JP2007509652A - 埋め込みデバイス用のバイオサーマル電源 - Google Patents

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Abstract

生体内に配された埋め込み型装置（１０）と、前記埋め込み型装置に接続した蓄電デバイス（２０）と、前記蓄電デバイスに連動連結した熱電気充電アッセンブリ（４１、４５、３０）と、からなる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置。熱電気充電アッセンブリは、生体と熱電モジュールとの間で熱エネルギーを伝達し、前記熱エネルギーに基づいて電流を発生させ、前記蓄電デバイスに前記電流を充電し、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定し、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量が所定の値を下回ったときは、信号を発生させる装置を有している。

Description

体内の温度勾配によって作り出される電気エネルギーを生み出すための熱電モジュールからなる、永久的なエネルギー源を与える装置。
埋め込み型医療機器（例えば、心臓補助装置，薬剤注入ポンプおよび疼痛管理機器）の全ては、例えば心搏の速度を調整したり，薬剤を送達したりまたは神経を刺激したりするような機能を遂行するために電力を必要とする。これらの機器は、基本制御機能用の電力，他の機器との通信用の電力および外部制御器との通信用の電力をも必要とする。
新技術がさらなる小型化を可能にしており且つ病気に対する基本認識が高まってきていることにより、これらおよび他の能動的な埋め込み型医療機器の使用が普及してきている。この例として、脳深部電気刺激法（ＤＢＳ）における用途に対する電子センシング技術および電子刺激技術の最近の進展が挙げられ、当該脳深部電気刺激法は、心臓ペーシングシステムに対して開発された技術の多くを共用し、パーキンソン病および癲癇に苦しむ人々の症状を軽減する。埋め込み型医療機器に対する用途の拡大は、将来は加速するのみであろう。
電子医療機器の埋設に対する初期の制約の１つは、電源自体であった。そこで、バッテリー源の信頼性および寿命を改善し且つペースメーカーの回路自体の電力需要を低減するためのかなりの開発研究が、過去４０年以上なされてきている。結果として、現在のペースメーカーのバッテリーは、多くの用途において数年間持続する。
ペースメーカーおよびバッテリー設計におけるこれらの改良にも関わらず、特に電源についての需要電力が大きい、他の埋め込みデバイスの場合に、心臓ペースメーカー，薬剤送達ポンプおよび他の埋め込みデバイスが外科切除される主な理由の１つは、バッテリー寿命である。埋め込みデバイス全ての外科切除の必要性は、当該デバイスの腐食および漏出による健康への悪影響を解消するために、第１の機器ケース内にバッテリーを内蔵する必要性から生じることが多い。
外部電源を用いて、再生可能な電源を与えるための幾つかの試みがなされており、これは、主として内部の、埋め込まれたアンテナにラジオ周波数（ＲＦ）エネルギーを誘導結合することによってなされる。しかし、この技術の使用は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の使用と整合しない。従って、ラジオ周波数エネルギーを再充電し得る埋め込みデバイスを有する患者は、深刻な事態となる危険性があるＭＲＩ診断を受けることができない。さらに、ラジオ周波数誘導は、患者に再充電工程のための定期的な時間を要求するものであり、このことは、不便であり且つ不履行の原因となることが多い。
かかる電源を必要とする埋め込みデバイスは、当技術分野で周知であり、これらの電源は、検出，制御，組織の刺激，薬剤の分配，外部通信および他の必要な機能に対して電力を与えるために使用されることが多い。
かかる電源における先行技術の進歩については、幾つかの米国特許を参照することによって以下に論じられており、これら米国特許の各々の全開示内容は、本願に引用して援用される。
米国特許第６，１０８，５７９号明細書は、かかる電源に関して、近年開発された技術についての幾つかを説明している。この特許は、バッテリー監視装置および心臓刺激装置のプログラミング方法を開示しており、当該特許は、具体的には電力消費をトラッキングする方法，バッテリー状態の監視方法およびバッテリー電源の推定残余寿命を表示する方法を開示している。
さらなる説明のために、米国特許第６，０６７，４７３号明細書は、低バッテリー寿命であることの警告を与えるために可聴音通信を使用する埋め込み型医療機器を開示しており、バッテリー減少について音声メッセージによる警告が与えられる。
米国特許第５，９５７，９５６号明細書は、相対的に小型で且つ最小消費電力を有する植込み型除細動器（ＩＣＤ）を開示している。同様に、米国特許第５，８２７，３２６号明細書は、少エネルギー蓄積能力を有する植込み型除細動器を開示している。
米国特許第５，６９７，９５６号明細書は、電流ドレインを最適化する手段を有する埋め込み型刺激装置を開示している。同様に、米国特許第５，５２２，８５６号明細書は、改善されたシェルフストレージ容量（shelf storage capacity）を有するペースメーカーを開示している。これら両方の特許は、バッテリー電源の所要電力を最小にする手段を開示している。
近年、患者に対する磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）診断の有効性が重要視されており、例えば、埋め込まれた心臓ペースメーカーのような埋め込みデバイスを取り付けている患者に、かかるＭＲＩ処置を実施する不適当さについても焦点があてられている。心機能を感知し且つ心臓を刺激する電気パルスを与えるために、かかる埋め込みデバイスにおいて使用される導線は、ＭＲＩ処置で使用される強磁場およびラジオ周波数（ＲＦ）場において、アンテナとしての役割も果たす。かかるアンテナによって受信された、誘導結合型のラジオ周波数エネルギーは、ペースメーカー自体を破損または破壊するのに十分であることが多くおよび／または好ましからざる心臓ペーシングを引き起こすのに十分であることが多くおよび／または血管を切除するのに十分であることが多くおよび／または電極／心臓の界面で、繊細な心臓組織を損なうのに十分であることが多い。結果として患者の死がもたらされ、当該死は、１または２以上のこれらの現象に起因する。
ＭＲＩ技術における最近の進歩は、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）の機会を生み出しており、この磁気共鳴血管造影は、心臓構造および心機能に的を絞ったＭＲＩ技術を使用している。このような、心臓にＭＲＩを直接使用することは、ペースメーカー患者へのＭＲＩの使用における現存の問題を深刻にする。
