NO144469B

NO144469B - DEVICE FOR HEAT TREATMENT OF A PATIENT.

Info

Publication number: NO144469B
Application number: NO781859A
Authority: NO
Inventors: Leon C Parks
Original assignee: Res Against Cancer Inc
Priority date: 1977-05-31
Filing date: 1978-05-29
Publication date: 1981-06-01
Also published as: ES479219A1; BR7803458A; NO781859L; PL207198A1; TR20943A; IE781089L; IE47074B1; IL54775A; FI781677A; MX153200A; ES473930A1; HU184177B; YU129078A; IN148115B; ES470312A1; ZA782639B; PL116604B1; NZ187379A; PH14746A; ES473929A1

Description

Oppfinnelsen angår et apparat for varmebehandling av en pasient, særlig for å øke legemstemperaturen for å forsinke vekst av kreftceller, med en blodstrømbane utenfor legemet som omfatter et utløp fra legemet, tilslutningsledninger, en pumpe, en varmeveksler og et innløp til legemet. The invention relates to an apparatus for heat treatment of a patient, in particular to increase the body temperature to delay the growth of cancer cells, with a blood flow path outside the body comprising an outlet from the body, connection lines, a pump, a heat exchanger and an inlet to the body.

Det foreligger økende bevis for at anvendelsen av varme innenfor området 41,5°C til 4 3°C kan effektivt anvendes for å forsinke veksten av kreftceller. There is increasing evidence that the application of heat within the range of 41.5°C to 43°C can be effectively used to delay the growth of cancer cells.

Interessen på dette området har øket i den grad at et internasjonalt symposium for kreftterapi med økning av legemstemperaturen og stråling ble holdt i Washinton D.C. i april 1975 under ledelse av "The National Cancer Institute of U.S. Public Health Service and The American College of Radiology" i samarbeide med The University of Maryland Interest in this area has increased to the extent that an international symposium on cancer therapy with increased body temperature and radiation was held in Washington D.C. in April 1975 under the direction of "The National Cancer Institute of U.S. Public Health Service and The American College of Radiology" in collaboration with The University of Maryland

School of Medicine. School of Medicine.

Foredrag fra dette symposium foreligger i et bind Lectures from this symposium are available in a volume

på 304 sider og inneholder varierte synspunkter på økning av legemstemperaturen og kreft. Det inneholder videre en omfattende referanseliste for tilgjengelig litteratur. Av hensyn til bakgrunnen for foreliggende oppfinnelse skal hen-vises til artikler i dette bind. on 304 pages and contains varied views on increased body temperature and cancer. It also contains an extensive reference list of available literature. For the background of the present invention, reference should be made to articles in this volume.

Andre publikasjoner av interesse etter 19 75 er Other publications of interest after 19 75 are

følgende: following:

Hofer, K.G., Choppin, D.A. and Hofer, M.G.: Effect of Hyperthermia on the Radiosensitivity of Normal and Malignant Cells in Mice, Cancer, 38:279, 1976. Hofer, K.G., Choppin, D.A. and Hofer, M.G.: Effect of Hyperthermia on the Radiosensitivity of Normal and Malignant Cells in Mice, Cancer, 38:279, 1976.

Larkin, J.M., Edwards, W.S. and Smith, D.E.: Larkin, J.M., Edwards, W.S. and Smith, D.E.:

Total Body Hyperthermia and Preliminary Results in Human Neoplasmus. Surg. Forum, 27:121, 1976. Total Body Hyperthermia and Preliminary Results in Human Neoplasms. Sorrow. Forum, 27:121, 1976.

Wheldon, T.E.: Exploiting Heat Sensitivity of Wheldon, T.E.: Exploiting Heat Sensitivity of

Leukemic Cells. Lancet, 1:1363, 1976. Leukemic Cells. Lancet, 1:1363, 1976.

Hyperthermia in the Treatment of the Cancer Patient. Hyperthermia in the Treatment of the Cancer Patient.

Cancer, 37:2075-2983, 1976. Cancer, 37:2075-2983, 1976.

Mange av de ovenfor nevnte publikasjoner gjelder virkningen av øket legemstemperatur innenfor området 41,5°C til 43°C som gir bestemte antikreftvirkninger når det anvendes enten som et primært behandlingsmiddel eller et tilleggsbe-handlingsmiddel mot et vidt spektrum av ondartede sykdommer. Av litteraturen fremgår det at økning av legemstemperaturen har vist seg å innføre cytotoksisitet i sarkomer og melanomer i vevkultur (Stehlin et al.) og sterkt understøtteranti tumor virkninger ved stråling in vivo av L-1210 og Erlich ascite-celler (Hofer et al.). Økning av legemstemperaturen i tillegg til stedvis perfusjon kjemoterapi av melanomer har resul-tert i øket tumorkontroll og overlevende pasienter uten økning av uheldige virkninger (Stehlin et al.). Anvendt som et systematisk hjelpemiddel har økning av legemstemperaturen medført objektiv tilbakegang hos 13 av 18 pasienter (70%) Many of the above-mentioned publications concern the effect of increased body temperature within the range of 41.5°C to 43°C which produces specific anticancer effects when used either as a primary treatment agent or an additional treatment agent against a wide spectrum of malignant diseases. From the literature, it appears that increasing the body temperature has been shown to introduce cytotoxicity in sarcomas and melanomas in tissue culture (Stehlin et al.) and strongly supports anti-tumor effects by radiation in vivo of L-1210 and Erlich ascite cells (Hofer et al.) . Increasing the body temperature in addition to local perfusion chemotherapy of melanomas has resulted in increased tumor control and surviving patients without an increase in adverse effects (Stehlin et al.). Used as a systematic aid, increasing the body temperature has led to objective decline in 13 out of 18 patients (70%)

med spredningssykdom som er motstandsdyktig mot annen terapi, og seks av disse hadde overlevet 11 til 22 måneder etter behandlingen (Larkin et al.). with disseminated disease resistant to other therapy, and six of these had survived 11 to 22 months after treatment (Larkin et al.).

