HU184177B - Apparatus for thermal treating patients, preferably for delaying the growing of cancerous cells - Google Patents

Apparatus for thermal treating patients, preferably for delaying the growing of cancerous cells Download PDF

Info

Publication number
HU184177B
HU184177B HUPA001319A HU184177B HU 184177 B HU184177 B HU 184177B HU PA001319 A HUPA001319 A HU PA001319A HU 184177 B HU184177 B HU 184177B
Authority
HU
Hungary
Prior art keywords
blood
temperature
cannula
patient
trocar
Prior art date
Application number
Other languages
Spanish (es)
Hungarian (hu)
Inventor
Leon C Parks
Original Assignee
Res Against Cancer Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from US05/802,033 external-priority patent/US4181132A/en
Application filed by Res Against Cancer Inc filed Critical Res Against Cancer Inc
Publication of HU184177B publication Critical patent/HU184177B/en

Links

Abstract

Aparato para tratamiento hipertérmico de un paciente humano con el fin de retardar el crecimiento de células cancerosas en el paciente, que comprende: medios que definen una trayectoria de circulación extra-corporal estéril para sangre que tiene una entrada, una salida y una zona de control de temperatura entre ellas, medios para establecer comunicación de la entrada de dicha trayectoria de circulación extra-corporal con la corriente sanguínea del paciente de manera que la sangre pueda ser retirada y suministrada a dicha trayectoria de circulación extra-corporal sin afectar desfavorablemente a la circulación de la sangre en las zonas desde las que es retirada la sangre, medios para establecer comunicación de la salida de dicha trayectoria de circulación extra-corporal con la corriente sanguínea del paciente de manera que la sangre que circula desde la trayectoria de circulación extra-corporal es devuelta a la corriente sanguínea de una manera tal que es distribuida sistemáticamente, mediospara bombear sangre retirada de la corriente sanguínea del paciente a lo largo de dicha trayectoria de circulación extra-corporal a través de dicha zona de control de temperatura con un caudal controlado de al menos aproximadamente 1 litro por minuto y devolverla a la corriente sanguínea del paciente para ser distribuida sistemáticamente , tal como se dice anteriormente, y medios para controlar la temperatura de la sangre que circula a lo largo de dicha trayectoria de circulación extra-corporal a través de dicha zona de control de temperatura durante u período inicial durante el cual el nivel de temperatura de la sangre dentro de la zona es elevado sin hacer que la misma alcance temperaturas localizadas superiores a aproximadamente 45ºC de manera que la distribución sistémica de la sangre retornada aumenta gradualmente la temperatura corporal del núcleo del paciente a un estado de temperatura generalmente estable en un nivel de aproximadamente 41,5ºC pero no mayor de aproximadamente 42,5ºCy para mantener control de la temperatura de la sangre que circula a lo largo de dicha trayectoria de circulación extra-corporal a través de dicha zona de control de temperatura en dicho estado de temperatura generalmente estable durante un segundo período de tiempo suficiente para efectuar el tratamiento deseado.Apparatus for hyperthermic treatment of a human patient for the purpose of retarding the growth of cancer cells in the patient, comprising: means defining a sterile extra-corporal blood circulation path having an entrance, an exit and a control zone of temperature between them, means for establishing communication of the entrance of said extracorporeal circulation path with the patient's bloodstream so that the blood can be withdrawn and delivered to said extra-corporal circulation trajectory without adversely affecting circulation of the blood in the areas from which the blood is withdrawn, means for establishing communication of the exit of said extra-corporal circulation trajectory with the blood flow of the patient so that the blood circulating from the path of extra-corporal circulation is returned to the bloodstream in a way that is distributed systematically Aptically, means for pumping blood withdrawn from the patient's blood stream along said extra-bodily circulation path through said temperature control zone with a controlled flow rate of at least about 1 liter per minute and returning it to the bloodstream. of the patient to be systematically distributed, as said above, and means for controlling the temperature of the blood circulating along said extra-corporal circulation path through said temperature control zone during or initial period during the which the temperature level of the blood within the zone is elevated without causing it to reach localized temperatures above about 45 ° C so that the systemic distribution of the returned blood gradually increases the core body temperature of the patient to a temperature state Generally stable at a level of approximately 41.5ºC per or not greater than about 42.5 ° C and to maintain control of the temperature of the blood circulating along said extra-corporal circulation path through said temperature control zone in said generally stable temperature state for a second period of sufficient time to carry out the desired treatment.

Description

A találmány tárgya berendezés betegek termikus kezelésére, különösen hipertermiás kezelés céljára rákos sejtek növekedésének lassítására, amely olyan extrakorporális vérárammal rendelkezik, amely a vérkivezetéstől kezdve vezetékeken, szivattyún és hőcserélőn át csatlakozik a vérbe^yezetéshez. A találmány tárgyát képezi a testbe adott esetben implantálható szerkezet, amely a betegek kezelésére alkalmazott berendezésünk szerkezeti részét alkotja.The present invention relates to an apparatus for the thermal treatment of patients, in particular for the treatment of hyperthermia, to slow down the growth of cancer cells having extracorporeal blood flow, which is connected to the blood supply from the blood outlet through conduits, pump and heat exchanger. The present invention relates to a device which may be implanted in the body and which forms a structural part of our apparatus for treating patients.

Ismeretes, hogy a beteg testhőmérsékletének alkalmas módon való szabályozása különböző terápiáknál és operációknál már eredményesnek bizonyult. A hipertermiás kezelésnek, azaz a nagy hőmérsékleten történő kezelésnek a rák elleni küzdelemben különösen nagy jelentősége van; Megállapították ugyanis, hogy 41,5 °C—43 °C hőmérsékleti tartományban a hipertermiás kezelés a ráksejtek ellen hatásos, és hogy ezen hőmérsékleten adott feltételek szigorú betartásával a ráksejtek elpusztulhatnak.It is known that proper control of the patient's body temperature has already been effective in various therapies and operations. Hyperthermic treatment, i.e. treatment at high temperatures, is particularly important in the fight against cancer; It has been established that, in the temperature range of 41.5 ° C to 43 ° C, hyperthermic treatment is effective against cancer cells and that, under strict conditions at these temperatures, cancer cells can be killed.

A fent elmondottak következtében régi törekvés volt olyan módszert találni, amelynek segítségével a rákos betegek testhőmérsékletét 41,5 °C-43 °C-ra lehessen emelni, azaz úgynevezett mesterséges magas lázt előállítani. A múlt században a célkitűzést oly módon érték el, hogy a rák elleni gyógyításban a beteg testébe toxint vittek be, hogy ezáltal a testben az ellenállás reakciója magas lázat idézzen elő. Természetesen eközben ellenőrizhetetlen mellékhatások léptek fel, amelyek a megbetegedett és legyengült betegre nézve igen veszélyesek voltak, nem beszélve arról, hogy nem mindig sikerült a kívánt magas lázat elérni.As a result of the above, there has been an old quest to find a method for raising the body temperature of cancer patients to 41.5 ° C to 43 ° C, i.e. to produce so-called artificial high fever. In the last century, the goal has been achieved by injecting a toxin into the body of a patient in the treatment of cancer, thereby causing a high fever response in the body. Of course, there were uncontrollable side effects that were very dangerous for the sick and debilitated patient, not to mention that the desired high fever was not always achieved.

Számos kísérletet végeztek, hogy megfelelő eljárást és berendezést találjanak, amelynek segítségével a test magas hőmérsékletét más úton lehessen elérni. Ezen kísérletekre nézve a „Cancer” című folyóirat 1976. 2075-2083. oldalain, különösen a 2081. oldalon találhatunk bővebb információt. Ahogy ebből az irodalmi forrásból kitűnik, már kísérletet tettek arra, hogy a test kívánt magas hőmérsékletét nagyfrekvenciás úton biztosítsák. Elsősorban a mikrohullámú, infravörös, ultrahang és a távközlési spektrum kisfrekvenciás sávjában lévő elektromágneses hullámokkal való behatást helyezték előtérbe. A betegeket forró fürdőkbe helyezték és eközben fonó gázokat lélegeztettek be, hogy ily módon a test egyidejű termikus izolálásával a test hőmérsékletének növelését a belső szervekből kiindulva kíséreljék elérni. Olyan kísérletek is ismeretesek, hogy a beteget forró pokrócokba vagy ehhez hasonló anyagokba helyezték és ily módon kísérelték meg a testhőmérséklet növelését. Mindezen, a testhőmérséklet növelésére vonatkozó módszerek számos hátránnyal rendelkeznek. Különösen körülményes a forró fürdőben alkalmazott, forró gáz belélegeztetése, vagy a forró takaró alkalmazása, mert alig lehetséges egyenletesen eloszló, magas testhőmérsékletet elérni, ugyanis a külső hőmérséklet hatására, valamint a rossz, vagy különböző hővezetést körülmények kényszerűen egyenletlen hőmérsékleti eloszlás jön létre. Emellett még arra is ügyelni kell, hogy a test égési sebet ne szenvedjen, ami azt jelenti, hogy a külső hőmérséklet nagyságának is adott határai vannak.Numerous attempts have been made to find appropriate procedures and equipment to achieve high body temperature by other means. For these experiments, the journal "Cancer" 1976. 2075-2083. pages, especially page 2081. As is apparent from this literature, attempts have been made to provide the desired high body temperature at high frequency. In particular, exposure to electromagnetic waves in the microwave, infrared, ultrasound and low frequency bands of the telecommunication spectrum was emphasized. Patients were placed in hot baths while inhaling spinning gases to simultaneously attempt to increase body temperature from the internal organs by thermal isolation of the body. It is also known that the patient is placed in hot blankets or similar materials in an attempt to increase body temperature. All these methods of increasing body temperature have several disadvantages. Inhaling hot gas in a hot bath or applying a hot blanket is particularly difficult, since it is hardly possible to achieve a uniformly distributed high body temperature, since external temperatures and forced or uneven heat conduction conditions necessarily result in an uneven temperature distribution. In addition, care must be taken to ensure that the body does not suffer from burns, which means that there are limits to the amount of outside temperature.

Ahogy a „The Láncét” című folyóirat (1971. évi kiadás) 1275—1277. oldalai ismertetik, a forró gázok inhalálásának bizonyos gyakorlati jelentősége van. Ennél az eljárásnál abból indulnak ki, hogy a testhőmérséklet növelésének lényeges nehézsége 1,5 ni2-nél nagyobb fe2 lület esetén több százezer kalória nagyságú hőt kell alkalmazni. Ezért a tüdőnek az említett felületnél húszszoros nagyobb alveolán felületét kívánták hasznosítani. A beteget 45 °C hőmérsékletű, forró paraffinfürdőbe helyezték hőszigetelés céljából, majd ezt követően nagy hőmérsékletű oxigén-hélium-keveréket lélegeztettek be, amely a tüdőn át melegítette a testet. Enné! az eljárásnál sikeresen lehet, kb. félórai kezelés után, a testhőmérsékletet 5—6 °C-kal megnövelni. A folytonosan ellenőrzött testhőmérséklet finom vezérlését azzal végzik, hogy a beteg egyes testrészeit a paraffinfürdőből kiemelik és ezáltal az említett testrész hőt ad le, vagy szükség esetén további forró paraffint öntenek a testre.As in "The Chain" (1971 edition) 1275-1277. The inhalation of hot gases has some practical significance. This process assumes that a significant difficulty in raising body temperature is to apply hundreds of thousands of calories to a surface greater than 1.5 n 2 . Therefore, it was desired to utilize an alveolar surface of the lung 20 times larger than said surface. The patient was placed in a hot paraffin bath at 45 ° C for thermal insulation and then inhaled with a high-temperature oxygen-helium mixture that heated the body through the lungs. You please! the procedure can be successful, approx. after half an hour, increase body temperature by 5-6 ° C. Fine control of continuously monitored body temperature is accomplished by removing parts of the patient's body from the paraffin bath, thereby releasing said body part heat or, if necessary, pouring additional hot paraffin onto the body.