これらの問題に対する１つの解決法が、米国仮出願第６０／２６９，８１７号明細書の主題であり、かかる特許出願の全開示内容は、本願に引用して援用される。この特許出願で開示された方法は、ペースメーカー用および他の埋め込みデバイス用の導線の代わりに、光ファイバを使用することである。この特許出願のデバイスは、ＭＲＩに耐え得る光ファイバ経由して伝達し、その後、心臓で光から電気パルスに再変換する手段を与える。ＭＲＩの問題に対する、この光学的な解決法の、相対的に高い電力需要を果たすために、バッテリーサイズは実質的に増大されなければならずまたは取り付けられたペースメーカーの寿命は実質的に短縮されなければならずまたはペースメーカーの電源を再充電する手段が利用されなければならない。
さらなる説明のために、米国特許第４，０１４，３４６号明細書は、密閉された心臓ペースメーカーのシステムおよび再充電システムを開示している。この特許でとられている方法は、内部バッテリーを再充電するために、外部エネルギーの誘導結合を使用することである。この方法および他の同様な方法は、もしＭＲＩ診断のこの重要課題が現れないのならば、前述のバッテリー寿命の問題を解決するのに役立つであろう。外部から与えられたラジオ周波数エネルギーを受け入れ得る構成部品の存在そのものが、このデバイスおよび同様のデバイスに対するＭＲＩの適合性を不可能にする。
従って、ＭＲＩの悪影響および他の形態の電磁妨害の影響を受けにくい埋め込みデバイスを、定期的に再充電するための電源手段を設ける必要がある。さらに、埋め込みデバイスの公称性能を損なわない方法で、この機能を与える必要があり且つ患者にとって便利な方法で行う必要がある。
かかる改善された電源を与えることが、本発明の目的である。
本出願は、同時継続出願である米国特許第１０／０９８，８２１号明細書（出願日：２００２年３月１５日）の一部継続出願である。
本発明によると、生体内に配された埋め込みデバイスと、前記埋め込みデバイスに接続した蓄電デバイスと、前記蓄電デバイスに連動連結した熱電気充電アッセンブリと、からなる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置であって、前記熱電気充電アッセンブリは、前記生体と熱電モジュールとの間で熱エネルギーを伝達する手段と、前記熱エネルギーに基づいて電流を発生させる手段と、前記蓄電デバイスに前記電流を充電する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量が所定の値を下回ったときは常に、信号を発生させる手段と、からなっていることを特徴とする埋め込み型であり且つ再充電可能な装置が与えられている。さらに、埋め込みデバイスが心臓補助装置であることを特徴とするかかる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置が与えられている。さらに、埋め込みデバイスが薬剤送達装置であることを特徴とするかかる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置が与えられている。さらに、埋め込みデバイスが脳深部電気刺激装置であることを特徴とするかかる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置が与えられている。
本発明によると、生体内に配された埋め込みデバイスと、前記埋め込みデバイスを蓄電デバイスに接続する線と、熱電気充電アッセンブリと、前記熱電気充電アッセンブリを前記蓄電デバイスに連動連結する線と、からなる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置であって、前記熱電気充電アッセンブリは、前記生体と熱電モジュールとの間で熱エネルギーを伝達する手段と、前記熱エネルギーに基づいて電流を発生させる手段と、前記蓄電デバイスに前記電流を充電する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量が、所定の値を下回ったときは常に、信号を発生させる手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定する前記手段を連動連結する線と、からなることを特徴とする埋め込み型であり且つ再充電可能な装置がさらに与えられている。
本発明によると、生体に埋め込まれた埋め込み型電源装置に存在する温度勾配を増大させる方法であって、前記電源装置は、蓄電デバイスと、第１の温度にある第１の面と第２の温度にある第２の面とを有する熱電モジュールと、を含み、前記方法は、ａ）前記温度勾配を増大させる必要性を示す、少なくとも１つの状態を監視するステップと、ｂ）前記少なくとも１つの状態の監視結果に基づいて、前記温度勾配を増大させるための判定を行うステップと、ｃ）前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、少なくとも１つの動作を行うステップと、を含むことを特徴とする方法がさらに与えられている。
本発明は、好ましい実施例に関連して説明されているが、説明された実施例に本発明を限定する意図はない、ということが理解されるべきである。これに反して、添付の特許請求の範囲で定義されているように、本発明の精神および範囲内に含まれ得る代替例，変更例および均等物の全てを対象とすることを意図している。
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、装置１０は、ゼーベック効果を利用している。
ゼーベック効果は、異なる金属の２つの接点間での、温度の相違によって電圧が発生することである。引例として、例えば米国特許第５，５６５，７６３号明細書（熱伝法および熱電装置），米国特許第５，５０７，８７９号明細書（熱電材料を使用した検出器），米国特許第４，０１９，３６４号明細書（ゼーベック効果を使用して、溶接部を検査する方法），米国特許第３，６４８，１５２号明細書（ゼーベック効果の補償），米国特許第６，２０７，８８６号明細書（スクッテルド鉱を用いた熱電材料），米国特許第６，０７８，１８３号明細書，米国特許第５，９５２，８３７号明細書，米国特許第５，８６９，８９２号明細書，米国特許第５，７８４，４０１号明細書，米国特許第５，７０８，３７１号明細書，米国特許第５，４９１，４５２号明細書（連続ノイズのクランプとしてのペルチェ素子），米国特許第５，４４６，４３７号明細書，米国特許第５，４３９，５２８号明細書（層状の熱電素子），米国特許第５，２４１，８２８号明細書，米国特許第５，０７３，７５８号明細書，米国特許第４，９３８，２４４号明細書，米国特許第４，５０５，４２７号明細書，米国特許第４，０９５，９９８号明細書（熱起電圧発生装置）および米国特許第４，０２６，７２６号明細書等が挙げられる。これらの米国特許の各々についての全開示内容は、本願に引用して援用される。