Eksperimenter som er foretatt på grunnlag av foreliggende oppfinnelse viser at effektiviteten av øket legemstemperatur mot systemsykdommer kan endog være større enn antydet av Larkin et al. Selv om nivået for øket legemstemperatur på, ca. 42°C som anvendt av Larkin et al. var tilstrekkelig, var anvendelsesperioden bare 5 timer. Videre var ved behandlingen et stabilt temperaturnivå på 42°C ikke opprettholdt systematisk i 5 timer. Larkin et al. anvendte isolasjonslaken og væskeoppvarmede ulltepper som omga" pasientene for varmetilførsel. Som følge av hudens dårlige varmeledningsevne og videre motvirkningen av varmeledningen som følge av sterk svetting, kan øket legemstemperatur ikke oppnås hurtig. Disse dårlige varmeledningsforhold må antas å opprettholde den eksisterende store temperaturforskjell gjennom behandlingen. F.eks. ble det anvendt en styrt ullteppe-temperatur på 48,89°C som er et dødelig nivå. Experiments carried out on the basis of the present invention show that the effectiveness of increased body temperature against systemic diseases may even be greater than suggested by Larkin et al. Although the level of increased body temperature of approx. 42°C as used by Larkin et al. was sufficient, the application period was only 5 hours. Furthermore, during the treatment, a stable temperature level of 42°C was not maintained systematically for 5 hours. Larkin et al. used insulation sheets and liquid-heated woolen blankets that surrounded the patients for heat supply. As a result of the skin's poor thermal conductivity and the further counteraction of heat conduction due to strong sweating, increased body temperature cannot be achieved quickly. These poor heat conduction conditions must be assumed to maintain the existing large temperature difference throughout the treatment. For example, a controlled wool blanket temperature of 48.89°C was used, which is a lethal level.

På bakgrunn av de problemer som fremgår av det ovenstående er det klart at fra behandlingen og utstyret som hittil er foreslått og anvendt at ønskelige kriteria for fremgangsmåten og apparater for økning av legemstemperaturen kan oppstilles slik: On the basis of the problems that appear from the above, it is clear that from the treatment and the equipment that has been proposed and used so far, that desirable criteria for the method and devices for increasing the body temperature can be set out as follows:

1. Innført temperatur på 41,5°C til 43°C. 1. Entered temperature of 41.5°C to 43°C.

2. Oppnåelse av den valgte temperatur innen en time. 2. Attainment of the selected temperature within one hour.

3. Varmebehandlingen opprettholdt i 2 4 til 4 8 timer. 3. The heat treatment maintained for 2 4 to 4 8 hours.

.4. Fin temperaturstyring og fortrinnsvis automatisk temperaturregulering. .4. Fine temperature control and preferably automatic temperature regulation.

5. Lett oppnådd hurtig kjøle- og varmevirkning. 5. Easily achieved rapid cooling and heating effect.

6. Vanlig anestesi unødvendig eller ønskelig bare i en kort periode. 6. General anesthesia unnecessary or desirable only for a short period.

7. Pasienter som underkastes varmebehandlingen, 7. Patients who undergo the heat treatment,

holdes i vanlig pleie. kept in normal care.

8. Varmebehandling mulig under annen behandling som f.eks. strålingsterapi eller i isolasjon. 9. Gjentatte behandlinger mulig i perioder over flere dager. 8. Heat treatment possible during other treatment such as e.g. radiation therapy or in isolation. 9. Repeated treatments possible in periods over several days.

10. Behandlingen kan utføres med rimelig sikkerhet 10. The treatment can be carried out with reasonable security

mot pasienter med nøytropenia eller trombosytopenia. against patients with neutropenia or thrombocytopenia.

Hensikten med oppfinnelsen er å tilvekebringe apparat av den innledningsvis nevnte art for å oppnå økning av legemstemperaturen i samsvar med de ovenfor anførte ønskelige kriteria. The purpose of the invention is to provide a device of the type mentioned at the outset to achieve an increase in body temperature in accordance with the desirable criteria stated above.

Dette oppnås ifølge oppfinnelsen ved at pumpen har en kapasitet på minst en liter/min., at varmeveksleren er for- According to the invention, this is achieved by the pump having a capacity of at least one litre/min., the heat exchanger being

synt med temperaturregulator som ved startperioden for behandlingen er innstillbar til en utløpstemperatur fra varmeveks-lere på ca. 45°C og etterat pasientens legeme har nådd en temperatur på mellom 41,5°C og 42,5°C, kan senke temperaturen i pasientens legeme og stabilisere denne på en for legemet normalt øket temperatur ved systematisk fordeling av det opp varmede blod, at temperaturregulatoren omfatter et reservoar for oppvarmingsvæske som kan justeres til en temperatur på ca. 45°C, at det er anordnet en pumpeinnretning for å sirkulere væsken mellom reservoaret og varmeveksleren, at temperaturregulatoren videre omfatter et kjølevæskereservoar som kan justeres til en temperatur på ca. 30°C, at det er anordnet en andre pumpeinnretning for å sirkulere væsken mellom kjølevæske-reservoaret og varmeveksleren, at pumpeinnretningene omfatter Synthesized with a temperature regulator which, at the start of treatment, can be set to an outlet temperature from heat exchangers of approx. 45°C and after the patient's body has reached a temperature of between 41.5°C and 42.5°C, can lower the temperature in the patient's body and stabilize it at a temperature normally increased for the body by systematic distribution of the heated blood, that the temperature regulator includes a reservoir for heating liquid that can be adjusted to a temperature of approx. 45°C, that a pump device is arranged to circulate the liquid between the reservoir and the heat exchanger, that the temperature regulator further comprises a coolant reservoir that can be adjusted to a temperature of approx. 30°C, that a second pump device is arranged to circulate the liquid between the coolant reservoir and the heat exchanger, that the pump devices include

