国特許第５，５６５，７６３号（熱電方法および機器（thermoelectric method and apparatus））、第５，５０７，８７９号（熱電材料を用いたセンサ（sensor using thermoelectric materials）)、第４，０１９，３６４号（ゼーベック効果を用いて溶接を検査する方法（method of testing welds by using the Seebeck effect））、第３，６４８，１５２号（ゼーベック効果の補償（Seebeck effect compensation））、第６，２０７，８８６号（スクッテルド熱電材料(Skutterudite thermoelectric material）），第６，０７８，１８３号，第５，９５２，８３７号，第５，８６９，８９２号，第５，７８４，４０１号，第５，７０８，３７１号，第５，４９１，４５２号（連続騒音クランプとしてのペルチェ素子（Peltier element as series noise clamp））、第５，４４６，４３７号，第５，４３９，５２８号（積層された熱要素（laminated thermo element））、第５，２４１，８２８号，第５，０７３，７５８号，第４，９３８，２４４号、第４，５０５，４２７号、第４，０９５，９９８号（熱電電圧発生器（thermoelectric voltage generator））、第４，０２６，７２６号等を参照し得る。これらの米国特許の各々の全体の開示は、本明細書に引用により援用される。

再び図１を参照すると、熱電モジュール１２は、リード１６によって制御回路１４に接続され、制御回路１４に電流を与える。制御回路１４は次に、電圧調整器１８に動作可能に接続される。電圧調整器１８は、電池２０に直流を与え、電池は次に埋込型機器２２に電力を与える。図１に示された好ましい実施例において、埋込型機器２２は、リード２６を介して（人間の心臓等の）器官２４に刺激を与えることができる。リード２６は、電気リードおよび／または光リードであってもよい。

埋込型機器２２はまた、（たとえば治療薬剤もしくは刺激薬剤またはホルモン等の）材料を、導管２８を介して生体（図示せず）における１つ以上の場所に与えることができる。したがって、たとえばこのような導管２８に、当該生体内の細胞にその局所温度を上げるようにさせる刺激物を送達させてもよい。代わりにまたはさらに、患者が機器１０に電
力を供給するために用いられる温度差が十分でないことを認識しているときに、患者はこの刺激材料のいくらかをその細胞の一部に局所的に与えることができる。

電力モニタ３０は、電池２０に動作可能に接続され、１つ以上の好適なセンサによってこのような電池２０の電力レベルを検出する。電力モニタ３０はまた、埋込型機器２２に動作可能に接続される。１つの好ましい実施例において、埋込型機器２２は、このような機器に供給されている電力が不十分であるときは常に、患者および／またはその医者に警告を与えることができる。例として、米国特許第６，０６７，４７３号に示された警告システムを用いてもよく、これは可聴音通信を用いて電池の寿命が短いという警告を与える。このような米国特許の全体の開示は、本明細書に引用により援用される。代わりにまたはさらに、米国特許第６，１０８，５７９号の電池監視装置を用いてもよく、これは電池の残余の寿命の表示を与える。この米国特許の全体の開示は、本明細書に引用により援用される。

電池２０は好ましくは充電式電池である。代わりにまたはさらに、他の電力蓄積装置を用いてもよい。

したがって、たとえば炭素または他のナノ材料から構成される容量性蓄積装置を用いてもよい。

再び図１を参照すると、示された好ましい実施例において、電気リード１６は、それが制御回路１４と接続される前に、最初に極性反転器４０と通信することが見てとれるであろう。明らかなように、熱電モジュール１２の表面４２の温度（Ｔｃ）が熱電モジュール１２の表面４４の温度（Ｔｈ）よりも高い場合、このような状況で生じた電流の極性は、温度Ｔｃが温度Ｔｈよりも低いときの状況の逆になるであろう。極性反転装置がなければ、電流はすべての温度条件の下で、制御回路に効果的に流れないであろう。

極性反転装置４０は、当業者にとって既知の極性を反転させるための如何なる手段であってもよい。米国特許第６，２３２，９０７号、第３，８２１，６２１号、第４，４２２，１４６号、第３，６２３，８１７号等を参照し得る。これらの米国特許の各々の全体の開示は、本明細書に引用により援用される。