再び図１を参照すると、熱電モジュール１２は、リード線１６によって制御回路１４に接続され且つリード線１６を用いて制御回路１４に電流を与える。制御回路１４は、電圧調整器１８に連動連結する。電圧調整器１８は、バッテリー２０に直流を与え、当該バッテリー２０は、埋め込みデバイス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、埋め込みデバイス２２は、リード線２６を経由して臓器（例えば、人間の心臓）に刺激を与えることができる。リード線２６は、導線および／または光学リード線（optical leads）であり得る。
埋め込みデバイス２２は、生体（図示せず）における１または２以上の部位に、導管２８を経由して物質（例えば、治療薬，刺激薬またはホルモン）を与えることもできる。従って、例えばかかる導管２８は、生体内組織にその局部温度を上昇させる刺激剤を送達し得る。或いはまたはさらに、電源装置１０に使用された温度差が十分ではない、と患者が認識したときには、当該患者は、刺激物質のいくらかを自分の組織のいくつかに局所的に使用することができる。
電力モニタ３０は、１または２以上の適当な任意の検出器によってバッテリ２０に連動連結しており、かかるバッテリ２０の電力レベルを検出する。電力モニタ３０は、埋め込みデバイス２２にも連動連結している。１つの好ましい実施例においては、かかるデバイスに供給された電力が不十分であるときはいつでも、埋め込みデバイス２２は、患者および／または当該患者の医者に警告を与えることができる。実例として、米国特許第６，０６７，４７３号明細書に示された警告システムが使用され得る。当該警告システムは、バッテリー寿命が短いという警告を与えるために音声通信を使用している。かかる米国特許の全開示内容は、本願で引用して援用される。或いはまたはさらに、米国特許第６，１０８，５７９号明細書のバッテリー監視装置が使用され得る。当該バッテリー監視装置は、バッテリーの残余寿命についての表示を与える。この米国特許の全開示内容は、本願で引用して援用される。
バッテリー２０は、再充電可能なバッテリーであることが好ましい。或いはまたはさらに、他の蓄電デバイスも使用され得る。従って、例えば炭素または他のナノ物質から作られた容量性蓄電デバイスまたはハイブリッド装置が使用され得る。かかる装置は、例えば米国特許第６，２５２，７６２号明細書（再充電可能なハイブリッドバッテリー／スーパーキャパシタのシステム），米国特許第５，９９３，９９６号明細書（炭素のスーパーキャパシタ電極材料），米国特許第６，６３１，０７２号明細書（電荷蓄積装置）および米国特許第５，７４２，４７１号明細書（キャパシタおよび絶縁体用の、ナノ構造の多層誘電体）において開示されている。これら米国特許の各々の開示内容は、本願で引用して援用される。
さらなる実施例において、システム１０はバッテリー２０無しで与えられており、その代わりにシステム１０は、例えばペースメーカーのような、第２の埋め込みデバイスにおけるバッテリーまたは他の蓄電デバイスに連動連結している。図１を参照すると、第２の埋め込みデバイス３２２は、バッテリー３２０または他の蓄電デバイス３２０を含む。電力システム１０は、第１の装置１１を含み、当該第１の装置は、バッテリー２０または他の蓄電デバイス２０無しで与えられている。代わりに、第２の埋め込みデバイス３２２のバッテリー３２０は、線３１，２３および１９を経由してそれぞれ電力モニタ３０，埋め込みデバイス２２および電圧調整器１８に接続される。（本明細書において、線は、例えば金属ワイヤのような、電流を伝導する材料を撚糸状に加工したものである。）この方法において、システム１０で発生したエネルギーは、バッテリー３２０に蓄えられ、その後、埋め込みデバイス２２および３２２によって使用される。
再び図１を参照すると、この図１に示された好ましい実施例において、導線１６は制御回路１４に接続される前に、極性反転装置４０と最初につなげられている、ということが分かる。明らかなことながら、熱電モジュール１２の面４２上の温度（ＴC）が、熱電モジュール１２の面４４上の温度（Ｔh）よりも高いならば、かかる状況で発生した電流の極性は、温度ＴCが温度Ｔhより低い状態のときの逆になるであろう。極性反転装置がないときは、あらゆる温度条件の下で、電流は制御回路中に効率的に流れないであろう。
極性反転装置４０は、当業者に周知である、極性を反転するためのいかなる方法であり得る。引例として、米国特許第６，２３２，９０７号明細書，米国特許第３，８２１，６２１号明細書，米国特許第４，４２２，１４６号明細書，米国特許第３，６２３，８１７号明細書等が挙げられる。これら米国特許の各々の全開示内容は、本願に引用して援用される。
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、リード線５２がマイナスであるとき、電子はポイント５４に流れた後、ダイオード５６を通り、その後リード線５８を通る。しかし、面４２および４４の温度変化によって、極性が反転したときには、電子はリード線６０を通って流れた後、ポイント６２を通り、ダイオード６４を通り、その後リード線５８を通る。従って、ＴcがＴhより高いかまたは低いかに関わらず、ＴCおよびＴhの間の温度差は発電をもたらす。環境温度が変動しているときおよび／または装置１０に近接した体温が、特に低いかまたは高いときに、この機能は特に有利である。
図３は、ＴcおよびＴhが変化する際に生じ得る、多様な状況を示すグラフである。図３を参照すると、体温７２は、ゾーン７０において皮膚表面温度７４よりも実質的に高くなっている。図２を参照すると、このプラスの温度差のために電子は、線５２を通って流れ、次にポイント５４、ダイオード５６を通った後、線５８を通って流れる。さらに、ゾーン７０における温度差は、実質的に２℃より大きいので、豊富な供給電力量が発生することとなり、制御回路１４（図１を参照）に供給される。
再び図３参照して比較すると、皮膚表面温度７４は、ゾーン７６において体温７２よりも実質的に高くなっている。このマイナスの温度差のために、電子は線６０を通って流れ、次にポイント６２、ダイオード６４を通った後、線５８を通って流れる（図２を参照）。このゾーンにおける温度差は一般に２℃よりも大きいので、豊富な供給量の電子が制御回路１４に流れるであろう。
中間にあるゾーン７８および８０において、温度差は１℃のみであり得る。しかし、この１℃のマイナスの温度差または１℃のプラスの温度差は、制御回路１４に十分な電子流を与えるのにまだ十分である。
しかしゾーン８２において、モジュール１２の面４４および４２の間の温度差は、１℃未満であることが多い。このゾーンにおいて、電子流が、埋め込みデバイス２２に電力を供給するのに不十分であることが多い。この場合に、バッテリー２０は、十分すぎる程再充電される傾向にある。
ゾーン７０，７６，７８および８０において、装置１０は、例えば電圧調整器１８のような手段を通じて、バッテリー２０を継続的に充電し、バッテリー２０に与えられた充電量は、埋め込みデバイス２２に起因する、かかるバッテリーのドレインを越えることとなる。
しかしゾーン８２において、バッテリー２０に与えられた充電量は、埋め込みデバイス２２のニーズに起因する、かかるバッテリーのドレインに満たない。かかる状況が長期にわたって続く場合には、バッテリー２０は放電され、新しいバッテリーと交換されなければならない。