en væskemengderegulator for å regulere væskemengdene fra reservoarene fra null til maksimal væskemengde, og at ut-løpet fra og innløpet til legemets arterier resp. vener omfatter en fullstendig hypodermisk implanterbar enhet med en arteriekanal og en venekanal som er forbundet med hverandre med en shuntkanal, og som er forbundet med arterier resp. vener via vaskulære protestrør, og med varmeveksleren via kanyler som eventuelt kan innsettes ved hjelp av dorer. a liquid quantity regulator to regulate the quantities of liquid from the reservoirs from zero to the maximum quantity of liquid, and that the outlet from and inlet to the body's arteries resp. veins comprise a complete hypodermic implantable unit with an arterial channel and a venous channel which are connected to each other by a shunt channel, and which are connected to arteries or veins via vascular protest tubes, and with the heat exchanger via cannulas that can possibly be inserted using mandrels.

Det er iakttatt at en utvendig oppvarming av blodet for antikreftformål har vært foretatt i begrensende tilfeller og er beskrevet av Cavaliere et al. og Stehlin og skiller seg fra økningen av legemstemperaturen ifølge foreliggende oppfinnelse. Ved de nevnte kjente tilfeller blir hovedblodåren og -venen midlertidig blokkert ved åreklemmer eller åre-presser og et utvendig lukket system opprettes bare i lårområdet. I denne ytre-krets tilføres varme som tillegg til annen behandling som f.eks. kjemoterapi som anvendes i det lokale sirkulasjonssystem. Dette system nødvendiggjør anvendelsen av oksygenutstyr av den art som anvendes ved åpen hjertekirurgi. Som det fremgår av de kjente tidsbegrensning-er ved åpen hjertekirurgi ved hjelp av anvendelse av oksygen-utstyret, er tidsrammen innen hvilken slik kombinert oksygen-og varmebehandling kan fortsettes selv på lokal basis uten å medføre i det minste en prosentual permanent ødeleggelse av de blokkerte lårarealer hos pasienten, temmelig begrenset. It has been observed that an external heating of the blood for anticancer purposes has been carried out in limited cases and is described by Cavaliere et al. and Stehlin and differs from the increase in body temperature according to the present invention. In the aforementioned known cases, the main blood vessel and vein are temporarily blocked by vein clamps or vein presses and an externally closed system is created only in the thigh area. In this outer circuit, heat is supplied in addition to other treatment such as e.g. chemotherapy used in the local circulatory system. This system necessitates the use of oxygen equipment of the kind used in open heart surgery. As can be seen from the known time limits in open heart surgery using the oxygen equipment, the time frame within which such combined oxygen and heat treatment can be continued even on a local basis without causing at least a percentage permanent destruction of the blocked thigh areas in the patient, rather limited.

Pettigrew synes ved å referere til disse tilfeller som bakgrunn for sin foretrukne kombinasjon av bad i varm voks og innånding av oppvarmet gass for å øke legemstemperaturen, og betrakte lokal varmespredning som anvendbar for både lokalt å øke legemstemperaturen såvel som å øke temperaturen av hele legemet kanskje som en analogi til åpen shunting av hjertet utenfor legemet. (Induction of Controlled Hyperthermia in Treatment of Cancer, Henderson, M.A. and Pettigrew, R.T. lancet, 1:1275, 1971 and Cancer Therapy by Whole Body Heating, Pettigrew, R.T. Proceedings, p. 282). Pettigrews■artikkel i Lancet karakteriserer den lokale varmespredning av Cavaliere et al. ("Selective Heat Sensitivity of Cancer Cells", Cancer, 1967, 20^1351) som om det ble oppnådd meget tilfredsstillende temperaturer i ondartede tilfeller ved å anvende arterieshunt og varmeveksler, men da dette krever kirurgi kan det ikke gjentas i det uendelige og kan bare anvendes i perifere tilfeller. Pettigrew seems by referring to these cases as background for his preferred combination of bathing in hot wax and inhalation of heated gas to increase the body temperature, and considering local heat diffusion as applicable to both locally increasing the body temperature as well as increasing the temperature of the whole body perhaps as an analogy to open shunting of the heart outside the body. (Induction of Controlled Hyperthermia in Treatment of Cancer, Henderson, M.A. and Pettigrew, R.T. lancet, 1:1275, 1971 and Cancer Therapy by Whole Body Heating, Pettigrew, R.T. Proceedings, p. 282). Pettigrew's ■article in the Lancet characterizes the local heat spread by Cavaliere et al. ("Selective Heat Sensitivity of Cancer Cells", Cancer, 1967, 20^1351) that very satisfactory temperatures were obtained in malignant cases by the use of arterial shunts and heat exchangers, but as this requires surgery it cannot be repeated indefinitely and can only used in peripheral cases.

Det er imidlertid av viktighet å merke seg at However, it is important to note that

både Cavaliere et al. og' Stehling et al. anvender en shunt og utvendig varmeveksler begrenset til lokal anvendelse og begge har anvendt andre fremgangsmåter for å øke legemstemperaturen i hele legemet. both Cavaliere et al. and' Stehling et al. use a shunt and external heat exchanger limited to local application and both have used other methods to increase body temperature throughout the body.