図２は、使用され得る１つの好ましい極性反転装置５０の概略図である。図２を参照すると、リード５２がマイナスであるときに、電子は点５４に流れ、次にダイオード５６を通り、次に線５８を通って流れる。しかしながら、極性が表面４２および４４（図１を参照）の温度における変化のために反転されるときに、電子は線６０を通り、点６２を通り、ダイオード６４を通り、そして次に線５８を通って流れるであろう。したがって、ＴｃがＴｈよりも高いか低いかに拘らず、これらの間の温度差は電力を生成する。この特徴は、周囲条件が変動するときに、および／または機器１０付近の体温がとりわけ低いまたは高いときに特に有利である。

図３は、ＴｃおよびＴｈが変化すると生じ得る多数の状況のグラフである。図３を参照すると、区間７０において、体温７２は皮膚表面温度７４よりもかなり高い。この正の温度差のために、図２を参照して、電子は線５２を通って点５４に流れ、ダイオード５６を通り、次に線５８を通って流れる。さらに、区間７０における温度差が概ね摂氏２度よりも高いために、多量の電気エネルギの供給が生じ、これが制御回路１４（図１を参照）に供給される。

再び図３を参照して比較すると、区間７６において、皮膚表面温度７４は、体温７２よりもかなり高い。この負の温度差のために、電子は線６０を通って点６２に流れ、ダイオ
ード６４を通り、次に線５８（図２を参照）を通って流れる。やはり、この区間における温度差が概ね摂氏２度よりも高いために、多量の電子の供給が制御回路１４に流れる。

しかしながら、中間の区間７８および８０において、温度差はほんの摂氏１度であるかも知れない。しかしながら、この１度の正のまたは負の温度差は依然として、制御回路１４に十分な電子の流れを与えるのに十分である。

しかしながら、区間８２では、モジュール１２の表面４４および４２の温度差は摂氏１度未満であることが多い。この区間において、電流の流れは、埋込型機器２２に電力を供給するには不十分であることが多い。この場合、電池２０は十分な時間に亘って放電する傾向がある。

区間７０，７６，７８および８０において、機器１０は、たとえば電圧調整器１８によって連続的に電池２０を充電し、電池２０に与えられた充電量は、埋込型機器２２によってもたらされるこのような電池上のドレインを越えるであろう。

しかしながら、区間８２において、電池２０に与えられる充電量は、埋込型機器２２が必要であることによってもたらされるこのような電池上のドレインよりも少ないであろう。このような状況が長期間続く場合、電池２０は放電され、新しい電池と交換されなければならない。

患者が頻繁に手術を受ける必要性を回避するために、本発明の機器１０は電池の寿命を実質的に伸ばす。これを行う１つの手段は、区間８２の状況が持続した期間に亘って生じるときには常に患者に警告を与えることである。

再び図１を参照すると、温度センサ４１は、好ましくは生物体の皮膚表面でまたはそれをを通して、生体外部の温度を感知する。この情報は線４３を介して電力モニタ３０に伝達される。

第２の温度センサ、センサ４５は、生体の温度を感知し、このような情報を線４７を介して電力モニタ３０に与える。したがって、電力モニタは常に、表面４２および４４の温度差、このような温度差の方向、ならびにこのような温度差が存在した時間を決定することができる。

電力モニタ３０は、好ましくは、電池２０への電流の速度を測定するための手段を含む。図１に示された好ましい実施例において、この情報は電圧調整器１８によって電力モニタ３０に与えられる。さらに、電力モニタ３０は電池２０に接続されるため、これは電池２０の充電状態を連続的に認識する。

このような情報を備えて、かつ好ましくは埋込型機器２２からの命令で必要に応じて周期的に修正され得るアルゴリズムを用いて、電力モニタは埋込型機器２２に警告信号を発するようにさせることができる。警告信号を発することのできる埋込型機器は、この明細書の他のところで記載さている。

このような警告信号が埋込型機器によって生成されるときに、患者は表面４４および４６の温度差を増大させる機会を有する。患者は、より多くの衣類を身につける、衣類をいくらか脱ぐ、および／またはより暖かいまたは涼しい環境に移動することによってこれを行ない得る。