患者が外科手術を頻繁に受ける必要性を回避するために、本発明の装置１０は、バッテリー寿命を実質的に延長する。これを行うための１つの手段は、ゾーン８２の状態が持続時間の間に生じたときはいつでも、患者に警告を与えることである。
再び図１を参照すると、温度検出器４１は、生体の外側の温度を検出し、好ましくは人間の皮膚表面でまたは皮膚を通して検出する。この情報は、線４３を経由して電力モニタ３０に伝達される。
第２の温度検出器である検出器４５は、生体の温度を検出し、かかる情報を線４７を経由して電力モニタ３０に与える。従って、電力モニタは、常に面４２および４４上の温度間の相違，かかる温度差がプラスであるかマイナスであるかの方向およびかかる温度差が存続した時間を測定することができる。
電力モニタ３０は、バッテリー２０中への電流フローの割合を測定する手段から構成されていることが好ましい。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によって電圧モニタ３０に与えられる。さらに、電力モニタ３０はバッテリー２０に接続しているので、当該電力モニタは、バッテリー２０の充電状態についても継続的に把握している。
埋め込みデバイス２２からの命令に応じて、この情報が定期的に修正され得るアルゴリズムを使用することが好ましく、電力モニタは、埋め込みデバイス２２が警告信号を発するようにさせる。警告信号を発することができる埋め込みデバイスは、本明細書の他の箇所に説明されている。
かかる警告信号が、埋め込みデバイスによって発せられると、患者は、面４４および４６の間の温度差を増大させるための好機を得ることとなる。当該患者は、より多くの衣類を着たり，衣類を脱いだりおよび／または暖かい場所或いは寒い場所に移動することによって、上述の温度差を増大させ得る。
再び図１を参照すると、この図１に示されている好ましい実施例において、熱電モジュール１２は、温かい面と冷たい面とを有し、当該モジュールは、Ａ）複数のＰ型熱電素子と、Ｂ）複数のＮ型熱電素子と、Ｃ）電気回路において前記熱電素子を接続する、前記温かい面および冷たい面上の複数のコンタクトと、を有し、前記Ｐ型熱電素子およびＮ型熱電素子は、配列に配置され、粘着性ポリイミド膜で互いに絶縁されていることを特徴とするモジュールとして定義されている。この特有のモジュールは米国特許第６，２０７，８８７号明細書において説明され且つ特許請求されており、この米国特許の全開示内容は、本願に引用して援用される。
米国特許第６，２０７，８８７号明細書において開示されているものと同様な熱電モジュールが使用され得るが、当該特許では、Ｐ型熱電素子とＮ型熱電素子との間には、異なるセパレータを使用している。従って、例えばエポキシ含浸ペーパーアイソレータが利用され得る（米国特許第３，７８０，４２５号明細書および米国特許第３，７８１，１７６号明細書を参照）。これら米国特許の各々の全開示内容は、本願に引用して援用される。
１つの実施例においては、かかる米国特許第６，２０７，８８７号明細書における、十分な数のかかるＰ型熱電素子およびＮ型熱電素子が装置１０を与えるために利用され、当該装置は、たったの２℃であるＴhとＴcとの間の温度差をもって、約０．３〜約０．５ボルトの直流電圧で少なくとも５０μＷの電力を発生する。
他の実施例においては、１℃の温度差が示されたときに、この装置は、約０．３〜約０．５ボルトの電圧で少なくとも１００μＷの電力を発生する。
図１に示された１つの実施例において、熱電モジュール１２は、実質的に方型を有し、約１．３〜約１．７インチの長さを有しおよび約０．２〜約０．３インチの厚さを有する。
再び図１を参照すると、この図１に示された好ましい実施例において、熱電モジュール１２は、非常に多数のＮ型／Ｐ型の熱電対のペア（３４／３６）からなっていることが好ましく、当該ペアは、電気的に連続して配列され且つセラミック板３８と４０との間にはさまれていることが好ましい。
図４は装置１０の略図であり、幾つかの不必要な細部については、表示の単純化のためにこの略図から省略されている。図４に示された好ましい実施例において、装置１０は、図１で説明された熱電モジュール１２を利用しており、当該熱電モジュールは、身体の中心線９０と皮膚９２の表面との間の温度勾配から、ゼーベック効果によって電力を発生させる。ほとんどの場合に、身体中央部の温度は、皮膚表面温度よりも高いが、この関係が一時的に反転される場合でさえ、制御回路１４（図１を参照）は、その電圧調整器の極性を反転させ、バッテリー充電が継続されるようにする。
再び図４を参照すると、埋め込み型装置１０は、第１の機器を収納する第１のケース９４を含む。示された実施例において、第１の機器１１は、制御回路１４（図示せず。但し図１を参照），電圧調整器１８（図示せず。但し図１を参照），電力モニタ３０（図１を参照），バッテリー２０（図１を参照），極性反転ユニット４０（図１を参照）および埋め込みデバイス２２（図１を参照）から構成されている。
示された実施例において、ケース９４は、全ての構成部品の周囲に溶接密閉を与え、溶接密封を破ることなくリードワイヤの通路を与え、さらに特有の温度特性を有している。この実施例において、ケース９４は、チタン／銀の二重層から形成されることが好ましく、ここでチタンは、頑強な且つ生体適合性のある外層を与え、銀は、高い熱伝導性を有する内層を与える。
明らかであるように、他の材料，厚さおよび製造方法の様々な組み合わせが、強度，磁気不浸透性（magnetic impermeability），生体適合性および高い熱伝導性の所望の組み合わせを得るために使用され得る。
再び図４を参照すると、熱変換モジュール１２は、機器ケース９４に隣接配置されることが好ましく、銀ろう，ろう付け，導電性グリース等によって、当該機器ケースと密接な熱的接触をしていることが好ましい。モジュール１２からの導線は、密封手段を経由してケース９４を貫通することが好ましい。導電板９６は、同様の方法でモジュール１２の反対面につけられることが好ましい。セラミックの絶縁シール９８は、モジュール１２を取り囲み、ケース９４と導電板９６との間に熱絶縁を与える。この絶縁シールはさらに、モジュール１２を取り囲む溶接密封をも与え、身体環境から当該モジュールを保護する。従って、セラミックの絶縁シール９８は、好ましくは特殊な材料から作られるべきである。
かかる特殊なセラミックの絶縁材料の１つは、米国特許第５，４０３，７９２号明細書に開示されており、この特許は、低い熱伝導性のセラミックおよびその製造工程を開示している。この材料は、１または２以上のＬａ，Ｄｙ，Ｃｅ，ＨｆおよびＺｒの成分と組み合わせてサイアロン（Ｓｉ−Ａｌ−Ｏ−Ｎ）を含む。この材料は、非常に硬く、不浸透性であり且つ低い熱伝導性を有している。この米国特許の全開示内容は、本願に引用して援用される。