På side 135 i kreftartikkelen til Cavaliere et al. er anført: "Denne fremgangsmåte for behandling med høy temperatur, har tydelig begrensninger og er for tiden anvendt på pasienter med primær eller gjenopptredende svulster i lemmer hvor ellers alternativ terapi bare ville være amputasjon som ofte ikke hindrer spredning. Det er klart at fremtidig fremgang på dette området vil være behandling av hele legemet med høy temperatur. Vi er nå på vei med å ut-vikle teknikk i denne retning som er vesentlig forskjellig fra den behandling som anvendes nå." On page 135 of the cancer article by Cavaliere et al. is stated: "This method of treatment with high temperature has clear limitations and is currently applied to patients with primary or recurrent tumors in limbs where otherwise alternative therapy would only be amputation which often does not prevent spread. It is clear that future progress on this area will be treatment of the whole body with high temperature. We are now on our way to developing technology in this direction which is significantly different from the treatment currently used."

Det siste avsnitt i Stehlins artikkel i Proceedings side 271, anfører følgende: "Som resultat av våre erfaringer med lokal spredning av varme, er vi for tiden og har i de siste fem år undersøkt muligheten av å øke legemstemperaturen i systemet ved inn-føring av bakterial toksine som vil ha antikreft-virkning for forskjellige kjemoterapiske hjelpemidler på melanomer og sarkomer." The last paragraph of Stehlin's article in the Proceedings page 271 states the following: "As a result of our experiences with local diffusion of heat, we are currently, and have been for the past five years, investigating the possibility of increasing the body temperature in the system by introducing bacterial toxins that will have an anticancer effect for various chemotherapy aids on melanomas and sarcomas."

En foretrukket minste strømningshastighet i samsvar med oppfinnelsen er ca. 1 liter pr. minutt. En slik strømningshastighet kan oppnås ved A preferred minimum flow rate in accordance with the invention is approx. 1 liter per minute. Such a flow rate can be achieved by

oppfinnelsen uten å påvirke området i låret hvorfra blodet taes ut. Ved oppfinnelsen er det ingen isolering av låret ved klemmer eller presser som blokkerer hovedblodåren-og venen i låret, men en opprettelse av en ytre blodstrøm-bane mellom arterien og venen gjennom en sidevegg i disse slik at systemets sirkulasjon i lårområdet kan fortsette. the invention without affecting the area of the thigh from which the blood is taken. With the invention, there is no isolation of the thigh by clamps or presses that block the main blood vessel and vein in the thigh, but a creation of an external blood flow path between the artery and the vein through a side wall in these so that the system's circulation in the thigh area can continue.

Det skjer en pumping for å bevirke strømning av det uttatte blod gjennom ternperaturreguleringssonen i den ytre blodstrøm-bane for å oppnå en ønsket overvåket strømningshastighet for sirkulasjon av blod gjennom lårområdet som er tilstrekkelig til å hindre uheldige virkninger over lengre tidsperioder og som opptrer ved de ovenfor nevnte tilfeller av lokal varmespredning. Pumping occurs to effect flow of the withdrawn blood through the temperature control zone in the outer blood flow path to achieve a desired monitored flow rate for circulation of blood through the thigh area which is sufficient to prevent adverse effects over longer periods of time which occur at the above mentioned cases of local heat dissipation.

i folge oppfinnelsen foreslås også en forbedret implanterbar innretning for å lette forbindelsen mellom .det ytre kretsløp og pasientens blodomløp. En innretning for å tilveiebringe en ytre blodstrømningsbane for nyredialyse som skiller seg fra økning av legemstemperaturen for hele legemet, er vel kjent. Disse innretninger som er kalt shunter, leveres av forskjellige produsenter.. Disse shunter implanteres i pasienten og omfatter rdr som rager ut av according to the invention, an improved implantable device is also proposed to facilitate the connection between the external circuit and the patient's blood circulation. A device for providing an external blood flow path for kidney dialysis that differs from raising the body temperature for the whole body is well known. These devices, which are called shunts, are supplied by various manufacturers. These shunts are implanted in the patient and include rdr that protrudes from

legemet. Slike rør har bevirket betydelige vanskeligheter. the body. Such pipes have caused considerable difficulties.

En god redegjørelse for vanskeligheter i forbindelse med slike shunter finnes i U.S.-patentskrift nr. 3-998.222. Ved innledningen til beskrivelsen i dette patent beskrives en shunt i form av en U-formet sløyfe hvis ene ende er forbundet med en vene og den andre ende er forbundet med en arterie. Selve sløyfen er implantert under huden, men utløpskuiialer strekker seg fra sidene i sløyfen og trenger- igjennom åpne huller i huden til klemmer utenfor legemet. Fjernbare plugger passer i utløpsrørene og blokkerer strømmen gjennom rørene under normale forhold. Når pasienten behandles med dialyse, fjernes pluggene og klemmene forbindes med klemmer i dialyse-maskinen (se 3.826.257). A good account of difficulties in connection with such shunts is found in U.S. Patent No. 3-998,222. At the introduction to the description in this patent, a shunt is described in the form of a U-shaped loop, one end of which is connected to a vein and the other end is connected to an artery. The loop itself is implanted under the skin, but outlet cables extend from the sides of the loop and penetrate through open holes in the skin to clamps outside the body. Removable plugs fit into the outlet pipes and block flow through the pipes under normal conditions. When the patient is treated with dialysis, the plugs are removed and the clamps are connected to clamps in the dialysis machine (see 3.826.257).