再び図１を参照すると、示された好ましい実施例において、熱電モジュール１２は熱い
側および冷たい側を規定することが好まれ、当該モジュールは、Ａ）複数のＰ型熱電素子、Ｂ）複数のＮ型熱電素子を含み、当該Ｐ型素子および当該Ｎ型素子は、アレイ状に配置され、自己付着ポリイミド膜で互いから絶縁され、当該モジュールはさらに、Ｃ）電気回路における当該素子を接続する、当該冷たい側および当該熱い側の複数の接触子を含む。この特定のモジュールは、米国特許第６，２０７，８８７号で記載され主張されており、この米国特許の全体の開示は本明細書に引用により援用されている。

米国特許第６，２０７，８８７号に開示されたのと同様であるが、Ｐ型およびＮ型素子の間で異なるセパレータ素子を用いる熱電モジュールを用いてもよい。したがって、たとえばエポキシ含浸紙アイソレータを用いてもよく、これはたとえば、その各々の全体の開示が本明細書に引用により援用される、米国特許第３，７８０，４２５号および第３，７８１，１７６号を参照されたい。

一実施例において、このような米国特許第６，２０７，８８７号の十分な数のこのようなＰ型およびＮ型の素子を用いて、ＴｈおよびＴｃの温度差がほんの摂氏２度の状態において、約０．３から約０．５ボルトＤ．Ｃ.の電圧で少なくとも５０マイクロワットの電力を生じる機器１０が提供される。別の実施例において、機器は、摂氏１度の温度差を与えられたときに、０．３から約０．５ボルトのこのような電圧で、少なくとも１００マイクロワットの電力を生じる。

一実施例において、図１に示されるように、熱電モジュール１２は、概ね正方形の形状で、長さが約１．３から約１．７インチであり、厚さが約０．２インチから約０．３インチである。

再び図１を参照すると、示された好ましい実施例において、熱電モジュール１２は、好ましくは電気的に直列に配置されかつセラミックプレート３８および４０の間に挟まれた非常に多数のｎドープ／ｐドープ熱電対（３４／３６）からなることが好ましいことが見てとれるであろう。

図４は、機器１０の概略図であるが、ここからいくつかの不必要な細部は描写を簡単にするために省略されている。ここに示された好ましい実施例において、機器１０は図１に記載された熱電モジュール１２を用いて、ゼーベック効果を介して、体の中心線９０および皮膚表面９２の間の温度勾配から電力を生じる。殆どの場合において、体の中心温度は皮膚表面温度よりも高いが、この関係が一時的に反転した場合でも、制御回路１４（図１を参照）は、その電圧調整器の極性を反転して、電池の充電が継続されるようにする。

再び図４を参照すると、埋込機器１０は、主要機器１１を収容する主要ケース９４を含む。示された実施例において、主要機器１１は、制御回路１４（ここには図示せず、図１を参照）、電圧調整器１８（ここには図示せず、図１を参照）、電力モニタ３０（図１を参照）、電池２０（図１を参照）、極性反転装置４０（図１を参照）、および埋込型機器２２（図１を参照）を含む。

示された実施例において、ケース９４は、すべての構成要素の周りを密封し、密封を破ることなくリード線の通路を与え、さらに特定の熱特徴を有する。この実施例において、ケース９４は、好ましくはチタン／銀の二重層で形成され、チタンは頑強で生体適合性のある外部層を与え、銀は熱伝導性の高い内部層を与える。

明らかであるように、他の材料、厚さおよび製造方法のさまざまな組合せを用いて、強度、磁気不浸透性、生体適合性および高い熱伝導率の所望の組合せを得ることができる。

再び図４を参照すると、熱変換モジュール１２は、好ましくは、機器ケース９４に隣接して配置され、銀ロウ、ロウ付け、導電グリースまたは他の手段によってそれと密接に熱接触する。モジュール１２からの電気リードは、好ましくは密封手段を介してケース９４を通過する。伝導板９６は、好ましくは、同様の態様でモジュール１２の反対側の表面に取付けられる。セラミック絶縁シール９８は、モジュール１２を囲み、ケース９４および伝導板９６の間で熱分離を与える。すなわち、それはモジュール１２の周りで密封して、それを体の環境から保護する。したがって、セラミック絶縁シール９８は、好ましくは特殊な材料から製造されるべきである。

このような特殊なセラミック絶縁材料のうちの１つは、米国特許第５，４０３，７９２号で開示されており、これは低い熱伝導率のセラミックおよびこれを製造するためのプロセスを記載している。この材料は、Ｌａ，Ｄｙ，Ｃｅ，ＨｆおよびＺｒの１つ以上の要素との組合せのサイアロン（Ｓｉ−Ａｌ−Ｏ−Ｎ）を含む。この材料は、非常に剛性で不浸透性であり、低い熱伝導率を有する。この米国特許の全体の開示は本明細書に引用により援用されている。