さらなる説明のために、米国特許第６，０１５，６３０号明細書は金属基板上または任意的な金属結合の被膜上に配された、セラミックの断熱層コーティングを開示しており、ここでは、ＹＡＧをベースにした、セラミックの断熱層コーティングは、Ｙ3 CＡｌ2 AＡｌ3 DＯ12からなる一群から選択され、Ｃ，ＡおよびＤは、結晶構造上の場所であり、さらにＡ部，Ｄ部またはＡ部とＤ部上の、全てまたは一部のＡｌ3+は、約１０００℃で約３Ｗｍ-1Ｋ-1以下の熱伝導性，約１０００℃で約１０-15ｍ2ｓ-1以下の酸素拡散率，約９ｘ１０-6℃-1以上の熱膨張係数，約１４００℃以上の最大温度性能，約１４ＧＰａ以上の硬度，約２８０ＧＰａ以下の弾性率または約６．４ｇｃｍ-3以下の密度を有する、ＹＡＧをベースにしたセラミックの断熱層コーティングを与えるのに効果的な量で置換される。この米国特許の全開示内容は、本願に引用して援用される。
再び図４を参照すると、この図４に示された好ましい実施例において、相応したゲルまたはポリマー１００の層は、機器ケース９４上に隣接して配されることが好ましく、導電性シーリング膜１０２は、ポリマー／ゲル１００を封じる働きをする。この好ましい実施例において、前述の材料は、機器ケース９４から皮膚表面９２までの、高い熱伝導性を有する熱伝導経路を与え、皮膚表面はシーリング膜１０２のすぐ上に接しているが、シーリング膜は、患者に対して高度な快適さをも与える。ポリマー／ゲル１００および膜１０２用の材料は、生体適合性があり且つ適切な柔軟性および熱伝導性をも有するように選択されることが好ましい。
さらなる説明のために、米国特許第６，２５５，３７６号明細書は、熱伝導性化合物を開示しており、当該熱伝導性化合物は、エチレンを含む可塑剤の共重合体または可塑剤，ポリエチレンおよび共重合体のポリマーからなる熱可塑性キャリアレジンを１５〜６０重量パーセント、キャリアレジン中に分散した熱伝導性フィラー粒子を４５〜８５重量パーセント、親水基および疎水基を有する分散剤を０．５〜５重量パーセント（フィラー粒子に対する割合）含む。熱伝導性化合物は、高い熱伝導性を有し、−４０〜５０℃の温度範囲で可塑性を有する。この米国特許の全開示内容は、本願に引用して援用される。
同様に、米国特許第６，１６０，０４２号明細書は、六方晶系窒化ホウ素の粒子を含む、低粘度で高熱伝導性を有する高分子複合材料を形成する方法を開示しており、当該方法は、（ａ）六方晶系窒化ホウ素の粒子の表面を１，４−フェニレンジイソシアネートで処理するステップと、（ｂ）その後、処理された窒化ホウ素の粒子を化学式Ｈ2Ｎ--Ｘ−Ｙの化合物と反応させるステップと、を含むことを特徴としている。さらに、米国特許第５，９００，４４７号明細書は、高熱伝導性のポリベンゾオキサジンをベースにした材料を形成する成分および方法を開示している。当該成分は、少なくとも１つのベンゾオキサジン樹脂およびフィラー材料を含み、このフィラー材料は、ポリベンゾオキサジンをベースにした材料において、約３Ｗ／ｍＫから３７Ｗ／ｍＫの間の熱伝導性を設定するのに十分な量で、窒化ホウ素の粒子を含む。これらの材料および他の同様な材料は、図４に示されている膜１０２およびポリマー１００用に使用され得る。米国特許第６，１６０，０４２号明細書および米国特許第５，９００，４４７号明細書の全開示内容は、本願に引用して援用される。
再び図４を参照すると、絶縁シース１０４は、弾力性のある高分子絶縁材料であることが好ましく、当該高分子材料は、第１の機器ケース９４を取り囲み、さらに外部環境から機器ケースを熱絶縁し、その結果、主要な熱流が熱変換モジュール１２、次に機器ケース９４を通り、導電性ポリマー１００，導電性膜１０２を通りそして皮膚９２を通るようになる。絶縁シース１０４は、生体適合性のある、様々な独立気泡フォーム材料（closed cell foam material）から作られ得る。かかる材料の１つは、例えば米国特許第５，１３７，９２７号明細書に低熱伝導性の合成フォームとして開示されており、当該材料は、ａ）０．１〜２０ｍｍの平均直径および０．０８〜０．４０ｇ／ｃｍ3の密度を有するシリカエーロゲル粒子を、体積比で２０〜８０％と、ｂ）構成成分ａ）の粒子を取り囲み、それらを互いに結合し且つ０．０１〜０．１５ｇ／ｃｍ3の密度を有するスチレンポリマーフォームを、体積比で２０〜８０％と、必要に応じて、ｃ）従来の添加物の実効的な量と、を含むことを特徴とする。他のかかる材料については、米国特許第５，５３２，２８４号明細書に、連続的な高分子相において均一に分散した気体遮断性樹脂（例えば、エチレン／ビニルアセテートの共重合体，エチレン／アクリル酸エステルの共重合体またはアクリル酸エステルのポリマー）の実効的な量と組み合わせて、ハロカーボン発泡剤（例えば、ＨＣＦＣ−２２，ＨＣＦＣ−１２３，ＨＣＦＣ−１２３ａおよびＨＣＦＣ−１４１ｂ）の使用を必要とする、改良された独立気泡フォームポリマーおよび起泡剤として開示されている。気体遮断性樹脂の存在は、発泡剤の放出および／またはフォーム内への空気の侵入を極めて低減させ、長期にわたる低熱伝導性および改善された熱絶縁値をもたらすことが知られている。これらの米国特許の全開示内容は、本願に引用して援用される。
図５は、第２の好ましい装置１１０の概略図である。示された実施例において、身体中央部９０と皮膚９２の表面との間の温度勾配（ＴH−ＴC）は、ゼーベック効果による発電を与える。構成成分および材料の多くは、図４で説明された、対応する構成成分および材料と同様である。しかし、この実施例においては、導電性のポリマー／ゲル１００および導電性膜１０２は削除されており、金属製のケース材料９４は皮膚９２の内面と直接接触するようになっている、ということが分かる。さらに、この実施例の装置１１０は、機器ケース９４のすぐ外側に且つ皮膚９２のすぐ下に、絶縁シース１０４の延長部を有することによって、発電手段の周囲にさらなる熱絶縁を与え、その結果、電力変換の熱効率を改善する。また、患者の身体中央部の方に対して内側を向いた、装置１１０の部分は、僅かに高い平均温度を有する領域と接触させることによって、伝導能力をさらに高めるために伸長している、ということが図５から分かる。導電性板９６は、他の導電性部材１０６に取り付けられており、ここでは細長い棒で示されているが、この導電性部材はヒートパイプであってもよく、熱的接触部１０８に取り付けられている。導電性板９６は、モジュール１２の面４４（図１を参照）に近接しているかまたは接触しており、面４４と導電性板９６との間の伝導性熱伝達が迅速に行われるようになっている。絶縁シース１０４は、導電性部材１０６の周囲に当該導電性部材の長さにわたって延在しており、周囲の組織および体液から一定の熱絶縁を与えるように、熱的接触部１０８と接触している。
導電性部材１０６は、身体中心部９０から皮膚表面９２までの温度勾配の方向に、実質的に位置決めされており、その結果、身体中心部９０と皮膚９２との間の温度差がプラスであるかマイナスであるかによって、板９６中に熱を伝導したりまたは板９６から熱を逃がしたりする。従って、導電性部材１０６の温度範囲は、モジュール１２の面４４（図１を参照）およびモジュール１２の面４２（図１を参照）によって定義された温度の範囲外であるということは明らかである。この設計の構成は、モジュール１２にわたって高温度差（ＴH−ＴC）を与え、その結果、大きい発電を与えることを目的としている。