Belátható, hogy ez az eljárás rendkívül bonyolult az alkalmazás szempontjából többek között azért is, mert az eljárás folyamán folytonosan diffúziót kell alkalmazni. Az eljárás alkalmazhatóságát még az is nehezíti, hogy rendkívül iskolázott ápolószemélyzetre van szükség. Ebből kifolyólag számos gyógyászati probléma merül fel. Hátrányos még az is, hogy a kezelés időtartamát a beteg testének terhelhetősége is korlátozza, minek következtében a ráksejtek elpusztításához sokszorosan ismételt kezelés szükséges. Még optimálisan iskolázott kezelőszemélyzetnél is problémát okoz a hőmérséklet szabályozása, amelyet a betegnek paraffin-fürdőben való termikus szigetelése közben kell végezni, minek következtében a hőmérséklet-szabályozási intézkedések között hosszú idő telik el, és ez egyenlőtlen hőmérséklet-eloszláshoz vezet. Emellett a beteg testhőmérsékletét csak olyan értékhatárig szabad növelni, amely a maximálisan megengedett 42—43 °C hőmérséklettől biztonságosan távolesik. Az már beigazolódott, hogy a ráksejtek elpusztulásának aránya a hőmérséklet növelésével arányosan nő, úgyhogy az említett eljárás sem biztosította az optimális eredményt.It will be appreciated that this process is extremely complex in application, not least because it requires continuous diffusion throughout the process. The need for highly trained nursing staff makes the procedure even more difficult to apply. As a result, many medical problems arise. It is also disadvantageous that the duration of treatment is limited by the load on the patient's body, which necessitates repeated treatment in order to kill the cancer cells. Even with optimally trained operating personnel, there is a problem with temperature control, which must be performed while the patient is thermally insulated in a paraffin bath, which results in a long delay between temperature control measures and leads to uneven temperature distribution. In addition, the patient's body temperature should not be increased beyond a safe temperature range of 42-43 ° C. It has already been shown that the rate of death of cancer cells increases proportionally with increasing temperature, so that this process did not provide the optimum result either.

A „Canser” című folyóirat 1967. évi számának 1351—1381. oldalai, különösen azonban az 1361. oldal azt ismerteti, hogy végtagok helyi rákos daganatait egy extrakorporális vérárammal - helyi perfúzió útján - a vér felmelegítésével gyógyítják. Az e célból alkalmazott berendezés adta találmányunk alapgondolatát. Ennek az ismert berendezésnek az alkalmazásával a végtagot· a test fő áramkörétől elválasztják, és az extrakorporális véráram szivattyúja a vért, 0,1 liter/perc kapacitással, hőcserélőn áramoltatja át, ahol a hőcserélőben lévő melegítő folyadék hőmérséklete 48-49 °C. Egy, az extrakorporális véráramban lévő oxigénsátor a vért folytonosan oxigénezi, minek következtében a vér tagnak a test fő véráramköreitől való leválasztása egy bizonyos időtartamon belül oldható meg.1351-1381 of the 1967 issue of Canser. however, page 1361, in particular, teaches that local cancers of the limbs are cured by warming the blood with an extracorporeal blood stream by local perfusion. The apparatus used for this purpose gave the idea of the invention. Using this known device, the limb is separated from the body's main circuit and the extracorporeal blood flow pump flows through the heat exchanger at a capacity of 0.1 liters per minute, where the temperature of the heating fluid in the heat exchanger is 48-49 ° C. An oxygen tent in the extracorporeal bloodstream continuously oxygenates the blood, which results in the separation of the blood member from the main circuits of the body over a period of time.

Gyógyászati okokból egy rendszertechnikai, azaz az. egész testre vonatkoztatott perfúziós kezelés nem lehetséges, ezért csak a végtag kezelése oldható meg ezzel az eljárással. A rákos betegek nagy részénél végtagokon keletkező helyi tumorok viszonylag ritkán fordulnak elő, ezért ennek a perfúziós terápiának az alkalmazhatósága igen korlátozott. Az említett, és a perfúziót leíró irodalmi forrás azt a felismerést írja le, hogy a rák elleni küzdelemnek ezen a területén a jövőben várható fejlődés a hipertermiás kezelések területén remélhető, és hogy a perfúziós terápia ismerőinek feladata a célból olyan technikai megoldások kialakítása, amely technika az az időben ismeretessé vált technikai megoldásokhoz képest jelentősen fejlettebb lesz.For medical reasons, a system technology, that is. whole body perfusion treatment is not possible and therefore only limb treatment can be achieved with this procedure. In most cancer patients, local tumors of the limbs are relatively infrequent, so the applicability of this perfusion therapy is very limited. This literature describing perfusion describes the recognition that future developments in the field of cancer control in the field of hyperthermic therapy are to be hoped for, and that it is the task of those skilled in the art of perfusion therapy to develop technical it will be significantly more advanced than the technical solutions that have become known over time.

-2184 177-2184 177

Célunk olyan berendezés kialakítása, amellyel rendszeres hipertermiás kezelés végezhető el a fent leírt módon és amely rövid idő alatt nagy' pontossággal vezérelhető testhőmérséklet-változtatást biztosítja oly módon, hogy a magas hőmérséklet több napon keresztül is fenntartható.It is an object of the present invention to provide an apparatus for performing regular hyperthermic treatment in the manner described above, which provides a very precise control of body temperature change over a short period of time, such that high temperatures can be maintained for several days.

A feladatot a találmány szerint oly módon oldjuk meg, hogy a beteg kezelésére alkalmazott szivattyúk kapacitása legalább 1 liter/perc vér, továbbá, hogy az extrakorporális véráramban oxigénezőszerkezetet nem alkalmazunk, és hogy a hőcserélő olyan hőmérsékletvezérlő szerkezettel rendelkezik, amely a kezelés kezdeti szakaszában a hőcserélő kilépő nyílásán a felmelegített vér hőmérsékletét pontosan 45 °C-ra képes szabályozni, mimellett 41,5 °C és legfeljebb 42,5 °C testhőmérséklet esetében ez a kilépő vérhőmérsékletet a felmelegített vér következtében megnövelt testhőmérséklet stabilizálása után csökkenthető.The object of the present invention is that the pumps used to treat the patient have a capacity of at least 1 liter / min of blood, that no oxygenator is used in the extracorporeal bloodstream, and that the heat exchanger has a temperature control device which it can control the temperature of the heated blood at its outlet to exactly 45 ° C, while at the body temperature of 41.5 ° C and up to 42.5 ° C, it can be reduced after stabilizing the increased body temperature due to the heated blood.

A szivattyúnak 1 liter/perc vagy ennél nagyobb vérszállító kapacitása következtében olyan nagy mennyiségű vért szivattyúzunk a kezdetben 45 °C hőmérsékletű hőcserélőbe, hogy a vérnek a testben való szétáramlása következtében létrejött hőeloszlás következtében a test hőmérséklete körülbelül 42 °C. Ezt a hőmérsékletet 1 óránál rövidebb ideig tartjuk fenn. Ennek igen nagy je- 25 lentősége van, mert a nagyon lassú felmelegítésnek nyilvánvalóan valamilyen immunológiai hatása van ráksejtekben, amely immunológiai hatás a ráksejteknek a hőkezelés következtében való elpusztulása arányát csökkenti, így a beteg testhőmérsékletének, illetőleg a ráksejtek 39 hőmérsékletének növelhetősége a terápia sikere szempontjából fontos előfeltétel. 1 liter/perc vérmennyiségnek a testből való kivezetése, a test fő véráramköre szempontjából nem jelent olyan nagymérvű beavatkozást, hogy ez funkcionálisan problémát okozna. Ezzel a fő 35 véráramkor lényegében intakt marad, miáltal egyrészt az extrakorporális véráramban oxigénező készülék alkalmazásától el lehet tekinteni — ami a kezelés időtartamára nézve nem okoz korlátozást - másrészről lehetővé teszi a felmelegített vérnek a testben való teljes és gyots 40 eloszlását és ezáltal a test hőmérsékletének homogén és gyors növelését. Minthogy a kezelés időtartama jelentős hatással van a ráksejtek pusztulásának arányára, a test véráramának fenntartásával és az oxigénező készülék mellőzésével terápia szempontból bármely tetszőlegesen 45 választott időszakra realizálható. A hőcserélőből kilépő vérnek pontosan 45 °C hőmérsékletre való beállítása lehetővé teszi egyrészt, hogy a hő hatására a vér káros hatást ne szenvedjen, másrészt, hogy a test hőmérsékletét rövid idő alatt megnövelhessük. Ezt követően aj5O hőcserélőből kilépő ver hőmérséklete a mert testhőmer-. séklet függvényében egy szabályozó áramkör útján csökkenthető, és ez a testhőmérséklet finom szabályozását teszi lehetővé. Minthogy a felmelegített vér a szervezetben eloszlík, a test hőmérsékletének ingadozásait a hő- 55 cserélőn kilépő vér hőfokának megfelelő változtatásával igen rövid idő alatt kiegyenlíthetjük. Ezáltal a test hőmérsékletének a kívánt értéken való pontos beállítása lehetségessé válik, aminek terápiás jelentősége rendkívül nagy, mert a hőmérséklet értéke a ráksejtek pusztulási θο arányára nagy befolyással van.Because of the pump's blood flow capacity of 1 liter / minute or more, such a large amount of blood is pumped into the heat exchanger initially at 45 ° C so that the body temperature due to heat distribution due to blood flow in the body is about 42 ° C. This temperature is maintained for less than 1 hour. This is of great importance because very slow warming obviously has some immunological effect on cancer cells which reduces the rate of death of cancer cells due to heat treatment, so that the patient's body temperature or the temperature of the cancer cells is important for the success of the therapy. prerequisite. Removing 1 liter / minute of blood from the body does not involve such a large intervention in the body's main circulatory system that it would be functionally problematic. In this way, the main blood stream 35 remains substantially intact, thus eliminating the use of an oxygenator in the extracorporeal blood stream, which does not limit the duration of treatment, and on the other hand allows for a complete and gyotic distribution of heated blood throughout the body. and quick increase. Because the duration of treatment has a significant effect on the cancer cell death rate, maintaining the blood flow to the body and avoiding oxygenation can be achieved for any of the 45 selected therapeutic periods. Adjusting the blood leaving the heat exchanger to exactly 45 ° C allows both the heat not to cause any adverse effect on the blood and, on the other hand, to increase the body temperature in a short period of time. Thereafter, the temperature of the ver exiting the j5O heat exchanger is the body temperature thermometer. can be reduced by a control circuit and allows fine control of body temperature. Because the heated blood is distributed in the body, fluctuations in body temperature can be compensated for by changing the temperature of the blood leaving the heat exchanger in a very short time. This makes it possible to accurately adjust the body temperature to the desired value, which is of great therapeutic importance because the temperature has a major influence on the θο rate of cancer cell death.

Az extrakorporális véráramnak a test fő véráramköréhez való csatlakoztatására egy, a végtagba teljesen subkutan behelyezhető implantációs készüléket alkalmazunk, amelynek olyan artériás átvezetése, vénás átvezetése van. amelyek söntvezeték útján egymással és a beteg egyik artériájával, illetve egyik vénájával szövetbarát cső útján van összekötve. Ez az implantációs szerkezet rugalmas anyagból áll. Az artériás, illetve vénás átvezetéshez egy rugalmas rés csatlakozik, amely zárt üzemállapotból a nyitott üzemállapotba egy kanül segítségével nyomható szét.To connect the extracorporeal bloodstream to the main bloodstream of the body, an implant device that is completely subcutaneously inserted into the limb and has an arterial and venous passage is used. which are interconnected by a shunt conduit to each other and to a patient's artery or vein via a tissue-friendly tube. This implant structure consists of a flexible material. An elastic slot is connected to the arterial or venous bypass, which can be dislodged from the closed state to the open state by a cannula.