Et av problemene som behandles i den nevnte inn-ledning ved denne form for shunt er risikoen for infeksjon på det sted hvor utløpene rager ut gjennom åpninger i huden. Da det er vesentlig henvisning til problemene i forbindelse med blodkoagulering i shunter av denne art, er det i det nevnte patent foreslått en shuntanordning som i det minste har en hindrende virkning når det gjelder infeksjonsproblemet ved at shunten skal implanteres fullstendig i legemet eller under huden. Por å oppnå kommunikasjon med den fullstendig implanterte shunt med en ytre strømningsbane, er den implanterte innretning forsynt med mekanisk bevegelige ventilorganer. Disse ventilorganer er normalt holdt i en stilling som holder det ute av forbindelse med blodstrømmen gjennom shunten. Ventilorganene er forsynt med samvirkende flater såsom fir-kantede åpninger eller gjenger for å opprette en begynnende væsketett ...forbindelse med en hul nål. Den hule nål er i-dette tilfellet ført. inn gjennom huden inn i væskekontakt med ventilorganét og etter at en slik kopling er opprettet, er den hule nål i stand til å bevege ventilorganét til strømnings^ forbindelse med blodstrømmen. One of the problems dealt with in the aforementioned introduction with this type of shunt is the risk of infection at the point where the outlets protrude through openings in the skin. As there is significant reference to the problems in connection with blood coagulation in shunts of this kind, a shunt device is proposed in the aforementioned patent which at least has a preventive effect when it comes to the problem of infection in that the shunt must be implanted completely in the body or under the skin. In order to achieve communication with the fully implanted shunt with an external flow path, the implanted device is provided with mechanically movable valve means. These valve members are normally held in a position which keeps them out of communication with the blood flow through the shunt. The valve members are provided with cooperating surfaces such as square openings or threads to create an initial liquid-tight ... connection with a hollow needle. The hollow needle is in this case guided. through the skin into fluid contact with the valve organ and after such a connection is established, the hollow needle is able to move the valve organ into flow communication with the blood stream.

Plens det nevnte patent anvender et Fogarty kateter' for rensing og oppløsning av koagulering, men forholdsregler for å hindre koagulering av blodet i de sentrale strømnings-kanaler i ventilorganene når de befinner seg i normal lukket stilling, er det ikke sørget for. Mens det videre er sørget for sirkulering av blodet mellom periferien av ventilorganene og huset som opptar dem når ventilorganene er i åpen stilling, er det ikke sørget for dette når ventilorganét befinner seg i lukket stilling, men de perifere passasjer for kontinuerlig strømning når ventilorganene er åpne, er disse . lukket når ventilorganét er lukket slik at det langs de indre passasjer i ventilorganene er rom hvor blod kan bli stående og koagulere. Plens the aforementioned patent uses a Fogarty catheter for cleansing and dissolution of coagulation, but precautions to prevent coagulation of the blood in the central flow channels in the valve organs when they are in the normally closed position are not provided for. Furthermore, while provision is made for circulation of the blood between the periphery of the valve members and the housing that accommodates them when the valve members are in the open position, this is not provided for when the valve members are in the closed position, but the peripheral passages for continuous flow when the valve members are open , these are . closed when the valve organ is closed so that there are spaces along the internal passages in the valve organs where blood can remain and coagulate.

Det er godtgjort at det er ønskelig å overvinne vanskelighetene ved disse markedsførte shunter som ifølge det ovenfor nevnte patentskrift gjelder koaguleringsproblemer som er like store hvis ikke større enn ved de tidligere kjente innretninger. Det er vanligvis antatt at for kreftpasienter som er sterkt koagulerende, må koaguleringsproblemene antas å være større ved de tidligere kjente innretninger når de anvendes for å øke legemstemperaturen for en kreftpasient. Effektiv økning av legemstemperaturen i samsvar med fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen krever strømningshastigheter som er betydelig større enn det som normalt anvendes for nyredialyse. It has been proven that it is desirable to overcome the difficulties of these marketed shunts which, according to the above-mentioned patent document, relate to coagulation problems which are as great if not greater than with the previously known devices. It is generally believed that for cancer patients who are highly coagulable, the coagulation problems must be assumed to be greater with the previously known devices when they are used to increase the body temperature of a cancer patient. Effectively increasing the body temperature in accordance with the method according to the invention requires flow rates that are significantly greater than what is normally used for kidney dialysis.

En ytterligere hensikt med foreliggende oppfinnelse er å tilveiebringe en shunt som er fullstendig hypodermisk implanterbar og som særlig er egnet for å øke legemstemperaturen for en kreftpasient, og som overvinner eller i det minste hovedsakelig overvinner koaguleringsproblemene ved de hittil kjente innretninger. A further purpose of the present invention is to provide a shunt which is completely hypodermically implantable and which is particularly suitable for increasing the body temperature of a cancer patient, and which overcomes or at least mainly overcomes the coagulation problems of the devices known to date.

Dette oppnås ifølge oppfinnelsen ved at temperaturreguleringssonen omfatter en varmeveksler, en første væskemengde som holdes på en temperatur av ca. H^ °C og en innretning som sirkulerer denne væskemengde gjennom-varmeveksleren. Fortrinnsvis omfatter temperaturreguleringssonen en andre væskemengde med senket temperatur og en andre innretning for sirkulering av den andre væskemengde gjennom varmeveksleren. De to innretninger for sirkulering av væskene kan ha et innbyrdes forhold mellom grenser hvor strømmen av hver av væskene er null. Temperaturreguleringssonen kan videre omfatte følere for avføling av pasientens legemstemperatur, for avføling av temperaturen av blodet som forlater varmeveksleren, og for avføling av temperaturen av This is achieved according to the invention by the temperature control zone comprising a heat exchanger, a first quantity of liquid which is kept at a temperature of approx. H^ °C and a device that circulates this amount of liquid through the heat exchanger. Preferably, the temperature regulation zone comprises a second quantity of liquid with a lowered temperature and a second device for circulating the second quantity of liquid through the heat exchanger. The two devices for circulating the liquids can have a mutual relationship between boundaries where the flow of each of the liquids is zero. The temperature regulation zone can further include sensors for sensing the patient's body temperature, for sensing the temperature of the blood leaving the heat exchanger, and for sensing the temperature of

væske som tilføres varmeveksleren. liquid supplied to the heat exchanger.