図６は、装置１１０および１０（図５および図４を参照）と同様の装置１１２の略図であるが、身体中心部９０に垂直になるような態様で当該装置１１２が配置されているという点で、装置１１０および１０とは異なっている。表示の単純化のために、かかる装置の多くの要素は省略されている。この実施例において、熱変換モジュール１２は、加熱板１１４（これは、皮膚表面９２と直接接触している）と冷却板１１６（これは、身体中心部９０の方に内向きに延在している）との間に挟まれていることが好ましい。従って、加熱板１１４および冷却板１１６は、実質的に反対方向に延在している。絶縁体１０４が、前述のように温度差を増すために使用される。
板１１４は、モジュール１２の面４４（図１を参照）に近接しているかまたは接触しており、面４４と板１１４との間の伝導性熱伝導が迅速に行われるようになっている。板１１６は、モジュール１２の面４２に近接しているかまたは接触しており、面４２と板１１６との間の伝導性熱伝導が迅速に行われるようになっている。加熱としての板１１４および冷却としての板１１６の指定は、例示を目的としてなされており且つ面４２と面４４（図１を参照）との間の、所望の温度を実現するために、熱せられたまたは冷やされた皮膚表面９２のいずれにも作用がかけられ、前述のようにモジュール１２による発電をもたらす、ということは明らかである。
図４，図５および図６は、バリエーションを表示することを目的としており、当該バリエーションは、サイズと，快適さと，電力効率と，装置の信頼性と、様々な所望の位置に身体内の埋め込み物を配置する容易さと、の間でのバランスを与えるように設計され得る。さらなる実施例において、図１のシステム１０は、少なくとも熱電モジュール１２が気道の表面にまたはその近くに配されるような態様で構成される。この態様において、呼吸によって気道を通る空気の流れは、熱伝モジュールの面３８上を冷却し、かかる面は、湿潤状態に維持されやすいので、かかる面３８の温度は、気化冷却によってさらに下げられるであろう。
例えば電気的接続または光学的接続のような、他の設計上の特徴は、当業者に明らかであり、本明細書で説明されるバイオサーマル発電工程は、特定の埋め込みデバイスの所要電力に合わせるように、サイズが増やされたりまたは減らされたりし得る。前述のいかなる変更が、特許請求の範囲で定義された、本発明の範囲から逸脱することなく装置になされ得る。
本明細書で前述されているように、図３のゾーン８２に示されるような状態であるとき、
本発明の装置が、使用目的のための十分な電力を発生させるのに十分な温度勾配を示さない場合があり得る。本発明のさらなる実施例において、発生される電力を増大させるために、装置に存在する温度勾配を増大させる必要性を判定する方法および必要の場合には、装置に存在する温度勾配を増大させる方法も与えられている。様々な実施例において、この方法は、組織の電気的な刺激によって手動でまたは自動的に行われるか，装置が埋め込まれた生体（例えば人または患者）または他人によって手動で行われるかまたは組織の化学的刺激（化学刺激）によって、手動でまたは自動的に行われる。
図７は、本発明の電源装置に存在する温度勾配を増大させるための一般的方法のフローチャートである。図７を参照すると、方法２００は、状態の継続的な監視を行うステップ２０２を含み、当該監視は、装置に存在する温度勾配を増大させる必要性を示し得る。図１を参照すると、かかる状態は、バッテリー２０，容量性デバイス（capacitive device）または電力システム１０の内部または外部の、他の電力蓄電デバイス、の状態を含み、電源装置の熱電モジュール１２に存在する温度差（Ｔh−ＴC）すなわち温度勾配およびシステム１０によって電力を供給されたデバイス２２による予想エネルギー需要である。監視のステップ２０２は、電力モニタ３０によってなされることが好ましく、当該電力モニタの機能は、本明細書において前述されている。
再び図７を参照すると、電力モニタ３０はさらに、実質的にずっと継続する形態で、判定ステップ２０４を行う機能をもって与えられる。システムおよび周囲条件が許容範囲にある場合（ＹＥＳ）に、監視のステップ２０２は継続する。システムおよび周囲条件が許容し難い場合（ＮＯ）に、電力モニタ３０は是正措置を始動させる。かかる是正措置は、是正ステップを手動で行うように患者または他人に警告を提供することであるかまたはかかる是正ステップは、是正ステップの自動実行であり得る。
１つの許容し難いシステム状況の例として、蓄電デバイス２０は、全エネルギー含量が所望の閾値以下である場合がある。他の許容し難いシステム状況の例として、蓄電デバイス２０が、許容し難い程の高速度で放電する場合がある。すなわち、モジュール１２から与えられる電力が、埋め込みデバイスで消費される電力よりもかなり小さい場合であり、是正措置がとられないならば、蓄電デバイスは、許容し難い程の短時間で枯渇する。許容し難い周囲条件の例は、熱電モジュール１２の面４２と面４４との間の温度差の絶対値（すなわち｜Ｔh−Ｔc｜）が閾値以下に減少し、熱電モジュールが埋め込みデバイスを動作させ且つバッテリー２０を充電するために十分な電力量を発生しない場合である。かかる状態は、図３におけるゾーン８２の例として前述されている。
１つの実施例においては、かかる是正措置は経路２１０を通って行われ、この経路２１０は、システム１０、特にシステム１０の熱電モジュール１２に近接したまたは接触した組織に電気的な刺激を伝達するステップ２１２からなる。１つの実施例においては、導線またはコンタクト（図示せず）は、かかる組織と接触して与えられ、電気的刺激は、上記の導線またはコンタクトを通してかかる組織に伝達される。かかる電気的刺激は、例えば筋肉組織のような組織を刺激するために使用され、その結果、かかる組織を断続的に収縮および弛緩させ得る。かかる収縮および弛緩は、かかる組織の局部温度を上げることとなる。刺激されるべき組織の位置を適切に選択することによって、システム１０の熱電モジュール１２に隣接した温度差（Ｔh−ＴC）の増大がもたらされる。好ましい実施例において、かかる刺激は、判定２０４に応じて自動的に与えられる。しかし別の実施例においては、警告が、かかる刺激を与えるように患者または他人に与えられ得る。
他の実施例において、判定ステップ２０４における否定（ＮＯ）の応答に応じて、是正措置が、経路２２０を経由して行われ、この経路２２０は第１の警告ステップ２２２からなり、患者または他人は、是正措置の必要性が要求されたことについて警告される。かかる是正措置は、機械的な熱伝達手段を通じて、熱電モジュール１２に近接したまたは接触した組織にエネルギーを伝達するステップ２２４，化学的手段を通じてエネルギーを伝達するステップ２２６またはその両方を含み得る。
ステップ２２４において、かかる機械的な熱伝達手段は、導電性手段，対流手段による熱伝達，放射手段による熱伝達およびこれらの組み合わせによる熱伝達を含む。一般的に、かかる機械的な熱伝達手段の作用は、所望の温度勾配を形成するために患者の皮膚に適用されることが好ましく、当該作用は、かかる皮膚の加熱または冷却のいずれをも含み得る。