さらに他の例として、米国特許第６，０１５，６３０号は、金属基板または選択的な金属結合膜に配置されたセラミック断熱膜を開示し、ＹＡＧベースのセラミック断熱膜は、Ｙ₃ ^CＡｌ₂ ^AＡｌ₃ ^DＯ₁₂からなるグループから選択され、Ｃ，ＡおよびＤは結晶構造上の位置であり、さらにＡ位置，Ｄ位置、または、ＡおよびＤ位置のＡｌ³＋のすべてまたは一部は、ＹＡＧベースのセラミック断熱膜に約１０００℃で約３Ｗｍ^-1Ｋ^-1未満のもしくはそれに等しい熱伝導率、約１０００℃で約１０^-15ｍ²ｓ^-1未満のもしくはそれに等しい酸素拡散率、約９×１０^-6℃^-1よりも高いもしくはそれに等しい熱膨張係数、約１４００℃よりも高いもしくはそれに等しい最大温度能力、約１４ＧＰａよりも高いもしくはそれに等しい硬度、約２８０ＧＰａ未満のもしくはそれに等しい弾性係数、または約６．４ｇｃｍ^-3未満のもしくはそれに等しい密度を与えるのに効果的な量において代用される。この米国特許の全体の開示は、本明細書に引用により援用されている。

再び図４を参照すると、示された好ましい実施例において、適合するゲルたは重合体１００の層は、好ましくは機器ケース９４の直上に配置され、導電シール膜１０２は重合体／ゲル１００を含むように機能する。この好ましい実施例において、先述の材料は、機器ケース９４から皮膚表面９２へ熱伝導性の高い経路を与え、この皮膚表面はシール層１０２の直上にあるが、患者に高度の快適さをもたらす。重合体／ゲル１００および膜１０２の材料は、好ましくは生体適合性を有し、かつ適切な柔軟性および熱伝導率を有するように選択される。

さらに他の例として、米国特許第６，２５５，３７６号は、熱伝導性化合物を開示し、これはエチレンを有する可塑剤の共重合体、または可塑剤の重合体、ポリエチレンおよび共重合体からなる１５から６０容量パーセントの熱可塑性キャリア樹脂、キャリア樹脂に拡散された４０から８５容量パーセントの熱伝導性の充填剤粒子、ならびに（ａ）親水基および（ａ）疎水基を有する（充填剤粒子に対して）０．５から５重量パーセントの分散材を含む。この熱伝導性化合物は、高い熱伝導率、および、摂氏−４０から５０°の範囲の可塑性を有する。この米国特許の全体の開示は、本明細書に引用により援用されている。

同様に、米国特許第６，１６０，０４２号は、六方窒化ホウ素の粒子を含む低い粘性の、高い熱伝導率の重合体復号物を生成するための方法を開示し、この方法は、（ａ）六方窒化ホウ素粒子の表面を１，４−フェニレンジイソシアナートで処理するステップと、（ｂ）このようにして処理された窒化ホウ素粒子をＨ₂Ｎ−Ｘ−Ｙの式の化合物で処理するステップとを含む。さらに、米国特許第５，９００，４４７号は、高い熱伝導率のポリベ
ンゾオキサジン（polybenzoxazine）ベースの材料を生成するための、組成および方法を開示している。この組成は、少なくとも１つのベンゾオキサジン樹脂と、ポリベンゾオキサジンベースの材料において約３Ｗ／ｍＫから３７Ｗ／ｍＫの熱伝導率を達成するのに十分な量の窒化ホウ素の粒子を含む充填剤材料とを含む。これらのおよび他の同じ材料が、図４に示された膜７４および重合体７６に使用され得る。米国特許第６，１６０，０４２号および第５，９００，４４７号の全体の開示は、本明細書に引用により援用されている。