Subkutan implantációs szerkezetek, úgynevezett söntök dialízis-terápiák céljára például a 3 998 222. számú amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírásból már ismeretesek. A teljesen subkutan elrendezés alkalmazása esetén az infekció veszélye a söntnek a végtagba való beépülésével csökken. Az extrakorporális véráram csatlakoztatására szolgáló mozgó szelepek azonban a véralvadás szempontjából okoznak problémát, ha a vér holt erekben fennakad, és megalszik. Ezek a véralvadási problémák a találmány szempontjából igen jelentősek, mert, mint ismeretes, a rákos betegek vére rendkívül hajlamos a megakadásra. Ennek következtében igen nehéz feladat volna az ismert szelepes mechanikai megoldásokkal a vérnek 1 liter/perc nagyságrendű áramlási sebességét megvalósítani. A találmány szerint ezt úgy' oldjuk meg, hogy egymáshoz képest elmozdítható szeleprészekből alkotott szelepszerkezet helyett a söntök rugalmas testében rugalmas hornyot alakítunk ki, amely horony a kanül bevezetésekor szétfeszíthető, és a kan ül kihúzása után az rugalmasan záródik. A mozgó szeleprészek elhagyásával az implantációs-készülék nemcsak szerkezetében vált egyszerűvé és gazdaságosan kialakíthatóvá, hanem egyben a véralvadással kapcsolatos fent vázolt problémákat is megoldja.Subcutaneous implantation devices, known as shunts, for dialysis therapies are known, for example, from U.S. Patent No. 3,998,222. When using a completely subcutaneous arrangement, the risk of infection is reduced by shunt penetration into the limb. However, moving valves to connect extracorporeal blood flow cause a problem with blood coagulation if the blood gets stuck in the blood vessels and stops. These coagulation problems are very significant to the present invention because, as is known, the blood of cancer patients is extremely prone to blockage. Consequently, it would be a very difficult task to achieve a flow rate of 1 liter / min of blood using known valve mechanical solutions. According to the present invention, this is achieved by replacing the valve structure of the movable valve portions with a flexible groove in the elastic body of the shunts, which groove can be extended when the cannula is inserted and, after the cannula is pulled out, closes. By not moving the valve parts, the implant device not only becomes simple and economical in structure, but also solves the coagulation problems outlined above.

A 3 713 441. számú és a 3 826 257. számú amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírásokból megismerhető berendezések a haemodialízis céljára szolgálnak. A 3 713 441. számú szabadalmi leírás szerinti megoldás esetén csatlakozó mandzsettákat illesztenek az artéria, illetve a véna előzetesen megnyitott részeihez a beteg kezelése során. Ezek azután extrakorporális véráramot alkotnak a dialízis-kezelés és -testen kívül vannak összekötve.The devices disclosed in U.S. Patent Nos. 3,713,441 and 3,826,257 are used for hemodialysis. In the solution of U.S. Pat. No. 3,713,441, joint cuffs are fitted to previously opened portions of the artery or vein during patient treatment. These then form extracorporeal bloodstream outside the dialysis treatment and body.

A 3 826 257. számú amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás szerinti megoldásnál az artéria és a véna közvetlenül egy subkután elrendezett a teljes véráramot átbocsátó rövid záróelemen vannak összekötve. Ennek a fián és extrakorporális véráramokhoz csatlakozó vezetékek csatlakoznak. A két megoldás közül az elsőnek említett 3 713 441. számú amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás szerinti megoldásnál hátrányos, hogy közvetlen összeköttetés van a testen kívül elhelyezkedő csövek között, míg a másodikként említett 3 826 257. számú amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás szerinti megoldásnál hátrányos, hogy az érintett, azaz kezelt testrész vérellátása meg van szakítva. Találmányunk többek között ezen hátrányok kiküszöbölését is szolgálja.In U.S. Pat. No. 3,826,257, the artery and vein are connected directly by a subcutaneous short-blood transfusion closure. It has wires attached to its son and extracorporeal bloodstream. The first of these two solutions has the disadvantage of having a direct connection between the out-of-body tubing and the second of U.S. Patent 3,826,257. that the blood supply to the affected, i.e. treated, part of the body is interrupted. Among other things, the present invention serves to overcome these disadvantages.

A berendezéshez tartozó kanül-trokár-szerkezet úgy van kialakítva, hogy a trokár hegye a kanül elülső végén túlnyúlik, és a találmány értelmében a kanül keresztmetszete laposodó hegyben végződő, egymással szembenálló oldalperemekből van kialakítva. Az oldalperemek közötti távolság kétszerese a kanül oldalfalai közötti távolságnak. Ezzel a méretezéssel a kanül-trokár-szerkezet különösen alkalmassá válik a rugalmas horonynak a tro.3The cannula-trocar structure of the device is configured such that the tip of the trocar extends beyond the anterior end of the cannula and, in accordance with the invention, the cannula has a cross-section formed by opposed side flanges. The distance between the side edges is twice the distance between the side walls of the cannula. With this dimensioning, the cannula-trocar structure becomes particularly suitable for the elastic groove in the tro.3

JJ

184 177 kár hegyével, majd a lapított oldalfalaival való szétfeszítésére. Ezt követően a trokár kihúzható, és ezzel a kan ül útján az átvezetést szabaddá teszik.184 177 damage to the tip and then to the flattened side walls. The trocar can then be pulled out, thereby freeing the passage through the male seat.

A találmány szerinti berendezés példakénti kiviteli alakját rajz alapján ismertetjük részletesebben. A rajzon azAn exemplary embodiment of the apparatus of the invention will be described in greater detail on the basis of the drawing. In the drawing it is

1. ábra a találmány szerinti berendezés képét szemlélteti perspektivikus ábrázolásban, aFig. 1 is a perspective view of the apparatus of the present invention, a

2. ábra az 1. ábra 2-2 vonala: mentén vett metszetét szemlélteti a hőfokszabályozó-szerkezetet nagyításban, aFigure 2 is a sectional view taken along line 2-2 of Figure 1, illustrating the temperature control structure in magnification;

3. ábra a találmány szerinti implantációs készülék felülnézetét szemlélteti, aFigure 3 is a plan view of an implantation device according to the invention, a

4. ábra a 3. ábra 44 vonala mentén vett metszete, azFigure 4 is a sectional view taken along line 44 of Figure 3, FIG

5. ábra a 3. ábra szerinti implantációs készülék oldalnézetét szemlélteti, aFigure 5 is a side view of the implantation device of Figure 3, a

6. ábra a 4. ábra szerint ábrázolt implantációs készülék részének nagyított képét szemlélteti a testbe beágyazva a kaniil-trokár-szerkezet behatolásakor, aFigure 6 is an enlarged view of a portion of the implantation device shown in Figure 4 embedded in the body as the cannula trocar structure penetrates;

7. ábra az 1. ábra 7-7 vonala mentén vett metszetét szemlélteti nagyított léptékben, aFigure 7 is an enlarged sectional view taken along line 7-7 of Figure 1, a

8. ábra a kanül-trokár-szerkezetének oldalnézete, aFigure 8 is a side view of the cannula-trocar structure, a

9. ábra a 8. ábra szerinti kanüi-trokár-szerkezet kaniiljét szemlélteti 90 fokos szögben elfordítva, aFigure 9 illustrates the cannula of the cannula-trocar structure of Figure 8, rotated 90 degrees,

10. ábra a 9. ábra szerinti kanüi-trokár-szerkezet kanüljének bal oldalról látható képét szemlélteti, és aFigure 10 is a left side view of the cannula-trocar structure of Figure 9, and

11. ábra a 8. ábra szerinti kanüi-trokár-szerkezet írókarját szemlélteti perspektivikus ábrázolásban.Figure 11 is a perspective view illustrating the writing lever of the cannula-trocar structure of Figure 8.

Az 1. ábrán látható 10 szerkezet steril 12 vezetékeivel alkotja az extrakorporális véráramot. A 14 szivattyú, amely jelen példa esetében dugattyús szivattyúként van kialakítva, a vért a 12 vezetékbe továbbítja. A vér hőmérsékletének szabályozására a 16 hőcserélőt alkalmazzuk, amely a 12 vezetékhez csatlakozik. A 16 hőcserélőt a 18 hőszabályozószervvel oly módon szabályozhatjuk, hogy ezáltal a 16 hőcserélőt vagy melegítjük, vagy hűtjük, atni a vér melegítését vagy hűtését vonja magával. A 20 csatlakozó szerelvény útján az extrakorporális véráramot alkotó 12 vezetékek bevezető vége és kivezető vége a beteg testének fő véráramkörével van összekötve, ahogy ezt az alábbiakban részletesebben ismertetjük. A 20 csatlakozó szerelvény olyan söntként van kialakítva, amely a vérnek az extrakorporális véráramba való leágazásával a test szempontjából semmiféle káros hatás nem következik be, azaz a test fő véráram funkcionálisan zavartalan marad.The structure 10 shown in Figure 1 forms extracorporeal blood flow with sterile conductors 12. The pump 14, which in the present example is designed as a piston pump, transmits the blood to the conduit 12. To control the temperature of the blood, a heat exchanger 16 is connected to the conduit 12. The heat exchanger 16 can be controlled by the thermostat 18 so as to either heat or cool the heat exchanger 16 to bring about heating or cooling of the blood. Through the coupling assembly 20, the inlet and outlet ends of the extracorporeal blood conduits 12 are connected to the main blood circuit of the patient's body, as described in more detail below. The coupling assembly 20 is designed as a shunt which, by branching the blood into the extracorporeal bloodstream, has no adverse effect on the body, i.e., the body's main bloodstream remains functionally undisturbed.

A steril 12 vezetékek megfelelő műanyagból, például vinilpolimerből, politetrafluoretilénből vagy más műanyagból lehetnek kialakítva, amely műanyagokat a gyógyászatban alkalmaznak. A 12 vezetékek átmérője körülbelül 6,5 ram és 1—1,5 méter hosszúságúak. A 14 szivattyút például szabályozható sebességű villanymotorral hajtjuk. A 14 szivattyú szerkezetét úgy alakítottuk, hogy nincs szükség sterilen tartott alkatrészekre. A 14 szivattyú szállítási kapacitását a kereskedelmi forgalomban kapható szivattyúk alapján határoztuk meg, amelyeknek kapacitása 1 -2 liter/perc.The sterile conduits 12 may be formed from a suitable plastic such as vinyl polymer, polytetrafluoroethylene or other plastics which are used in medicine. The wires 12 have a diameter of about 6.5 ram and a length of 1 to 1.5 meters. For example, the pump 14 is driven by a variable speed electric motor. The structure of the pump 14 is adapted so that no sterile components are required. The transport capacity of the 14 pumps was determined on the basis of commercially available pumps with a capacity of 1 to 2 liters per minute.

A 16 hőcserélőnek térfogata 57 cm3 1—3 liter/perc átbocsátási kapacitás mellett és szerkezetére nézve például a 3 640 340. számú amerikai egyesült államokbeli szabadalmi leírás megoldása szerint alakítható ki. Λ szerkezet részleteit az említett szabadalmi leírás szerinti megoldás ismerteti.The volume of the heat exchanger 16 is 57 cm 3 at a flow rate of 1 to 3 liters per minute and, for example, in terms of structure, can be formed according to U.S. Patent No. 3,640,340. Details of the structure are described in the above-mentioned patent.

Amint a 2. ábrán látható, a 18 hőszabályozószerv önmagában ismert szerkezeti elemekből épül fel. Alkalmazunk egy hűtő 22 folyadéktartályt és egy fűtő 24 folya4 déktartályt, amelyekben előírt hőmérsékletű folyadéktöltet helyezkedik el. E célból folyadékként előnyösen vizet alkalmazunk. A 22 és 24 folyadéktartályok 26 keverőszerkezette! vannak ellátva, amelyek a folyadéktartályokban lévő folyadékot keverik, és ezzel a hőmérséklet-különbségeket kiegyenlítik. A hűtő 22 folyadéktartály a 28 hűtőszerkezettel, a fűtő 24 folyadáktartály pedig a 30 melegítőszerkezettel rendelkezik. A 22 és 24 folyadéktartályokhoz a 32, illetve 34 szivattyú tartozik, amelyek a hozzájuk tartozó 22 vagy 24 folyadéktartályból a folyadékot kiszivattyúzzák és az alábbiakban részletesen ismertetett módon az egyes folyadéktartályokból szállított folyadékmsnnyiségek arányának beállításával a 16 hőcserélő hőmérsékletét a folyadék felöli oldalon beállítja.As shown in Figure 2, the thermoregulatory member 18 is composed of structural elements known per se. A cooling fluid reservoir 22 and a heating fluid reservoir 24 are provided in which a fluid charge of a predetermined temperature is provided. For this purpose, water is preferably used as the liquid. The mixing mechanism 26 of the liquid tanks 22 and 24! are provided which mix the liquid in the fluid reservoirs, thereby compensating for temperature differences. The cooling fluid reservoir 22 has a cooling device 28 and the heating fluid reservoir 24 has a heating device 30. Liquid tanks 22 and 24 are provided with pumps 32 and 34, respectively, which pump fluid from their respective reservoirs 22 or 24 and adjust the heat exchanger temperature on the liquid side by adjusting the amount of liquid delivered from each fluid reservoir as described below.