例えば、対流手段による熱伝達は、調整空気の流れを放出する対流空調装置または室内暖房器に、患者が接近することでなされるかまたは例えば、皮膚を加熱するブロードライヤーのような、手持ち式の加熱装置によってなされ得る。導電性手段による熱伝達は、氷または他の冷たい物体を皮膚に対して使用することによってなされるかまたは電気加熱パッドとの接触によってなされるかまたは例えば、プロクターアンドギャンブル社（Proctor and Gamble Corporation of Cincinnati，Ohio）によって販売されているＴｈｅｒｍａＣａｒｅ（登録商標）加熱ラップ（ThermaCare heat wrap）のような、かかる目的を対象とした、化学的に発生した熱源を身に付けることによってなされ得る。放射手段による熱伝達は、例えば電気赤外線ヒーター，薪ストーブ等のような熱エネルギーを放射する放射ヒーターに患者が接近することによってなされ得る。
化学的手段を通じてエネルギーを伝達するステップ２２６を含む実施例においては、かかる化学的手段は、例えば患者または他人による、患者の組織への刺激物質の局所使用を含み得る。適切な刺激剤の中には、例えばメントールのような化学物質があり、当該化学物質は、皮膚近辺の血流を増大させるが、皮膚または他の組織に対して有毒ではない。市販されている、かかる刺激剤の例として、チャタム社（Chattam,Inc. of Chattanooga,Tennessee）が流通させているＦＬＥＸＡＬＬ４５４がある。かかる刺激剤は、皮膚表面または皮膚表面近辺の温度の上昇をもたらす。
他の実施例においては、判定ステップ２０４における否定（ＮＯ）の応答に応じて、是正措置は、ステップ２３２からなる経路２３０を経由して行われ、ここで化学的刺激は、図１の熱電モジュール１２に近接したまたは接触した組織に伝達される。好ましい実施例において、かかる化学的刺激は、埋め込みデバイス２２によって伝達され、当該埋め込みデバイスは、薬剤送達ポンプまたは化学物質送達ポンプその他の送達手段（図示せず）を含み得る。かかる化学的刺激に使用される物質は、組織における血液循環の増大をもたらすが、身体組織に有毒ではない刺激剤または興奮誘発剤を含み得る。
別の各経路２１０，２２０または２３０において、前述の危機状態の監視２０２は、持続されるかまたは適当な任意の頻度で行われ、判定２５４がなされ得る。是正措置が、許容し得る状態（ＹＥＳ）を作り出した状況においては、当該是正措置は終了し、監視２０２が継続される。是正措置が、許容し得る状態を作り出していない状況（ＮＯ）においては、幾つかの選択肢が利用できる。１つの選択肢において、選択された経路（２１０，２２０または２３０）の処理が継続され得る。他の選択肢においては、経路２１０，２２０または２３０のうちの１または２以上の経路が、最初に選択された経路２１０，２２０または２３０の代わりに選択されるかまたはその追加として選択され得る。状況が許容し難い場合および経路２１０，２２０または２３０のいずれもが許容し得ない場合には、ステップ２６０が最後の手段として行われ、ここでは外部からの処置がシステム１０に行われる。かかる処置は、システム１０を修理したりまたは置換したりするための侵襲手術を含み得る。
図７は、本発明の電源装置に存在する温度勾配を増大させるための一般法を示すことを目的としている。特許請求の範囲に定義されているような、本発明の範囲から逸脱すること無く、多くのさらなる変更が開示された一般法においてなされ得る。
本発明は、明細書および以下の図面を参照して説明されている。図面において、同一の符号は同一の構成要素を表している。
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の電力システムで使用され得る極性反転装置である。 異なる環境温度での本発明の装置の効果を、図式により表示した図である。 本発明の、１つの好ましい装置の概略図である。 本発明の、第２の好ましい装置の概略図である。 本発明の、第３の好ましい装置の概略図である。 本発明の電源装置に存在する温度勾配を増大させる方法に関して、本発明の方法を示したフローチャートである。

Claims (37)

  1. 生体内に配された埋め込みデバイスと、前記埋め込みデバイスに接続した蓄電デバイスと、前記蓄電デバイスに連動連結した熱電気充電アッセンブリと、からなる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置であって、
    前記熱電気充電アッセンブリは、前記生体と熱電モジュールとの間で熱エネルギーを伝達する手段と、前記熱エネルギーに基づいて電流を発生させる手段と、前記蓄電デバイスに前記電流を充電する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量が所定の値を下回ったときは、信号を発生させる手段と、からなっていることを特徴とする埋め込み型であり且つ再充電可能な装置。
  2. 前記蓄電デバイスは、バッテリーであることを特徴とする請求項１に記載の埋め込み型装置。
  3. 前記蓄電デバイスは、容量性の蓄電デバイスであることを特徴とする請求項２に記載の埋め込み型装置。
  4. 前記埋め込みデバイスは、心臓補助装置であることを特徴とする請求項１に記載の埋め込み型装置。
  5. 前記埋め込みデバイスは、薬剤送達装置であることを特徴とする請求項１に記載の埋め込み型装置。
  6. 前記埋め込みデバイスは、脳刺激装置であることを特徴とする請求項１に記載の埋め込み型装置。
  7. 前記生体の温度を検出する、第１の検出器をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の埋め込み型装置。
  8. 前記生体の皮膚組織表面で温度を検出する、第２の検出器をさらに含むことを特徴とする請求項７に記載の埋め込み型装置。
  9. 前記熱電気充電アッセンブリは、２℃の温度差が示されたときに、少なくとも５０μＷの電力を発生することを特徴とする請求項８に記載の埋め込み型装置。
  10. 前記熱電気充電アッセンブリは、１℃の温度差が示されたときに、少なくとも１００μＷの電力を発生することを特徴とする請求項９に記載の埋め込み型装置。
  11. 前記生体の温度を上昇させる手段からなることを特徴とする請求項１に記載の埋め込み型装置。
  12. 前記生体の温度を上昇させる前記手段は、前記生体の組織に刺激を加える手段からなることを特徴とする請求項１１に記載の埋め込み型装置。
  13. 前記熱電モジュールは、第１の温度にある第１の面および第２の温度での第２の面からなり、前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つは、熱伝導性部材に近接しており、当該熱伝導性部材は、前記第１の温度と前記第２の温度との間ではない温度範囲にあることを特徴とする請求項１に記載の埋め込み型装置。
  14. 前記熱伝導性部材は、前記第１の面と前記第２の面のうちの少なくとも１つに近接した近接端部を有する細長い棒であることを特徴とする請求項１３に記載の埋め込み型装置。