再び図４を参照すると、絶縁被膜１０４は、好ましくは柔軟な重合体の絶縁材料であり、これは主要な機器ケース９４を囲み、さらに機器ケースをその側面の環境から分離することによって、主要な熱の流れが、熱変換モジュール１２を通って、したがって機器ケース９４を通り、導電性の重合体１００を通り、導電性の膜１０２を通り、さらに皮膚９２を通るように促す。絶縁被膜１０４は、さまざまな生体適合性を有する閉じた細胞フォーム材料から製造され得る。１つのこのような材料が、たとえば米国特許第５，１３７，９２７号において、低い熱伝導率の合成フォームとして開示されており、これは、ａ）平均直径が０．１から２０ｍｍでありかつ密度が０．０８から０．４０ｇ／ｃｍ³の、２０から８０容量％のシリカエーロゲル粒子、ｂ）構成要素ａ）の粒子を囲み、かつそれらを互いに結合し、密度が０．０１から０．１５ｇ／ｃｍ³の、２０から８０容量％のスチレン重合体フォーム、および望まれればｃ）効果的な量の従来の添加剤を含む。別のこのような材料は、米国特許第５，５３２，２８４号において、ハロカーボン発泡剤（たとえばＨＣＦＣ−２２，ＨＣＦＣ−１２３，ＨＣＦＣ−１２３ａおよびＨＣＦＣ−１４１ｂ）を、連続的な重合体の段階で均一に分散される効果的な量の気体遮断樹脂（たとえばエチレン／酢酸ビニル共重合体、エチレン／アクリル酸エステル共重合体、またはアクリル酸エステル重合体）と組合せて用いることを含む改善された閉じた細胞重合体フォームおよび発泡剤として開示されている。気体遮断樹脂の存在は、空気からの発泡剤の漏れおよび／または長期にわたる熱伝導率および改善された熱絶縁値をもたらす、フォームへの空気の流入を大幅に減じるものとして示されている。これらの米国特許の全体の開示は、本明細書に引用により援用されている。

図５は第２の好ましい機器１１０の概略的な設計図である。示された実施例において、体の中心９０および皮膚９２の表面の温度勾配（Ｔ_H−Ｔ_C）は、ゼーベック効果を介した電力生成をもたらす。構成要素および材料の多くは、図４に記載されたこれらの対応する構成要素および材料と同様である。しかしながら、この実施例において、導電性重合体／ゲル１００および導電性膜１０２は排除されて、金属ケース材料９４が皮膚９２の内部表面と直接接触するようにしていることが注目されるであろう。さらに、この実施例の機器１１０は、機器ケース９４の側面のおよび皮膚９２の直下の絶縁被膜１０４の拡張部分を有することにより、電力生成手段のまわりでさらなる断熱を与えて、電力変換の熱効率を改善させる。さらに図５から、機器１１０のうち、患者の体の中心線９０の内部に面する部分が延長されて、僅かに高い平均温度を有する領域に接触することによって熱性能をさらに向上させることが注目される。導電性プレート９６は、ここに細長いロッドとして示された別の導電膜１０６に装着されているが、これはヒートパイプであってもよく、これは熱的接触子１０８に取付けられる。絶縁被膜１０４は、その長さに沿って導電膜７８のまわりで延長され、熱接触子１０８に当接して、周囲の細胞および体液からの一貫した断熱をもたらす。この設計の幾何学的形態は、より高い温度差（Ｔ_H−Ｔ_C）を与えて、より多くの電力生成をもたらすことが意図されている。

図６は機器１１２の概略図であるが、これは機器１１０および１０（図５および４を参照）に類似しているが、それが中心９０に垂直である態様で方向付けられるという点で異なる。描写をより簡単にするために、このような機器の要素の多くが省略されている。この実施例において、熱モジュール１２は、好ましくは、（皮膚表面９２と直接接触する）
熱いプレート１１４および（体の中心９０に内部に向かって延在する）冷たいプレート１１６の間に挟まれる。絶縁１０４を上述のように用いて温度差を高める。

図４，５および６は、サイズ、快適さ、電力効率、機器の信頼性と、埋込物を体内のさまざまな所望の位置に位置付けることの容易さとのバランスを与えるように設計され得る変形を示すことが意図される。電力的または光学的接続といった他の設計の特徴が当業者にとって明らかであり、さらに本明細書に記載されたバイオサーマル電力生成プロセスは、特定の埋込型機器の電力条件に適合するようにサイズを拡大または縮小され得ることが当業者にとって明らかであろう。先述のいかなる変更も、特許請求の範囲において規定された本発明の範囲から逸脱することなく、機器においてなされ得る。