Apparatet, ifølge oppfinnelsen omfatter en fullstendig hypodermisk implanterbar enhet som danner utløp og innløp for den ytre blodstrømbane og som samvirker med en fjernbar perkutan kanyle med trokar for uttak av blod fra pasientens blodomløp og en fjernbar perkutan kanyle med trokar for gjen-innføring av blodet til pasientens blodomløp. Enheten kan omfatte et legeme av elastomer for fullstendig hypodermisk implantasjon i pasientens lår med en arteriekanal og en i avstand beliggende venekanal, og en shuntkanal fra den ene ende av arteriekanalen til en ende av venekanalen, et arterierør av blodkarprotesemateriale hvis ene ende kommuniserer med den andre ende av arteriekanalen og hvis andre ende er innrettet for forbindelse med veggen i lårets hovedarterie, et venerør av blodkarprotesemateriale hvis ene ende kommuniserer med den' andre ende av venekanalen og hvis andre ende er innrettet for forbindelse med veggen i lårets hovedvene, organer i elastomerlegemet for å motta de fjernbare perkutankanyler, hvilke organer strekker seg fra en posisjon utenfor elastomerlegemet innover til en posisjon i forbindelse med arteriekanalen resp. venekanalen og er bevegelig mellom'en lukket tilstand som utelukker væske som befinner seg i rommet mellom de to posisjoner, slik at blod som strømmer fra arterierøret gjennom arteriekanalen vil passere shuntkanalen og inn i venekanalen og ut av venerøret, resp. slik at blod som strømmer fra shuntkanalen vil passere venekanalen og ut av venerøret, og en åpen tilstand som utelukker væske som mottas i rommet i elastomerlegemet fra den ytre periferi av den del av kanylen som tar ut blod resp. leverer blod og som befinner seg mellom de to posisjoner som også strekker seg perkutant og har forbindelse med arteriekanalen resp. venekanalen, slik at blod som strømmer fra arterierøret gjennom arteriekanalen vil passere kanylen for uttak av blod og shuntkanalen resp. slik at venekanalen vil motta blod som strømmer både fra kanylen som returnerer blod og shuntkanalen. The device, according to the invention, comprises a completely hypodermically implantable unit which forms an outlet and inlet for the external blood flow path and which cooperates with a removable percutaneous cannula with trocar for withdrawing blood from the patient's bloodstream and a removable percutaneous cannula with trocar for reintroducing the blood to the patient's bloodstream. The device may comprise a body of elastomer for complete hypodermic implantation in the patient's thigh with an arterial channel and a spaced venous channel, and a shunt channel from one end of the arterial channel to one end of the venous channel, an arterial tube of vascular prosthetic material, one end of which communicates with the other end of the arterial channel and the other end of which is arranged for connection with the wall of the main artery of the thigh, a venous tube of blood vessel prosthesis material, one end of which communicates with the other end of the venous channel and the other end of which is arranged for connection with the wall of the main vein of the thigh, means in the elastomeric body for to receive the removable percutaneous cannulas, which organs extend from a position outside the elastomer body inwards to a position in connection with the arterial channel or the venous channel and is movable between a closed state that excludes fluid that is in the space between the two positions, so that blood flowing from the arterial tube through the arterial channel will pass the shunt channel and into the venous channel and out of the venous tube, resp. so that blood flowing from the shunt channel will pass through the venous channel and out of the venous tube, and an open condition that excludes fluid being received in the space in the elastomer body from the outer periphery of the part of the cannula that withdraws blood resp. supplies blood and which is located between the two positions which also extends percutaneously and has a connection with the arterial channel or the venous channel, so that blood flowing from the arterial tube through the arterial channel will pass the cannula for withdrawing blood and the shunt channel or so that the venous channel will receive blood flowing from both the blood-returning cannula and the shunt channel.

Oppfinnelsen skal nedenfor forklares nærmere under The invention will be explained in more detail below

henvisning til tegningene. reference to the drawings.

Fig. 1 viser skjematisk i perspektiv et apparat for utførelse av fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen. Fig. 2 viser i forstørret målestokk et snitt langs linjen 2-2 på fig. 1. Fig. 3 viser et grunnriss av den implanterbare enhet i et apparat ifølge oppfinnelsen. Fig. 4 viser et snitt langs linjen 4-4 på fig. 3. Fig. 1 schematically shows in perspective an apparatus for carrying out the method according to the invention. Fig. 2 shows on an enlarged scale a section along the line 2-2 in fig. 1. Fig. 3 shows a plan of the implantable unit in a device according to the invention. Fig. 4 shows a section along the line 4-4 in fig. 3.

Fig. 5 viser et enderiss av enheten på fig. 3- Fig. 5 shows an end view of the unit in fig. 3-

Fig. 6 viser i forstørret målestokk innføringen av kanylen som tar ut blod og samvirker med trokar. Fig. 7 viser i forstørret målestokk et snitt langs linjen 7-7 på fig. 1. Fig. 8 viser et grunnriss av kanylen for uttak av blod og det samvirkende trokar. Fig. 6 shows on an enlarged scale the introduction of the cannula which extracts blood and interacts with the trocar. Fig. 7 shows on an enlarged scale a section along the line 7-7 in fig. 1. Fig. 8 shows a plan view of the cannula for withdrawing blood and the cooperating trocar.