Ahogy a 2. ábrán látható, a 32 szivattyú a hűtő 22 folyadéktartályból szivattyúzza a folyadékot és olyan 36 szívócsővel rendelkezik, amely a 32 szivattyú szivóoldalát a 22 folyadéktartállyal összeköti. Rendelkezik továbbá egy 38 túlnyomású csővel, amely a 32 szivattyú nyomóoldalátó! indul ki. A második szivattyú szívóoldala a 24 folyadéktartállyal a 40 szívócső útján van összekötve, még szívóoldalán a 42 túlnyomású cső helyezkedik el. A 38 és 42 túlnyomású csővek egymással egy T alakú 44 összekötő vezetékkel vannak egymáshoz kötve, és ez utóbbi közös 46 keverővezetékhez csatlakozik, amely a 16 hőcserélő folyadék bevezetőhöz csatlakozik. Közös 48 visszavezető cső csatlakozik a 16 hőcserélőhöz Y alakú 50 összekötő-vezetékéhez, amelyhez két 52 és 54 leágazó vezetékek csatlakoznak, és ez utóbbiak a 32 és 34 szivattyúk ellenkező oldalaihoz vannak kötve. A 16 hőcserélő folyadékáramát azon 56 és 58 visszavezetöcsövek továbbítják, amelyek a 22, az 56 és 58 visszavezetöcsövek egészítik ki, és amelyek a 22, illetve 24 folyadéktartályhoz vannak visszavezetve. A 22 és 24 folyadéktartályok között egy 59 túlfolyócső (közlekedő erő) van elhelyezve.As shown in Figure 2, the pump 32 pumps the liquid from the coolant reservoir 22 and has a suction tube 36 that connects the suction side of the pump 32 to the liquid reservoir 22. It also has an overpressure tube 38 which is a squeegee for pump 32! start out. The suction side of the second pump is connected to the liquid reservoir 24 via the suction tube 40, and the suction side 42 is provided with a pressurized tube 42. The pressurized pipes 38 and 42 are connected to one another by a T-shaped connecting line 44 which is connected to a common mixing line 46 which is connected to the heat exchange fluid inlet 16. A common return pipe 48 is connected to the heat exchanger 16 by a Y-shaped connecting line 50 to which two branch lines 52 and 54 are connected, the latter being connected to the opposite sides of the pumps 32 and 34. The fluid flow of the heat exchanger 16 is conveyed by the return conduits 56 and 58, which are recirculated to the liquid reservoirs 22 and 56, respectively, which complement the return conduits 22, 56 and 58. Between the liquid tanks 22 and 24, an overflow pipe 59 is provided.

A 28 hűtőszerkezet hagyományos kialakítású lehet, amelynek az a feladata, hogy a folyadékot a hűtő 22 folyadéktartályában lényegében konstans hőmérsékleten, például 30°C-on tartsa. Ennek megfelelően a 30 meiegitőszerkezet - amely ugyancsak hagyományos kialakítású — úgy van. kialakítva, hogy a 24 folyadéktartályban lévő folyadékot konstans hőmérsékleten, például 45 °C-on tartsa. Ha az elsőként említett 32 szivattyú működik, akkor a hűtő 22 foíyadéktartályból a 36 szívócsövön át annyi foiyadékmennyiséget szívatunk, amennyi az 56 visszavezetőcsőben visszaáramoltatott folyadékmennyiségnek felei meg. Hasonlóképpen a második 34 szivattyú üzemeltetésével a fűtő 24 folyadéktartályból annyi folyadékmennyiséget szivattyúzunk, amely az 58 visszavezetőcsövön át visszavezetett folyadékmennyiségnek felel meg. Az ábrán vázlatosan szemléltetett 60 szabályozószerkezet a 32 és 34 szivattyúk szálhtósebesscgcnek szabályozására szolgálnak, ezen szivattyúk meghajtó villamos motorjainak vezérlése útján, oly jnódon, hogy a 32 cs 34 szivattyúk szállnóleljcsitincnye a két folyadckárarn keverékének előállítása útján a 46 keverővezetékben a kívánt hőmérsékleti értékeket állítja elő. Emellett a 32 és 34 szivattyúk szállítóteljesit· menyének összege konstans érték, ami például 10 liter.'perc. A 60 szabályozószerkezet mindegyik 32 és 34 szivattyúnál nulla és a maximális teljesítőképesség értéke között (például 10 liter/perc) beállítható, mimellett az egyik 32 V3gy 34 szivattyú szálhtóteljesítményét olyanThe cooling device 28 may be of conventional design for maintaining the liquid in the coolant fluid reservoir 22 at a substantially constant temperature, such as 30 ° C. Accordingly, the heating device 30, which is also conventional in design, is so. configured to hold the liquid in the fluid reservoir 24 at a constant temperature, for example 45 ° C. When the first pump 32 is in operation, the amount of liquid drawn from the cooling fluid reservoir 22 through the suction pipe 36 is equivalent to the amount of liquid returned to the return pipe 56. Similarly, by operating the second pump 34, an amount of liquid is pumped from the heating fluid reservoir 24 corresponding to the amount of liquid recirculated through the return pipe 58. The control mechanism 60 illustrated schematically in the figure serves to control the pump speeds of pumps 32 and 34 by controlling the electric motors of these pumps, such that the pumps 32, 34, maintain the desired temperature in the fluid stream. In addition, the sum of the carrying capacity of pumps 32 and 34 is a constant value, for example 10 liters per minute. The control mechanism 60 can be set between zero and maximum capacity (e.g. 10 liters / min) for each of the pumps 32 and 34, while the power output of one of the 32 V3gy 34 pumps is

184 177 mértékben csökkenthetjük, amilyen mértékben a másik 34 vagy 32 szivattyú teljesítményét növeltük.184,177 may be reduced by the extent to which the capacity of the other pumps 34 or 32 is increased.

A 32 és 34 szivattyúk szabályozását három 63, 64 és 66 hőmérséklet-regisztráló szerkezet útján állítjuk be, amelyek a beteg testhőmérsékletét, például az Ocsopha- g gus vagy a Raktál hőmérsékletet, azaz a vér hőmérsékletét a 16 hőcserélő kilépőnyílásán át a hőcserélőbe beáramló folyadék hőmérsékletét érzékeli. A 46 keverővezetékben egy 68 nyomásérzékelő van elhelyezve.The control of the pumps 32 and 34 is adjusted by means of three temperature recorders 63, 64 and 66, which control the patient's body temperature, for example the Ogopagus or Ractal temperature, i.e. the temperature of the fluid entering the heat exchanger 16 through the outlet of the heat exchanger. detected. A pressure sensor 68 is disposed in the mixing line 46.

A megfelelő hőmérséklet és a nyomásértékek kijelzésére -,θ önmagában ismert, 62’, 64’, 66’ és 68’ távkijelzőket alkalmazunk.For the display of the appropriate temperature and pressure values, remote sensors 62 ', 64', 66 'and 68' are known in the art.

A működési mód, lényegének szemléltetésére egy kézzel működtetett 60 szabáiyozószerkezet és a hűtő és hűtőfolyadék keverési arányainak magyarázatára szorít- 15 kozunk. A 46 keverővezetékben, amely a 16 hőcserélőhöz megy, 30 és 45 °C közötti hőmérsékletek beállítása, szükséges, amely értékeket a 66 regisztrálószerkezet mér.To illustrate the essence of the mode of operation, an explanation of the mixing ratios of a manually operated control mechanism 60 and the coolant and coolant is provided. In the mixing line 46 which passes to the heat exchanger 16, it is necessary to set the temperatures between 30 and 45 ° C, which values are measured by the recording mechanism 66.

A 16 hőcserélő beállított hőmérsékletének megfelelően növelt hőmérséklet a 16 hőcserélő kimenetén egy 64 20 hőmérsékletregisztráló-szerkezettel mérhető. Az ily módon felmelegített vérnek a beteg egész testében való eloszlása folytán megnövelt testhőmérsékletet a 62 hőmérsékletregisztráló-szerkezet méri. Kézenfekvő, hogy a 60 szabályozószerkezetet automatikusan, adott esetben 25 programozhatóan működtetjük.The temperature increased at the set temperature of the heat exchanger 16 can be measured at the output of the heat exchanger 16 by means of a temperature recorder 64 20. The increased body temperature due to the distribution of the blood thus heated throughout the patient is measured by a temperature recorder 62. Obviously, the control mechanism 60 is actuated automatically, optionally in a programmable manner.

Ahogy az a 3-11. ábrák alapján látható, a 20 csatlakozószerelvény teljesen subkutan elhelyezett 70 implantációs szerkezet, amely a beteg hővéráramához csatlakozik. A 20 csatlakozószerelvény részét képezi két 72 és 30 74 kanül-trokár-szerkezet, amely a 70 implantációs szerkezetnek a steril 12 vezetékekhez való csatlakozására szolgál, és ily módon az extrakorporális vérárammal való összeköttetést biztosítja. Ahogy azt különösen a 3-7. ábrák alapján látható, a 70 implantációs szerkezetnek 35 rugalmas 76 teste van, amelynek 78 artériás átvezetése, egy ez utóbbitól elválasztott 80 vénás átvezetése és egy 82 sönt vezetéke van. A 82 söntvezeték a 78 artériás átvezetést a 80 vénás átvezetés belső végével köti össze.As shown in Figures 3-11. 3A, the connector assembly 20 is a completely subcutaneous implantation device 70 connected to the patient's blood stream. The coupling assembly 20 includes two cannula-trocar devices 72 and 30 74 for attaching the implantation device 70 to the sterile conduits 12, thereby providing connection to the extracorporeal blood stream. As particularly illustrated in FIGS. Referring to FIGS. 6 to 9, the implantation device 70 has a resilient body 35 having an arterial passage 78, a venous passage 80 separated from the latter, and a shunt conduit 82. Shunt line 82 connects arterial passage 78 to the inner end of venous passage 80.

A 82 sönt vezeték a 78 artériás átvezetéssel és a 80 vénás 40 átvezetéssel együtt U alakban van kialakítva.Shunt conduit 82 is formed in U-shape with arterial passage 78 and venous passage 80.

Mind a 78 artériás átvezetés, mind a 80 vénás átvezetés lapított keresztmetszetű, amelynek lapítása a két átvezetés síkjában helyezkedik el. A 78 artériás és a 80 vénás átvezetések lapított végei hegyben végződnek. 45 Az átmérő mentén egymással szembeni hegyek konvex oldalfalak útján vannak összekötve. Emellett az egymással szemben elhelyezkedő keresztmetszetek hegyes végei közötti távolság, amely a 78 artériás és a 80 vénás átvezetések oldalperemeit alkotják, kétszer akkorák, mint a 50 konvex oldalfalak egymással szemben lévő csúcsai között mérhető harántirányú távolság. A 82 vezeték ettől eltérő keresztmetszetű is lehet, azonban az ábrán ábrázolt kiviteli alak esetében az elmondottak szerinti keresztmetszetet választottuk. A 7S artériás és a 80 vénás átveze- 55 tések keresztmetszete a 72, 74 kanül-trokár-szerkezet 106 kanüljének külső átmérője hézagmentes illeszkedésre szolgál. Ahogyan ezt az alábbiakban részletezzük, és hogy ez különösen a 6. ábra alapján látható, a 12 vezetékek csatlakoztatására a 72 és 74 kaniil-trokár-szer- 60 kezetek a rugalmas 76 test végén lévő 84 és 86 hornyok felfeszítése közben a 72 és 74 kanül-trokár-szerkezetek a 78 és 80 átvezetékekbe áthelyezhetők.Both the arterial passage 78 and the venous passage 80 have a flattened cross-section with a flattening in the plane of the two passages. The flattened ends of the 78 arterial and 80 venous passages end at the tip. 45 The diametrically opposite ends of each other are connected by convex side walls. In addition, the distance between the pointed ends of the opposed cross-sections, which form the side edges of the arterial and venous passages 78, is twice as large as the transverse distance between opposite ends of the convex side walls 50. The conductor 82 may have a different cross-section, but in the embodiment shown in the figure, the cross-section described above is chosen. The cross-section of the arterial passages 7S and the venous passages 80 is intended to provide a gap-free fit for the outer diameter of the cannula 106 of the cannula-trocar structure 72, 74. As will be described below, and particularly as shown in Figure 6, the cannula 72 and 74 are joined by the cannula trocar structures 60 and 74 while tensioning the cannula 72 and 74 while tensioning the grooves 84 and 86 at the end of the resilient body 76. trocar structures can be moved into the passageways 78 and 80.