  15. 前記熱伝導性部材は、熱的接触部に取り付けられた遠位端をさらに有することを特徴とする請求項１４に記載の埋め込み型装置。
  16. 前記熱伝導性部材の周囲に絶縁シースをさらに有することを特徴とする請求項１５に記載の埋め込み型装置。
  17. ａ）前記熱電モジュールは、第１の面および第２の面からなり、
    ｂ）前記第１の面は、前記第１の面に平行である第１の方向に延在した、第１の熱伝導性部材に近接しており、
    ｃ）前記第２の面は、前記第２の面に平行である第２の方向に延在した、第２の熱伝導性部材に近接しており、
    ｄ）前記第１の方向は、前記第２の方向と逆である、
    ということを特徴とした請求項１に記載の埋め込み型装置。
  18. 生体内に配された埋め込みデバイスと、前記埋め込みデバイスを蓄電デバイスに接続する線と、熱電気充電アッセンブリと、前記熱電気充電アッセンブリを前記蓄電デバイスに連動連結する線と、からなる埋め込み型であり且つ再充電可能な装置であって、
    前記熱電気充電アッセンブリは、前記生体と熱電モジュールとの間で熱エネルギーを伝達する手段と、前記熱エネルギーに基づいて電流を発生させる手段と、前記蓄電デバイスに前記電流を充電する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量が、所定の値を下回ったときは、信号を発生させる手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定する前記手段を連動連結する線と、からなることを特徴とする埋め込み型であり且つ再充電可能な装置。
  19. 前記埋め込みデバイスと、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量を判定する手段と、前記蓄電デバイスへの前記電流の充電量が、所定の値を下回ったときは信号を発生させる手段と、は第１のケース内に格納されていることを特徴とする請求項１８に記載の埋め込み型装置。
  20. 蓄電デバイスをさらに有することを特徴とする請求項１９に記載の埋め込み型装置。
  21. 前記蓄電デバイスは、前記第１のケースの外部にあることを特徴とする請求項２０に記載の埋め込み型装置。
  22. 前記蓄電デバイスは、バッテリーであることを特徴とする請求項２１に記載の埋め込み型装置。
  23. 前記蓄電デバイスは、容量性の蓄電デバイスであることを特徴とする請求項２１に記載の埋め込み型装置。
  24. 前記蓄電デバイスは、第２の埋め込みデバイスの内部に含まれていることを特徴とする請求項２１に記載の埋め込み型装置。
  25. 生体に埋め込まれた埋め込み型電源装置に存在する温度勾配を増大させる方法であって、前記電源装置は、蓄電デバイスと、第１の温度にある第１の面と第２の温度にある第２の面とを有する熱電モジュールと、を含み、
    前記方法は、
    ａ）前記温度勾配を増大させる必要性を示す、少なくとも１つの状態を監視するステップと、
    ｂ）前記少なくとも１つの状態の監視結果に基づいて、前記温度勾配を増大させるための判定を行うステップと、
    ｃ）前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、少なくとも１つの動作を行うステップと、
    を含むことを特徴とする方法。
  26. 前記少なくとも１つの状態は、前記第１の温度と前記第２の温度との間の温度差の絶対値であることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  27. 前記少なくとも１つの状態は、前記蓄電デバイスの全エネルギー含量であることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  28. 前記少なくとも１つの状態は、前記蓄電デバイスの放電の割合であることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  29. 前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、前記少なくとも１つの動作は、前記生体の組織への電気刺激の伝達であることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  30. 前記生体の組織への前記電気刺激の伝達は、自動的であることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
  31. 前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、前記少なくとも１つの動作は、機械的な熱伝達手段による前記生体の組織へのエネルギーの伝達であることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  32. 機械的な熱伝達手段による前記生体の組織への前記エネルギーの伝達は、導電性の熱伝達手段，対流による熱伝達手段，放射性の熱伝達手段およびこれらの組み合わせからなる一群から選択される手段によって行われることを特徴とする請求項３１に記載の方法。
  33. 前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、前記少なくとも１つの動作は、化学的手段による前記生体の組織へのエネルギーの伝達であることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  34. 前記埋め込み型の電源装置は、化学物質送達手段をさらに含み、前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、前記少なくとも１つの動作は、前記化学物質送達手段による前記生体の組織への化学物質の送達であることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  35. 前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、前記少なくとも１つの動作を行うように、前記生体に警告を与えるステップをさらに含むことを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  36. 前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、前記少なくとも１つの動作を継続する判定を行うステップをさらに含むことを特徴とする請求項２５に記載の方法。
  37. 前記第１の面および前記第２の面のうちの少なくとも１つの温度を変化させるための、前記少なくとも１つの動作を中止する判定を行うステップをさらに含むことを特徴とする請求項２５に記載の方法。
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