Fig. 9 viser et sideriss av kanylen på fig. 8. Fig. 9 shows a side view of the cannula in fig. 8.

Fig. 10 viser et enderiss av kanylen på fig. 8. Fig. 11 viser i perspektiv trokaret på fig. 8. Fig. 10 shows an end view of the cannula in fig. 8. Fig. 11 shows in perspective the trocar in fig. 8.

Apparatet 10 ifølge utførelseseksemplet omfatter en steril slange 12 for en utvendig blodstrømbane. En pumpe-mekanisme fortrinnsvis i form av peristaltisk rullepumpe 14 anvendes for å pumpe blodet i den ytre blodstrømbane med styrt hastighet fra inntaksrørets ende til utløpsrørets ende. I tillegg er det anordnet en temperaturreguleringssone fortrinnsvis i form av en varmeveksler 16 gjennom hvilken den ytre blodstrømbane strømmer for temperaturregulering fortrinnsvis både med oppvarming og avkjøling ved hjelp av en styreinnretning 18 for væskekretsen i varmeveksleren 16. Videre omfatter appparatet 10 en innretning 20 for å forbinde innløpsenden av slangen 12 for den ytre blodstrømbane med pasientens blodomløp og utløpsenden av slangen 12 med pasientens blodomløp, slik at det returnerte blod fordeles systematisk uten uheldig påvirkning av det området hvor blodet tas ut. The apparatus 10 according to the embodiment comprises a sterile tube 12 for an external blood flow path. A pump mechanism, preferably in the form of a peristaltic roller pump 14, is used to pump the blood in the outer blood flow path at a controlled speed from the end of the intake tube to the end of the outlet tube. In addition, a temperature regulation zone is arranged, preferably in the form of a heat exchanger 16, through which the outer blood flow path flows for temperature regulation, preferably with both heating and cooling by means of a control device 18 for the fluid circuit in the heat exchanger 16. Furthermore, the apparatus 10 comprises a device 20 for connecting the inlet end of the hose 12 for the outer blood flow path with the patient's bloodstream and the outlet end of the hose 12 with the patient's bloodstream, so that the returned blood is distributed systematically without adversely affecting the area where the blood is taken.

Slangen 12 kan være fremstillet av egnet plastmateriale som f.eks. vinylpolymer, polytetrafloretylen eller andre plastmaterialer som anvendes i medisinen. Slangen har f.eks. en diameter på 6,2 mm og en lengde på 90-150 cm. Pumpen 14 drives av en elektrisk motor med variabel hastighet. The hose 12 can be made of suitable plastic material such as e.g. vinyl polymer, polytetrafluoroethylene or other plastic materials used in medicine. The snake has e.g. a diameter of 6.2 mm and a length of 90-150 cm. The pump 14 is driven by an electric motor with variable speed.

En peristaltisk pumpe er å foretrekke fordi den kan anvende A peristaltic pump is preferable because it can apply

en utskiftbar steril slange 12 for blodkontakt og. inneholder ikke pumpedeler som må vedlikeholdes i steril tilstand. a replaceable sterile tube 12 for blood contact and. does not contain pump parts that must be maintained in a sterile condition.

Pumpen kan ha en kapasitet på 1-2 liter pr. minutt. The pump can have a capacity of 1-2 liters per minute.

Reguleringsinnretningen 18 på fig. 2 har et kjøle-væskereservoar 22 og et varmevæskereservoar 24 som inneholder væske. Det kan anvendes en hvilken som helst væske, men vann er fortrukket. Hvert reservoar har en røreinnretning 26 for å holde temperaturen noenlunde jevn. Reservoaret 22 er forsynt med et kjøleelement 28 og reservoaret 24 er forsynt med et varmeelement 30. Væskesirkuleringssystemet samvirker i et forhold mellom reservoarene 22 og 24 for væsken til varmeveksleren 16. Sirkulasjonssystemet har to pumper 32 og 34. Pumpen 32 står i forbindelse med reservoaret 22 med -et sugerør 36 som strekker seg fra reservoaret 22 til den ene side av pumpen 32 og et utløpsrør 38 som strekker seg fra pumpen. På samme måte strekker et sugerør 40 seg fra reservoaret 24 til den ene side av pumpen 34 som har et utløpsrør 42. Utløpsrørene 38 og 42 er forbundlet med hverandre i en T-forbindelse 44 som har et rør 46 som strekker seg fra forbindelsen 44 til varmeveksleren 16. Et rør 48 strekker seg fra utløpet fra varmeveksleren 16 til en Y-forbindelse 50 som kommuniserer med to grenrør 52 og 5^ som strekker seg til den motsatte siden av pumpen 32 resp. 34. Fra denne side av pumpen strekker det seg et rør 56 resp. 58 til reservoaret 22 resp. 24. Et utjevningsrør 59 forbinder de to reservoarer. The regulation device 18 in fig. 2 has a cooling liquid reservoir 22 and a heating liquid reservoir 24 which contains liquid. Any liquid can be used, but water is preferred. Each reservoir has a stirring device 26 to keep the temperature roughly constant. The reservoir 22 is provided with a cooling element 28 and the reservoir 24 is provided with a heating element 30. The liquid circulation system cooperates in a relationship between the reservoirs 22 and 24 for the liquid of the heat exchanger 16. The circulation system has two pumps 32 and 34. The pump 32 is connected to the reservoir 22 with a suction pipe 36 extending from the reservoir 22 to one side of the pump 32 and an outlet pipe 38 extending from the pump. Similarly, a suction pipe 40 extends from the reservoir 24 to one side of the pump 34 which has an outlet pipe 42. The outlet pipes 38 and 42 are connected to each other in a T-connection 44 which has a pipe 46 which extends from the connection 44 to the heat exchanger 16. A pipe 48 extends from the outlet of the heat exchanger 16 to a Y connection 50 which communicates with two branch pipes 52 and 5^ which extend to the opposite side of the pump 32 resp. 34. From this side of the pump extends a pipe 56 or 58 to the reservoir 22 resp. 24. An equalizing pipe 59 connects the two reservoirs.