Ahogy ezt különösen a 4. és 6. ábrák alapján láthatjuk, mindegyik 84 és 86 horony a rugalmas 76 test külső 65 kerületének egyik részéről a hozzá tartozó 78 vagy 80 átvezetés belső végéig terjed. A 84 és 86 hornyok szélessége lényegében a hozzájuk tartozó 78 artériás vagy 80 vénás átvezetés hegyes oldalperemei között lévő távolságnak felelnek meg oly módon, hogy a 84 és 86 hornyok rései a horony zárt helyzetében az 5. ábrán látható módon az oldalperemek között egyenes összekötő vonalat alkot.4 and 6, each groove 84 and 86 extends from one portion of the outer circumference 65 of the resilient body 76 to the inner end of the associated passageway 78 or 80. The widths of the slots 84 and 86 correspond substantially to the distance between the pointed lateral flanges of their respective arterial or venous passageways 78 such that the slots 84 and 86 form a straight connecting line between the flanges when the groove is closed. .

A 84 és 86 hornyok zárt helyzetében a sík, azaz a horonyréseket alkotó rugalmas 76 test felületei rugalmasan egymáshoz nyomódnak úgy, hogy olyan üres üreg nem jön létre , amelyben a vér megalvadhatna.In the closed position of the grooves 84 and 86, the planar surfaces of the flexible body 76, which form the grooves, are elastically pressed against each other so that no empty cavity is formed in which the blood can coagulate.

A 76 test rugalmas anyagának rugalmassága és puhasága lehetővé teszi, hogy a 84 és 86 hornyokat a hozzájuk tartozó 72 és 74 kanül-trokár-szerkezet nyitott állapotba feszítse ki. A 84 és 86 hornyok belső felülete pontosan követi a beléjük helyezhető 72, illetve 74 kanültrokár-szerkezet alakját, és ily módon bevezetett állapotban a 106 kanül külső kerülete a hornyot pontosan tömíti.The resilience and softness of the resilient material of the body 76 allows the grooves 84 and 86 to be stretched to the open position by the respective cannula-trocar structures 72 and 74. The inner surface of the grooves 84 and 86 closely follows the shape of the cannula drum structure 72 and 74 which can be inserted therein, and when introduced, the outer circumference of the cannula 106 precisely seals the groove.

Mindegyik 84, illetve 86 horony környezetében fém 88 és 90 vezetőhüvelyek vannak elhelyezve, amelyek például rozsdamentes acélból, vagy pedig a belgyógyászatban alkalmazott fémféleségből vannak kialakítva. A 84, illetve 86 hornyok környezetében lévő 88 és 90 vezetőhüvelyek zárónyomásának elősegítésére, valamint a 72 és 74 kanül-trokár-szerkezet behatolásának és megvezetésének (a 84, illetve 86 horonyba) való megkönnyítésére szolgál. A 88, illetve 90 vezetőhüvelyekben fém 92, illetve 94, illetve 98 rugórészek vannak elhelyezve. A 96 és 98 rugórészek kívülről a hozzá tartozó 84 és 86 horony környezetét legalább részben fedik, és a 84, illetve 86 hornyok külső oldalára, a horonyhoz képest harántirányú nyomást gyakorolnak. A 92 és 94 rugórészek kónikus alakú gyűrűs ujjak, amelyek a hozzájuk tartozó 72, illetve 74 kanül-trokár-szerkezet bevezetésénél amint ez a 6. ábrán látható először szétfeszülnek, és ily módon a 72, illetve 74 kanül-trokár-szerkezet a hozzájuk tartozó 78 artériás, illetve 80 vénás átvezetésbe való bevezetésnél a 84, illetve 86 lioronyátirínyítást és megve/elésl kapnak. A 6. ábrán látható módon a 92 és 94 rugórészek egymástól való elhajlításával azoknak belső felülete a 76 test rugalmas anyagának szomszédos részét magával viszi, és ezzel a nyílás elmozdulását elősegíti. Egyidejűleg a 92 és 94 rugórészek a 84. illetve 86 horonytól távolabb lévő tehermentesítő-részekként szolgálnak, amelyek szétfeszítésükkor a 96, illetve 98 rugók egy darabból való kialakítása folytán kifelé domborulnak. és ily módon a bevezetési elmozdítás megkönnyítése érdekében a 84, illetve 86 hornyok zárónyomását csökkentik.Metal guide sleeves 88 and 90 are disposed around each of the grooves 84 and 86, for example made of stainless steel or metal used in internal medicine. It is used to facilitate the sealing pressure of the guide sleeves 88 and 90 around the grooves 84 and 86 and to facilitate the penetration and guiding of the cannula-trocar structures 72 and 74 (into the grooves 84 and 86, respectively). The guide sleeves 88 and 90 have metal spring portions 92, 94 and 98, respectively. The spring portions 96 and 98 at least partially overlap the surrounding grooves 84 and 86 and exert a transverse pressure on the outer side of the grooves 84 and 86 respectively. The spring portions 92 and 94 are tapered annular fingers which, upon insertion of their respective cannula-trocar structures 72 and 74, respectively, are tensioned for the first time as shown in FIG. 6, and thus the cannula-trocar structures 72 and 74 respectively. At introduction into 78 arterial and 80 venous passages, the 84 and 86 lymphatic transplants are received and purchased / delivered. As shown in FIG. 6, the spring portions 92 and 94, by bending each other, carry an adjacent portion of the resilient material 76 of the body 76, thereby aiding the movement of the opening. At the same time, the spring portions 92 and 94 serve as relieving portions further away from the grooves 84 and 86, which, when extended, extend outwardly due to the integral formation of the springs 96 and 98, respectively. and thereby reduce the closing pressure of the grooves 84 and 86 to facilitate insertion displacement.

A 70 implantációs szerkezet a 100 és 102 csővel rendelkezik, amelyek szövetbarátanyagból készülnek. Az 1. ábrán látható módon az 100 cső, például a 78 artériás átvezetés szomszédos végével egy darabként van összekötve, míg a másik vége egy megfelelően kialakított nyílás útján egy artéria oldalfalába, célszerűen a felső lábszár elülső részén van rögzítve, úgyhogy a 100 csövön át a vér az artériából a 78 artériás átvezetésen (lásd a 3. ábrán) átáramolhat. Hasonlóképpen van a 102 cső egyik vége a 80 vénás átvezetéshez csatlakoztatva, míg a 102 cső másik vége a felső lábszár véna oldalfalának nyílásába illeszkedik, úgyhogy a 80 vénás átvezetésből (lásd a 3. ábrán) a 'éra felső lábszár vénába áramolhat. Amint az 1. ábra alapján részletesen megmutatjuk, az implantációsThe implantation structure 70 has tubes 100 and 102 made of tissue-friendly material. As shown in Figure 1, the tube 100 is connected in one piece to the adjacent end of the arterial passage 78, for example, while the other end is secured to a sidewall of an artery through a properly formed opening, preferably in the anterior part of the upper leg. blood may flow from the artery through the arterial passage 78 (see Figure 3). Likewise, one end of the tube 102 is connected to the venous passage 80, while the other end of the tube 102 fits into an opening in the sidewall of the upper leg vein so that the venous passage 80 (see Figure 3) can flow into the upper leg vein. As shown in detail in Figure 1, implantation

55

-5184 177 szerkezet ilyen módon a felső' lábszár hámszövete alá tenyérnyi szélességű helyre impianlálhalö oly módon, hogy a 100 és 102 csövek levékonyított és körülbelül 45 fokos szöggel ellátott végeik a megfelelő artéria és véna oldalfalának nyílásába a lágyék irányába csatlakoztathatók. A 100 és 102 csövek a lágyék irányában helyzekednekel.In this way, the device is implanted into a palm-wide area beneath the epidermis of the upper leg such that the ends of the tubes 100 and 102 are tapered at approximately 45 degrees to the groove of the respective artery and vein sidewall. Tubes 100 and 102 are located in the direction of the groin.

A 70 implantációs készüléknek textilből készült 104 szövetrétege van, amely az implantált helyzetben a rugalmas 76 test bőr felé néző belső felületén helyezhető el. Emellett a 104 szövet peremrésze’ a 76 test belső felületétől kifelé helyezkedhetnek el. Különösen ezek a peremrészek könnyítik a 70 implantációs szerkezet rögzítését az implantáció során varrat segítségével és elősegítik az ezt követő benövést, a 104 szövet természetesen ugyancsak szövetbarátanyagból áll, és hasonlóan a 100 és 102 csövekhez, szövött poliészterből, különösen azonban célszerűen poliészter-kettösveíúranyagból van kialakítva.The implantation device 70 has a fabric layer 104 which can be placed in the implanted position on the inner surface of the resilient body 76 facing the skin. In addition, the peripheral portion of the fabric 104 may extend outwardly from the inner surface of the body 76. In particular, these peripheral portions facilitate the attachment of the implantation structure 70 by a suture during implantation and facilitate subsequent growth, the fabric 104 being of course also made of a tissue-friendly material and, similarly to the tubes 100 and 102, made of woven polyester.

A 70 implantációs szerkezet azonosításának lehetővé tételére a rugalmas 76 testnek a bőrrel szomszédos külső felületén a rajzon nem ábrázolt röntgensugarat át nem bocsátó és ezáltal röntgenfelvétellel azonosító jel van elhelyezve. Az ilyen azonosítás lehetővé teszi, hogy mindig megfelelő típusú 72 és 74 kanül-trokár-szerkezeteket alkalmazzák. Emellett az implantációs elvégzése után azonosítással is ellenőrizni lehet, hogy az implantált szerkezetben megfelelően illeszkedő kanül-trokár szerkezetet alkalmaztak.To allow identification of the implantation structure 70, a resilient body 76 is provided with a non-transmissive X-ray signal, which is not shown in the drawing, adjacent to the skin. Such identification allows the appropriate type of cannula-trocar structures 72 and 74 to be used at all times. In addition, after the implantation has been performed, it can also be verified by identification that a properly fitted cannula-trocaric structure has been used in the implanted structure.

A 8—11. ábrák a 72, illetve 74 kanül-trokár-szerkezet kialakításának részleteit szemlélteti. E rajzokon csupán a 74 kanül-trokár-szerkezetet ábrázoltuk, amely azonban a 72. kanül-trokár-szerkezettel azonos módon van kialakítva. A 8. ábrán látható a 74 kanül-trokár-szerkezet a 106 kanülből, és egy ezzel együttműködő 108 trokárból.8-11. Figures 6 to 9 show details of the construction of the cannula-trocar structure 72 and 74, respectively. In these drawings, only the cannula-trocar structure 74 is shown, however, the same as the cannula-trocar structure 72. Figure 8 shows the cannula-trocar structure 74 of the cannula 106 and a cooperating trocar 108.

A 106 kanülnek cső alakú teste van, amely lényegében egyenes vonalú 110 csatornából és e testen kívül lévő végének környezetében elhelyezkedő 112 alágazócsatornából áll. A 106 kanül célszerűen röntgensugarat át nem eresztő műanyagból van kialakítva, és e célra különösképpen a here keményedő műanyagokat ajánljuk. Azonban bőre lágyuló műanyagok is alkalmazhatók amennyiben ezeknek a sterilizálás során alkalmazott hővel szemben kellő ellenállás-képességük és merevségük van. A 106 kanül-anyagként. például etilén-propílén-perpo!imer (amelynek harmadik monomerje norbornadien), amelybe röntgensugarakat át nem eresztő anyag, mint például báriumszuifát van besüliyesztve.The cannula 106 has a tubular body consisting essentially of a straight passageway 110 and a branch passageway 112 located around the end thereof. The cannula 106 is preferably made of an X-ray impermeable plastic material and, for this purpose, testicular hardening plastics are particularly recommended. However, skin-softening plastics may be used provided they have sufficient resistance and stiffness to the heat applied during sterilization. 106 as cannula material. for example, ethylene propylene perpolymer (the third monomer of which is norbornadiene) into which an X-ray impermeable material such as barium sulphate is embedded.

A 106 kanül egyenes vonalú 110 csatornája külső kerületét tekintve a 78 artériás, illetve 80 vénás átvezetések keresztmetszetei alakjának felel meg. és ezekbe holtjátékmentesen illeszthető be. A 106 kanülnek ilyen keresztmetszeti kialakítása csakis a subkutan implantációs esetén szükséges, hogy a rugalmas 76 testbe biztonságosan billenthető legyen.The cannula 106 corresponds to the cross-sectional shape of the rectilinear duct 110 with respect to the arterial and venous passages 78 and 80, respectively. and can be inserted into them without play. Such a cross-sectional design of the cannula 106 is required only for subcutaneous implantation so that it can be safely tilted into the resilient body 76.