本発明の１つの好ましいバイオサーマル電力システムの概略図である。 図１の電力システムで用いられ得る極性反転装置を示す図である。 異なる周囲温度での本発明の機器の有効性を表わした図である。 本発明の１つの好ましい機器の概略図である。 本発明の第２の好ましい機器の概略図である。 本発明の第３の好ましい機器の概略図である。

Claims (20)

1. 生体内に配置された埋込型機器、前記埋込型機器に接続された電力蓄積装置、および前記電力蓄積装置に動作可能に接続された熱電充電アセンブリを含む充電可能な埋込型アセンブリであって、前記熱電充電アセンブリは、前記生体および熱電モジュールの間で熱エネルギを伝達するための手段、前記熱エネルギから第１の極性の電流を生成するための手段、前記熱エネルギから第２の極性の電流を生成するための手段、前記電力蓄積装置を前記第１の極性の前記電流で充電するための手段、および前記電力蓄積装置を前記第２の極性の前記電流で充電するための手段を含む、充電可能な埋込型アセンブリ。
2. 前記電力蓄積装置は電池である、請求項１に記載の埋込型アセンブリ。
3. 前記埋込型機器は心臓補助装置である、請求項２に記載の埋込型アセンブリ。
4. 前記電力蓄積装置が前記熱エネルギの結果として充電される程度を決定するための手段をさらに含む、請求項３に記載の埋込型アセンブリ。
5. 前記電池が、ある指定されたレベルを下回って充電されるときに信号を生成するための手段をさらに含む、請求項４に記載の埋込型アセンブリ。
6. 前記生体の温度を感知するための第１のセンサをさらに含む、請求項５に記載の埋込型アセンブリ。
7. 前記生体の皮膚細胞の表面で温度を感知するための第２のセンサをさらに含む、請求項６に記載の埋込型アセンブリ。
8. 前記熱電充電アセンブリは、摂氏２度の温度差を与えられたときに少なくとも５０マイクロワットの電流を生成する、請求項７に記載の埋込型アセンブリ。
9. 前記熱電充電アセンブリは、摂氏１度の温度差を与えられたときに少なくとも１００マイクロワットの電流を生成する、請求項７に記載の埋込型アセンブリ。
10. 生体内に配置された埋込型機器、前記埋込型機器に接続された電力蓄積装置、および前記電力蓄積装置に動作可能に接続された熱電充電アセンブリを含む充電可能な埋込型アセンブリであって、前記熱電充電アセンブリは、前記生体および熱電モジュールの間で熱エネルギを伝達するための手段、前記熱エネルギから電流を生成するための手段、前記電力蓄積装置を前記電流で充電するための手段、前記電力蓄積装置が前記電流で充電される程度を決定するための手段、および前記電力蓄積装置が前記電流で充電される程度が、指定された値を下回るときは常に信号を生成するための手段を含む、充電可能な埋込型アセンブリ。
11. 前記電力蓄積装置は電池である、請求項１０に記載の埋込型アセンブリ。
12. 前記電力蓄積装置は容量性電力蓄積装置である、請求項１１に記載の埋込型アセンブリ。
13. 前記埋込型機器は心臓補助装置である、請求項１０に記載の埋込型アセンブリ。
14. 前記生体の温度を感知するための第１のセンサをさらに含む、請求項１０に記載の埋込型アセンブリ。
15. 前記生体の皮膚細胞の表面で温度を感知するための第２のセンサをさらに含む、請求項１４に記載の埋込型アセンブリ。
16. 前記熱電充電アセンブリは、摂氏２度の温度差を与えられたときに少なくとも５０マイクロワットの電流を生成する、請求項１５に記載の埋込型アセンブリ。
17. 前記熱電充電アセンブリは、摂氏１度の温度差を与えられたときに少なくとも１００マイクロワットの電流を生成する、請求項１６に記載の埋込型アセンブリ。
18. 前記生体の前記温度を上昇させるための手段を含む、請求項１に記載の埋込型アセンブリ。
19. 前記生体の前記温度を上昇させるための手段を含む、請求項１０に記載の埋込型アセンブリ。
20. 前記生体の前記温度を上昇させるための前記手段は、前記生体の細胞に刺激を与えるための手段を含む、請求項１０に記載の埋込型アセンブリ。

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