A 106 kanülnek 114 belső terében egyenes vonalú 110 csatorna és a 112 elágazó csatorna helyezkedik el. A 114 belső tér keresztmetszetének kialakítása legalább az egyenes vonalú 110 csatorna környezetében a 106 kanül külső kerületének megfelelően van kialakítva, hogy ezáltal maximálisan jól tömítő keresztmetszeteket lehessen kialakítani.The inner space 114 of the cannula 106 has a straight channel 110 and a branch channel 112. The cross-section of the interior space 114 is formed at least in the vicinity of the rectilinear duct 110 to conform to the outer circumference of the cannula 106 to provide maximum sealing cross-sections.

A 108 trokár a 106 kanül anyagához hasonló műanyagból készül. A 108 trokárnak egy 116 szúrórésze és egy 118 fogantyűrésze van, amelyek egyetlen darabból alakíthatók ki. A 116 vágórész hosszanti irányú mérete a 106 kanüt egyenes vonalú 110 csatornájának méretével azonos és keresztmetszeti kialakítás szempontjából az egyenes vonalú 110 csatornával azonos keresztmetszetű. A 116 vágórésznek 120 hegye van, amely a 8. ábrán látható módon a 106 kanülből kiáll, és a 6. ábrán látható módon a 72. illetve 74 kanül-trokár-szerkezet bevezetésénél a horony kiszélesítésére szolgál.Trocar 108 is made of a plastic material similar to cannula 106 material. Trocar 108 has a puncture portion 116 and a handle portion 118 which may be formed in one piece. The longitudinal dimension of the cutter 116 is the same as the straight channel 110 of the cannula 106 and has the same cross-sectional shape as the straight channel 110 in cross-sectional design. The cutting portion 116 has a tip 120 which protrudes from the cannula 106 as shown in FIG. 8 and which, as shown in FIG. 6, serves to widen the groove at the insertion of the cannula trocar structure 72 and 74, respectively.

A testen kívül maradó vég-észben a 106 kanul egyenes vonalú 110 csatornája egy rugalmas anyagból alkotott reteszelőszerv, például dugó által kialakított 122 betéttesttel zárható le, amely előre elkészített horony vagy átvezetőcsatorna nélkül is kialakítható, aminthogy a 108 trokár átvezetése a 120 hegy útján is lehetséges. A 112 leágazócsatorna végének külső pereme 124 bordázott peremmel van ellátva, amelyre a steril 112 elágazó vezeték folyadékzáróan felhelyezhető. Ha a 103 trokárt a 106 kanülből visszahúzzuk, akkor a 122 betéttest az egyenes vonalú 110 csatorna külső végét törníti. úgyhogy áramlás csupán az egyent. vonalú 110 csatorna subkután végrésze és a 112 elága.'ócsatorna, illetve az azon elhelyezett 12 vezeték között jöhet létre.Ultimately, the straight channel 110 of the cannula 106 may be closed by a latch body 122 formed by a resilient material, such as a plug, which may be formed without a pre-formed groove or passageway, as trocar 108 may be guided through tip 120. . The outer flange of the branch passage 112 is provided with a ribbed flange 124 on which the sterile branch passage 112 can be sealed. When the trocar 103 is withdrawn from the cannula 106, the insert body 122 wipes the outer end of the straight channel 110. so flow is just the one. may be formed between the subcutaneous end portion of the duct 110 and the branch 112 and the duct 12 located thereon.

Az egyenes vonalú 110 csatorna külső részén a 126 ütközőgaliér helyezkedik el, a rugalmas 76 testbe való betolás korlátozására, amely a 106 kanülnek a 88, illetve 90 vezetőb.iivelyek tehermentesítő 92, illetve 94 rugórészeibe való teljesen betolt helyzetben a 84, illetve 86 horony bemenetén fekszik fel. A 106 kanul egyenes vonalú 110 csatornája egy oldalirányba néző 128 nyílással rendelkezik, amely úgy van kialakítva, hogy a rugalmas 76 testbe teljesen betolt, 106 kanül esetén a rugalmas 76 test 82 sönt vezetéke és a 106 kanül 114 belső tere között összeköttetés jön létre. Az egyenes vonalú 110 csatorna testen kívül maradó külső részének kerületén egy 130 helyezőpajzs van kialakítva, amely a rugalmas 76 testbe szúrt 106 kanült a beteg testének felületén megfelelő állásban tartja.On the outside of the rectilinear channel 110, a stop collar 126 is provided to limit insertion into the resilient body 76, which is fully inserted into the slots 84 and 86 of the cannula 106 when fully inserted into the unloading springs 92 and 94 of the guide rails 88 and 90 respectively. lying down. The straight channel 110 of cannula 106 has a lateral opening 128 configured to provide a connection between the shunt guide 82 of the flexible body 76 and the inner space 114 of the cannula 106 when fully inserted into the elastic body 76. A perimeter shield 130 is provided on the circumference of the outermost portion of the rectilinear duct 110 which holds the cannula 106 inserted into the elastic body 76 in a position appropriate to the surface of the patient's body.

A találmány példaként! kiviteli alakjánál a 106 kanülnek valamennyi, a vérrel érintkező felülete, tehát a 114 belső tér, a steril 12 vezetékek és a rugalmas 76 test részei, a 78 artériás átvezetés, a 80 vénás átvezetés, a 82 sönt vezeték, a 84 és 86 hornyok koaguláció-mentesítő réteggel vannak ellátva, amely a kereskedelmi forgalomban kapható.The invention is exemplified! In the embodiment, all blood contacting surfaces of cannula 106, i.e., interior space 114, sterile conduits 12 and elastic body portions 76, arterial conduit 78, venous conduit 80, shunt conduit 82, grooves 84 and 86 are coagulated. are provided with a release liner commercially available.

Alapjában véve lehetséges volna, hogy példakénti kiviteli alak kapcsán ismertetett 70 implantációs szerkezet helyett az önmagában ismert úgynevezett söntöket alkalmazzuk, amelyeket például a vese-dialízis céljára alkalmaznak a gyógyászatban. Ebben az esetben azonban minden esetben - még a célnak megfelelő konstrukciós kialakítás esetén is - drasztikusan 1-2 liier/perc vérszállítási teljesítményt kellene a 12 vezetékeken át biztosítani, meri a vese-dialízisnél szükséges szállítási teljesítmény szokásosan egy nagyságrenddel kisebb.In principle, it would be possible to use the so-called shunts known per se, such as those used in medicine for renal dialysis, instead of the implant structure 70 described in the exemplary embodiment. However, in this case, even in the design of the intended purpose, the blood flow through the conduits 12 would have to be drastically 1-2 liters per minute, since the transport capacity required for renal dialysis is usually one order of magnitude lower.

A vese-dialízisnél szokásosan alkalmazott söntiikkel szemben a 70 implantációs-szerkezet teljesen subkutan elhelyezése azt az igen jelentős előnyt biztosítja, hogy ezáltal kiküszöbölődik az infekció veszélye, amely veszély különösen a csökkent immunitású rákos betegek esetében - összehasonlítva kemoterápiás és sugárterápiás kezelésekkel - összekötött terhelések esetében kritikus.Compared to shunts commonly used in renal dialysis, the completely subcutaneous placement of the implantation device 70 offers the very significant advantage of eliminating the risk of infection, particularly in patients with reduced immunity compared to chemotherapy and radiation therapy. .

A rákos betegeknél a vér igen hajlamos a koagulációra. A dialízis-betegek, akiknél a vér koagulációjának hajlama kicsi, a söntöket maximálisan 2—6 hónapig lehet implantálva elhelyezni, úgyhogy az implantációs-szer-6184 177 kezet használati ideje rákos betegeknél már igy is jelentősen csökkenne. A trombózis veszélye lényegesen csökken, mert a 70 implantációs-szerkezet rövidebb véráiamlási vezetékeken halad át, és ezen áramlási utakat a beteg testének szövete részben fedi. gIn cancer patients, blood is highly prone to coagulation. In dialysis patients with a low tendency to blood coagulation, shunts may be implanted for a maximum of 2 to 6 months, so that implantation agent-6184 177 shelf life would be significantly reduced in cancer patients. The risk of thrombosis is significantly reduced because the implantation structure 70 passes through shorter blood flow conduits and is partially covered by tissue in the patient's body. g

A fent elmondottak következtében a 70 implantációs-szerkezet a vese-dialízishez használt söntökhöz képest nemcsak a jelentősen nagyobb vérátbocsátási teljesítményével tűnik ki. Ez 3 nagy teljesítményű vérszállítás különösen fontossá teszi a teljesen subkutan elren- jq dezés lehetőségét, mert külső vezetéke csatlakozások gyakori nyitása alkalmával könnyen előfordulhat, hogy a beteg igen gyorsan elvérezne. Ezenkívül a vese-dialízishez alkalmazott söntökhöz képest sok más jelentős előnyt is biztosít a találmány szerinti berendezés. A 12 vezeték- jg nek a 72 és 74 kanül-trokár-szerkezette! való összeköttetése azt az előnyt biztosítja, hogy egy egységes 76 testet - azaz implantálható készüléket - alkotunk, amely a bőrön át is jól tapintható. Ennek következtében a 106 kanülön keresztül való csatlakozás egyenes vonalú, úgy- 2q hogy az extrakorporális véráramhoz való csatlakozás egyenes vonalú. A 106 kanül keresztmetszel ének kialakítása lehetővé teszi az egyszerű és mégis hatásos bevezetés és illesztés lehetőségét. A 84, illetve 86 hornyokkal való együttműködés, úgy azok szétfeszítésekor, mint a kanül 25 felületén való tömítő felfekvés jól biztosítható, ha a kanült a hornyon keresztül vezetik át. A 106 kanülöknsk lapított, keresztmetszeti kialakítással történő illeszkedése a rugalmas 76 test 78 és 80 átvezetéseiben meggátolja a 78 artériás és 80 vénás átvezetések eltekere- 30 dését, elfordulását és 4 mm, vagy ennél is nagyobb átfolyási keresztmetszet kialakítását teszi lehetővé.As a result of the foregoing, the implant structure 70 is distinguished not only by its significantly higher blood transduction performance compared to shunts used for renal dialysis. These 3 high-throughput blood transfusions make it extremely important to have a completely subcutaneous configuration, as the patient may bleed very quickly during frequent openings of external duct connections. In addition, the device according to the invention provides many other significant advantages over shunts used for renal dialysis. The conduits 12 have a cannula-trocar structure 72 and 74! The connection of this device to the device provides the advantage of forming a single body 76, i.e. an implantable device, which is also tactile across the skin. As a result of joining through cannula 106 in a straight line, so-q 2 to connection to the extracorporeal bloodstream rectilinear. The design of the cannula 106's cross-section allows simple and yet effective insertion and insertion. Co-operation with the grooves 84 and 86, both when they are extended and the sealing abutment on the surface of the cannula 2 5, is well ensured if the cannula is passed through the groove. The flattening of the cannula 106 with a flattened cross-sectional design in the passageways 78 and 80 of the resilient body 76 prevents the arterial and venous passageways 78 from being wound, twisted, and having a flow cross-section of 4 mm or more.

Az ezáltal lehetővé tett nagy vérátfolyási teljesítmény különösen nagy jelentőségű, mert a berendezés működése szempontjából kritikus paraméter az az idő, amely 35 szükséges ahhoz, hogy a beteg vérét a kívánt kezelést hőmérsékletre lehessen növelni, és hogy a vér hőmérsékletét rövid idő alatt érzékeny, szabályozhatóság mellett változtatni lehessen. Körülbelül 1 liter/perc átfolyási teljesítmény átlagos nagyságú, átlagos korú beteg részére 49 elegendő, és emellett is lehetséges egyes eseteknek vagy bizonyos körülményeknek megfelelően a teljesítményt beállítani, miért is a berendezés kapacitását ’ liternél nagyobbra, tehát 1 liter és 2 liter közötti teljesítményre állítjuk be. 45The high blood flow capacity thereby allowed is of particular importance because the critical parameter for the operation of the device is the time required for the patient's blood to be brought to the desired treatment temperature and for the blood temperature to be sensitive and controllable within a short time. could be changed. A flow rate of about 1 liter / min is sufficient for an average patient of average age 49, and it is also possible to adjust the capacity according to some cases or circumstances, why adjust the capacity of the device to more than 1 liter, i.e. from 1 liter to 2 liters . 45

A berendezést úgy helyezzük üzembe, hogy a 12 vezetékeket alkotó csöveket a 106 kanülök 124 bordázott peremére csatlakoztatjuk, a két 72, vagy 74 kanül-trokár-szerkezetet a 76 test - azaz implantálható készülék - 84 és 86 hornyaiba behelyezzük, minek következte- 50 ben a 108 trokárok a 106 kaniilökből kihúzhatok, úgyhogy a 122 betéttestek (lásd a 7. ábrán) az egyenes vonalú 110 csatornák külső végeit tömítik. A 14 szivattyú bekapcsolása után az extrakorporális véráram üzeme megindul és a vér a 16 hőcserélőn 1 liter/perc kapacitás- 55 sál áramlik át. Ezt követően a 18 hőszabályozó szerven, illetve a 60 szabályozószerkezet útján a 32 és 34 szivattyúk részét a folyadéknak a 16 hőcserélőn való áramoltatását oly módon állítjuk be, hogy a folyadék kizárólag a melegítő 24 folyadéktartályból áramoljon a 34 60 szivattyún át a 16 hőcserélőbe, minek következtében az utóbbi 45 °C hőmérsékletre melegszik fel. Ezen kezdeti időszakasz folyamán a bőr hőmérsékleté, illetve a beteg testéből kiengedett vér hőmérséklete megnő, ahogy ezt a mérő-regisztráló 62 távkijelzőn leolvashatjuk. A kezdeti 65 időpontnak megfelelő, 37 UC hőmérséklettől egyenletesen növekszik. Emellett a 14 szivattyú és a 16 hőcserélő úgy vannak kialakítva, hogy a 64 hőmérsékletregisztráló-szerkezet által a 16 hőcserélő kilépő nyílásán mért vérhőmérséklet a 16 hőcserélőnek a folyadék vagy' víz oldalán mérhető 45 °C hőmérséklet közelébe essen. Ennek a felmelegített vérnek a beteg szervezetébe való egyenletes elosztása következtében — amely vért a vénán keresztül vezetjük vissza a testbe — a test hőmérséklete általánosan emelkedik. Ha a beteg testhőmérséklete aThe apparatus is put into operation by attaching the tubing 12 to the rib 124 of the cannula 106, inserting the two cannula trocar structures 72 or 74 into the grooves 84 and 86 of the body 76, i.e. the implantable device. the trocars 108 can be pulled out of the cannula 106 so that the insert bodies 122 (see FIG. 7) seal the outer ends of the straight channels 110. After the pump 14 is turned on, the extracorporeal blood flow is started and the blood flows through the heat exchanger 16 at a capacity of 1 liter / min. Subsequently, through the thermostat 18 and the regulator 60, the flow of liquid 32 through the heat exchanger 16 is adjusted so that the fluid flows only from the heating fluid reservoir 24 through the pump 34 60 to the heat exchanger 16, the latter is heated to 45 ° C. During this initial period, the skin temperature and the temperature of the blood discharged from the patient's body increase, as can be seen on the meter-recorder remote display 62. It grows steadily from an initial temperature of 65 to 37 U C. In addition, the pump 14 and the heat exchanger 16 are configured such that the blood temperature measured by the temperature recording mechanism 64 at the outlet of the heat exchanger 16 is close to 45 ° C on the liquid or water side of the heat exchanger 16. As a result of the even distribution of this heated blood to the patient's body, which is transported back through the vein to the body, the body temperature generally increases. If the patient has a body temperature of

41.5 °C hőmérsékletet megközelíti, akkor a 32 szivattyú megfelelő szabályozásával és a 34 szivattyú teljesítményének csökkentésével, amelyet a 60 szabályozó szerkezettel végzünk, a 16 hőcserélőben lévő folyadék hőmérsékletét 45 °C hőmérsékletről csökkentjük, példáulBy approaching 41.5 ° C, controlling the pump 32 and reducing the power of the pump 34 by means of the regulator 60 reduces the temperature of the fluid in the heat exchanger 16 to 45 ° C, e.g.

42.5 °C-ra, amely hőmérsékletet a 66 regisztrálószerkezettel érzékeljük. Ha a 16 hőcserélőben lévő folyadék hőmérséklete például 42,5 °C, és ezt a hőmérsékletet konstans szinten tartjuk, akkor a 62 hőmérsékletregisztráló-szerkezet által érzékelt testhőmérséklet stabilizálódik és a 64 höinérsékletregisztráló-szerkezet által érzékelt visszavezetett vér hőmérséklete 41,5 °C, illetve42.5 ° C, which temperature is detected by the recording device 66. For example, if the temperature of the fluid in the heat exchanger 16 is 42.5 ° C and maintained at a constant level, the body temperature sensed by the temperature recorder 62 is stabilized and the temperature of the recirculated blood detected by the temperature recorder 64 is 41.5 ° C or

42,5 °C hőmérsékletű lett. Az a kritikus fázis, amikor a beteg testének hőmérsékletét növeljük és stabilizáljuk, normális körülmények között egy óra alatt befejeződik, azonban egyes esetekben a test nagyságát és a beteg életkorát is figyelembe kell venni. Ezt követően a kezelést órák hosszat folytatjuk. A betegség kívánt terápiájának figyelembevételével a kezelést 6-20 óra közötti idő alatt végezzük.It became 42.5 ° C. The critical phase of raising and stabilizing a patient's body temperature is normally completed within one hour, but in some cases, body size and patient age must also be considered. Thereafter, treatment was continued for hours. Depending on the desired therapy for the disease, treatment will be performed for 6-20 hours.

Ezt követően a 60 szabályozószerkezet a 32 és 34 szivattyúk teljesítményét úgy változtathatja meg, hogy a vérnek lehűtésére és a beteg normál testhőmérsékletére való visszaszabályozásához a 16 hőcserélőbe túlnyomórészt a hűtő 22 folyadéktartályból vezetjük. Ezáltal a vér hőmérséklete a 16 hőcserélő kilépő nyílásán - ahogy ezt a 64 hőmérsékletregisztráló-szerkezet érzékeli, és a 60 szabályozószerkezet által végrehajtott, szabályozás eredményeként a beteg testhőmérséklete mindaddig csökken, amíg a normális testhőmérsékletet a körülbelül 37 °C hőmérsékletet például 1 óra alatt el nem éri.The regulator 60 may then adjust the power of the pumps 32 and 34 by feeding it to the heat exchanger 16 predominantly from the cooling fluid reservoir 22 to cool the blood and return it to the patient's normal body temperature. As a result, the temperature of the blood at the outlet of the heat exchanger 16, as detected by the temperature recorder 64 and as a result of control by the regulator 60, decreases the patient's body temperature until the normal body temperature of about 37 ° C is reached. reached.

Claims (25)

Szabadalmi igénypontokPatent claims 1. Berendezés betegek termikus kezelésére, célszerűen ráksejtek növekedésének késleltetésére, amelynek extrakorporális véráram, a beteg véráramának kivezetésétől kiindulva vezetékeken, szivattyún és hőcserélőn át a beteg véráramának bevezetéséhez van kapcsolva, és hogy a beteg vérárama és az extrakorporális véráram között csatlakozó szerelvény van elrendezve, azzal jellemezve, hogy a beteg szisztematikus kezelésére alkalmazott szivattyú (14) szállítási kapacitása legalább 1 liter/perc nagyságú, továbbá, hogy az extrakorporális véráram oxigénezőszerv-mentesen van kialakítva, és hogy a hőcserélő (16) az abból kilépő felmelegített vér hőmérsékletét 45 °C hőmérsékletig szabályozóhőmérséklet-szabályozó szervvel (18) rendelkezik; és hogy 41,5 VC és legfeljebbAn apparatus for thermally treating a patient, preferably retarding the growth of cancer cells, the extracorporeal blood flow being connected from the outlet of the patient's bloodstream to conducting the patient's bloodstream through ducts, pump and heat exchanger, and characterized in that the pump (14) used for the systematic treatment of the patient has a delivery capacity of at least 1 liter / minute, that the extracorporeal blood flow is devoid of oxygenation and that the heat exchanger (16) discharges heated blood temperature up to 45 ° C. a regulating temperature regulating means (18); and that 41.5 V C and up 42,5 °C közötti hőmérséklet elérése után a hőcserélőből (16) kilépő vér hőmérsékletét stabilizáló, és a felmelegitett vérnek a testben való szisztematikus eloszlása után ez a növelt testhőmérséklet csökkenő szabályozószervvel (18) rendelkezik.After reaching a temperature of 42.5 ° C, this increased body temperature stabilizes the temperature of the blood leaving the heat exchanger (16) and, after systematically distributing the heated blood in the body, has a regulating member (18). 2. Az 1. igénypont szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a höszabályozószerv (18) maxi-7An embodiment of the device according to claim 1, characterized in that the thermoregulator (18) is maxi-7 -7184 177 műm 45 °C hőmérsékletre beállítható fűtő-folyadéktartállyal (24) rendelkezik, amellyel a folyadék áramoltatása a fíítő-folyadéktartály (24) és a hőcserélő (16) között biztosítható.-7184 177 units have a heating fluid reservoir (24) adjustable to 45 ° C to provide fluid flow between the fluid fluid reservoir (24) and the heat exchanger (16). 3. Az 1. vagy 2. igénypontok szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a hőszabályozószerv (18) körülbelül 30 °C hőmérsékletre beállítható hűtőfplyadéktartállyal (22) rendelkezik, és hogy a folyadék áramoltatását a hűtő-folyadéktartály (22) és a hőcserélő (16) között biztosító szivattyúval (32) van ellátva.An embodiment of the device according to claim 1 or 2, characterized in that the temperature control means (18) has a coolant fluid reservoir (22) adjustable to a temperature of about 30 ° C and that the flow of fluid is effected by the coolant fluid reservoir (22) and the heat exchanger. (16) is provided with a safety pump (32). 4. A 2. vagy 3. igénypontok szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a hűtő- vagy fűtőfolyadéktartályok (22 és 24) szivattyúi (32 és 34) a folyadéktartályból (22, 24) való folyadékszállítás volumenét nulla és maximális érték között szabályozó szerkezettel vannak ellátva.An embodiment of the apparatus according to claim 2 or 3, characterized in that the pumps (32 and 34) of the coolant or heating fluid tanks (22 and 24) regulate the volume of fluid transport from the fluid reservoir (22, 24) to a maximum value. are equipped with a structure. 5. Az 1—4. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a hőszabályozószerv (18) a beteg testhőmérsékletét, illetve a hőcserélő (16) kilépőnyílásán a vér hőmérsékletét, illetve a hőcserélő' (16) belépőnyílásán bevezetett folyadék hőmérsékletét érzékelő hőmérsékletregisztráló-szerkezettel (62, 64, 66) rendelkezik.5. An apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the temperature control means (62, 64) comprises a temperature recording device (62, 64) for sensing the patient's body temperature and the blood temperature at the outlet of the heat exchanger (16) and the fluid inlet to the heat exchanger (16). , 66). 6. Az 1-5. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a beteg artériás kivezetése, illetve a vénás bevezetése közötti csatlakozószerelvény egy, a beteg végtagjában subkutan módon behelyezhető implantációs szerkezet (70); és hogy az implantációs szerkezet (70) egy artériás átvezetéssel (78) és egy vénás átvezetéssel (80) rendelkezik, amelyek söntvezeték (82) útján vannak egymással, illetve a beteg artériájával és vénájával élőszövetbarátcsövek (100, 102) útján összekötve.6. An embodiment of the device according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the connector assembly between the arterial outlet of the patient and the venous introduction is an implant device (70) which can be inserted subcutaneously in the limb of the patient; and that the implantation device (70) has an arterial passage (78) and an intravenous passage (80), which are interconnected by a shunt (82) and by the patient's artery and vein via tissue-friendly tubes (100, 102). 7. A 6. igénypont szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy az implantációs szerkezet (70) rugalmas anyagból alkotott testtel (76) rendelkezik, és hogy az artériás átvezetéshez (78), illetve a vénás átvezetéshez (80) mindenkor egy rugalmas horony (84, illetve 86) csatlakozik, amely a zárt helyzetből a nyitott helyzetbe nyomható szét, és amelybe egy kanül (106) vezethető be.An embodiment of the device according to claim 6, characterized in that the implantation device (70) has a body (76) made of resilient material and that there is always an elastic groove for the arterial passage (78) and the venous passage (80). (84 and 86), which can be disengaged from the closed position to the open position and into which a cannula (106) is inserted. 8. A 7. igénypont szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a hornyok (84, 86) környezetében a lezárónyomást elősegítő rugósrészek (92, 94, 96, 98) helyezkednek el, amelyek közül a hornyoktól (84, illetve 86) térközzel elhelyezkedő tehermentesítő rugórészek (92, 94) kanül-trokár-szerkezet (72, 74) útján a trokárnak (108) a horonyba (84, illetve 86) való beszúrásával szétfeszíthetőek.An embodiment of the apparatus according to claim 7, characterized in that spring means (92, 94, 96, 98) for sealing pressure are disposed around the grooves (84, 86), of which spaced from the grooves (84 and 86). The disposed spring portions (92, 94) can be expanded by inserting the trocar (108) into the groove (84 and 86) via a cannula-trocar structure (72, 74). 9. A 6—8. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a beteg testének szövete és az implantációs szerkezet közötti benövéses összeköttetés létrehozása az implantációs szerkezet (70) testén (76) textil szövetrészek (104) helyezkedik el, amely célszerűen poliészter-kettősvelúranyagból áll.9. An embodiment of the apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the tissue (104) of the implant structure (70) is provided with textile tissue portions (104), preferably consisting of a polyester double-seam material. 10. A 6-9. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a söntvezeték (82) U-alakúan van kiképezve.10. A 6-9. An embodiment of the apparatus according to any one of claims 1 to 3, characterized in that the shunt (82) is U-shaped. 11. A 7-10. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a hornyokba (84, 86) mindenkor egy kanül-trokár-szerkezet (72, 74) csúsztatható be, és hogy a trokár (108) eltávolításával a hornyokban (84, illetve 86) lévő kanül (106) az átvezeté2 sek (78, illetve 80) és a hozzájuk rendelt vezetékek (12) között vérátvezető járatokat alkot.11. An embodiment of the device according to any one of claims 1 to 4, characterized in that a cannula-trocar device (72, 74) is always slid into the grooves (84, 86) and that by removing the trocar (108) the grooves (84 and 86) the cannula (106) forms blood-through passages between the passageways (78 and 80) and the associated conduits (12). 12. A 11. igénypont szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a kanülök (106) keresztmetszete lapított, hegybe kifutó egymással szembenéző oldalperemekkel van kiképezve, és hogy az egymással szembenéző oldalperemek közötti távolság a kanülök (106) oldalfalai között haránti távolság kétszeresét teszi ki.An embodiment of the apparatus of claim 11, wherein the cannula (106) has a cross-section with flattened, facing side flanges, and that the distance between the opposing side flaps is twice the transverse distance between the side walls of the cannula (106). Who. 13. A 10-12. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a kanülök (106) subkutan végének környezetében lévő oldalfalban egy oldalirányú nyílás (128) van kialakítva, amely az implantációs szerkezetbe (70) teljes egészében becsúsztatott kanül (106) esetében a kanül (106) belső terét <114) a sön[vezetékkel (82) összeköti.13. A 10-12. An apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that a lateral opening (128) is formed in the sidewall around the subcutaneous end of the cannula (106), which for the cannula (106) is completely inserted into the implantation device (70). the inner space <114) is connected to the rail [82]. 14. A 11-13. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a kan ülőknek (106) az implantációs szerkezetbe (70) való betólhatósága egy ütköző útján korlátozhatóan van kialakítva.14. A 11-13. An embodiment of the device according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the displacement of the male carcasses (106) into the implantation device (70) is limited by a stop. 15. A 11-14. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a kan ülőknek (106) a testen kívül maradó vége helyezőpajzzsal (130) rendelkezik, amely a kanül (106) külső felületén van kiképezve.15. A 11-14. An embodiment of the device according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the outside of the body of the cannula (106) has a location shield (130) formed on the outer surface of the cannula (106). 16. A 11 — 15. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a kanülök (106) belső tere (114) egy trokárt (108) befogadó egyenes alakú csatornával (110) rendelkezik, amely zárható külső véggel és a testen kívül maradó részén a hozzá tartozó vezeték (12) csatlakozására szolgáló elágazócsatornával (112) rendelkezik.An embodiment of the device according to any one of claims 11 to 15, characterized in that the inner space (114) of the cannulas (106) has a rectangular channel (110) for receiving a trocar (108) which can be locked outside and outside the body. the remainder has a branch channel (112) for connecting the associated wire (12). 17. A 16. igénypont szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy az egyenes vonalú csatorna (110) külső vége a trokár (108) által szétfeszíthető- és a trokár (108) kivételével önműködően záródó rugalmas betéttest (122) útján van tömítve.An embodiment of the apparatus of claim 16, wherein the outer end of the rectilinear channel (110) is sealed by a plurality of resilient insert body (122) which can be extended by the trocar (108) and automatically closed except for the trocar (108). 18. A 7-17. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a test (76) röntgensugarakat át nem eresztő azonosítószerwel rendelkezik.18. Figures 7-17. An embodiment of the apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the body (76) has an X-ray impermeable identifier. 19. A 6-18. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a két cső (100, 102) élőszövet-barátanyag szövött poliészter.19. 6-18. An embodiment of the apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the two tubes (100, 102) are a tissue-friendly material of woven polyester. 20. Az 1-19. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy az implantációs szerkezet (70) rugalmas anyagú testtel (76) rendelkezik, és hogy az artériás átvezetéshez (78) és a vénás átvezetéshez (80) rugalmas hornyok (84, illetve 86) csatlakoznak, amelyek zárt helyzetből nyitott helyzetbe szétnyomhatók, és amelyekbe kanül (106) vezethető be.20. The device of any one of claims 1 to 3, characterized in that the implantation device (70) has a body (76) of elastic material and that elastic grooves (84 and 86) are connected to the arterial passage (78) and the venous passage (80), which can be extended from a closed position to an open position and into which a cannula (106) can be inserted. 21. A 20. igénypont szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy mindegyik horony (84, 86) környezetében a zárónyomást elősegítő fém rugórészek (92, 94,96, 98) vannak, és ezek a hornyoktól (84, illetve 86) térközzel elhelyezett tehermentesítő rugórészekkel (92, 94) rendelkeznek, amelyek egy kanül-trokár-szerkezet (72, 74) által -atrokár (108) a horonyba (84, illetve 86) való beszúrását megelőzően feszíthetően vannak kialakítva.21. An embodiment of the apparatus of claim 20, characterized in that each spring (84, 86) has metal spring portions (92, 94.96, 98) that assist in closing pressure and are spaced from the grooves (84 and 86). provided with releasable spring portions (92, 94) that are extensible prior to insertion of a cannula-trocar device (72, 74) into the groove (84 and 86). 22. A 20. vagy 21. Igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy az implantációs-szerkezet (70) és az élő testszövet közötti összenövés biztosítására az implantációs-szerkezet (70)22. An embodiment of the device according to any one of claims 20 or 21, wherein the implant structure (70) is provided to provide fusion between the implant structure (70) and the living body tissue. -8184 177 testén· (76) textilszövetréteg van elhelyezve, amely célszerűen poÚészter-kettősvelúranyagból áll.-8184 177 body (76) is provided with a layer of textile fabric, preferably consisting of a polyester double-veil material. 23. A 20-22. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a sőntvezeték (82) lényegében U alakú.23. A 20-22. An embodiment of the apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the wire (82) is substantially U-shaped. 24. A 20-23. igénypontok bármelyike szerinti berendezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a test (76) röntgensugarakat át nem eresztő azonosítószervvel rendelkezik.24. A 20-23. An embodiment of the apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the body (76) has an X-ray impermeable identification device. 25. A 20-24. igénypontok bármelyike szerinti bereng dezés kiviteli alakja, azzal jellemezve, hogy a két cső (100 és 102) élőszövetbardt anyaga szőtt poliészter.25. A 20-24. The device according to any one of claims 1 to 3, characterized in that the two tubes (100 and 102) are made of a woven polyester woven fabric. , (11 ábra) ,, (Figure 11),
HUPA001319 1977-05-31 1978-05-31 Apparatus for thermal treating patients, preferably for delaying the growing of cancerous cells HU184177B (en)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US05/802,033 US4181132A (en) 1977-05-31 1977-05-31 Method and apparatus for effecting hyperthermic treatment

Publications (1)

Publication Number Publication Date
HU184177B true HU184177B (en) 1984-07-30

Family

ID=25182672

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
HUPA001319 HU184177B (en) 1977-05-31 1978-05-31 Apparatus for thermal treating patients, preferably for delaying the growing of cancerous cells

Country Status (21)

Country Link
AR (1) AR220533A1 (en)
BR (1) BR7803458A (en)
DD (1) DD143858A5 (en)
DK (1) DK238578A (en)
ES (4) ES470312A1 (en)
FI (1) FI781677A (en)
GR (1) GR64875B (en)
HU (1) HU184177B (en)
IE (1) IE47074B1 (en)
IL (1) IL54775A (en)
IN (1) IN148115B (en)
IT (1) IT7849596A0 (en)
MX (1) MX153200A (en)
NO (1) NO144469C (en)
NZ (1) NZ187379A (en)
PH (1) PH14746A (en)
PL (1) PL116604B1 (en)
PT (1) PT68120A (en)
TR (1) TR20943A (en)
YU (1) YU129078A (en)
ZA (1) ZA782639B (en)

Also Published As

Publication number Publication date
ES473930A1 (en) 1979-12-16
PL116604B1 (en) 1981-06-30
NO144469B (en) 1981-06-01
IL54775A0 (en) 1978-07-31
IN148115B (en) 1980-10-25
NO144469C (en) 1981-09-09
NZ187379A (en) 1981-10-19
ES473929A1 (en) 1979-12-16
AR220533A1 (en) 1980-11-14
BR7803458A (en) 1979-01-02
IL54775A (en) 1980-12-31
PT68120A (en) 1978-06-01
YU129078A (en) 1983-01-21
PL207198A1 (en) 1979-05-07
DD143858A5 (en) 1980-09-17
DK238578A (en) 1978-12-01
IE781089L (en) 1978-11-30
ES470312A1 (en) 1979-09-16
IT7849596A0 (en) 1978-05-30
TR20943A (en) 1983-01-24
FI781677A (en) 1978-12-01
GR64875B (en) 1980-06-06
IE47074B1 (en) 1983-12-14
ZA782639B (en) 1979-06-27
MX153200A (en) 1986-08-22
PH14746A (en) 1981-11-20
ES479219A1 (en) 1979-12-01
NO781859L (en) 1978-12-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US4181132A (en) Method and apparatus for effecting hyperthermic treatment
US4479798A (en) Subcutaneous implant useful in effecting hyperthermic treatment
US5057075A (en) Method for implanting a catheter
US6494903B2 (en) Over the wire heat exchange catheter with distal valve
US6645234B2 (en) Cardiovascular guiding catheter with heat exchange properties and methods of use
US6572640B1 (en) Method and apparatus for cardiopulmonary bypass patient temperature control
US3425419A (en) Method of lowering and raising the temperature of the human body
US4173981A (en) Cannula for arterial and venous bypass cannulation
US4476867A (en) Apparatus for effecting hyperthermic treatment
US20050209662A1 (en) Cerebral Temperature Control
US20030120210A1 (en) Method of managing patient temperature with a heat exchange catheter
AU2003248190A1 (en) Circulatory support system and method of use for isolated segmental perfusion
KR20030040534A (en) Peritoneal dialysis catheters
US20020161349A1 (en) Cerebral temperature control
JP7118958B2 (en) Multi-lumen indwelling catheter
JPS62292170A (en) Catheter for injecting fluid in patient and method
CN107847714A (en) Lancing system
JP2022008302A (en) Device and method for vascular hyperperfusion of extravascular space
HU184177B (en) Apparatus for thermal treating patients, preferably for delaying the growing of cancerous cells
KR102098852B1 (en) Device for controlling the temperature of the body
Hyde et al. Peritoneal atrial shunt for intractable ascites
CN110638557B (en) Four-branch artificial blood vessel assembly
CN211156469U (en) Blocking device for aortic surgery
CN211023312U (en) Artificial blood vessel assembly for aortic surgery
CN213606622U (en) Blood vessel intubation tube