Kjøleelementet 28 er av vanlig art og holder .væsken The cooling element 28 is of the usual type and holds the liquid

i reservoaret 22 på hovedsakelig konstant temperatur f.eks. 30°C. Varmeelementet 30 er av vanlig art og holder væsken i reservoaret 24 på hovedsakelig konstant temperatur, f.eks. 45°C. Pumpen 32 pumper væske fra reservoaret 22 gjennom røret 36 rundt i systemet og leveres tilbake gjennom røret 56. På samme måte pumper pumpen 34 væske fra reservoaret 22 gjennom systemet og tilbake i røret 58. En styreinnretning 60 tjener til å variere pumpehastigheten for pumpene 32 og 34,, dvs. elektrisk styring av elektriske motorer med variabel hastighet for en hovedsakelig konstant pumpehastighet på f.eks. 10 liter pr. minutt. Styreinnretningen 60 kan regulere for-holdet mellomde to pumpers pumpehastighet fra 0-10 resp. 10-0. in the reservoir 22 at a substantially constant temperature, e.g. 30°C. The heating element 30 is of the usual type and keeps the liquid in the reservoir 24 at a substantially constant temperature, e.g. 45°C. The pump 32 pumps liquid from the reservoir 22 through the pipe 36 around the system and is delivered back through the pipe 56. In the same way, the pump 34 pumps liquid from the reservoir 22 through the system and back into the pipe 58. A control device 60 serves to vary the pumping speed of the pumps 32 and 34, i.e. electric control of electric motors with variable speed for an essentially constant pump speed of e.g. 10 liters per minute. The control device 60 can regulate the ratio between the two pumps' pumping speed from 0-10 resp. 10-0.

Styringen av pumpene 32 og 34 skjer i samsvar med tre temperaturr"ølere 62, 64 og 66, en for å føle temperaturen av pasientens legeme, en for temperaturen av blodet som leveres fra varmeveksleren 16 til pasienten og en for temperaturen av væsken som trer inn i varmeveksleren. En trykkføler 68 er anbragt i innløpsrøret 46 for væsken til varmeveksleren.. The control of the pumps 32 and 34 takes place in accordance with three temperature controllers 62, 64 and 66, one for sensing the temperature of the patient's body, one for the temperature of the blood supplied from the heat exchanger 16 to the patient and one for the temperature of the fluid entering in the heat exchanger. A pressure sensor 68 is placed in the inlet pipe 46 for the liquid to the heat exchanger..

Styreinnretningen 60 kan betjenes manuelt for å be-stemme den samlede væskestrøm gjennom varmeveksleren av væsker med temperaturen 30°C og 45°C ved hjelp av føleren 66 mellom grensene 30°C og 45°C for å regulere temperaturen av blodet som avføles av føleren 64 for å regulere temperaturen av blodet som føres tilbake til pasienten i samsvar med pasientens temperatur som er avfølt med føleren 62. Styreinnretningen 60 er her vist manuelt, men det er klart at den kan gjøres automatisk eller programmerbar hvis ønskelig. The control device 60 can be operated manually to determine the total liquid flow through the heat exchanger of liquids with a temperature of 30°C and 45°C using the sensor 66 between the limits of 30°C and 45°C to regulate the temperature of the blood sensed by the sensor 64 to regulate the temperature of the blood returned to the patient in accordance with the patient's temperature as sensed by the sensor 62. The control device 60 is here shown manually, but it is clear that it can be made automatic or programmable if desired.

Fig. 3-11 viser tilslutningsenheten 20 som er fullstendig hypodermisk implanterbar og er betegnet 70 og tjener til å forbinde pasientens blodomløp med et par perkutankanyler med trokar 72 og 74 og tjener til å forbinde enheten 70 med slangen 12 for den ytre blodstrømbane. Som best fremgår av fig. 3-7 består enheten av et legeme 76 av elastomermaterialet som er støpt slik at det har en arteriekanal 78, en i avstand beliggende venekanal 80 og en shuntkanal 82 som forbinder den indre ende av kanalen 78 med den indre ende av kanalen 80 slik det best fremgår av fig. 3 Figs. 3-11 show the connection assembly 20 which is completely hypodermically implantable and is designated 70 and serves to connect the patient's bloodstream to a pair of percutaneous cannulas with trocars 72 and 74 and serves to connect the assembly 70 to the tubing 12 for the external blood flow path. As can best be seen from fig. 3-7, the assembly consists of a body 76 of the elastomer material molded to have an arterial channel 78, a spaced venous channel 80 and a shunt channel 82 connecting the inner end of the channel 78 to the inner end of the channel 80 as best appears from fig. 3

hvor shuntkanalen 82 er U-formet. where the shunt channel 82 is U-shaped.

• Kanalene 78 og 80 har et tverrsnitt som er lang-strakt i en retning, nemlig i deres avstandsretning med skarpe motsatte ender i denne retning. Tverrsnittet har en form av to konvekse kurver som strekker seg mellom de spisse endepunkter og avstanden mellom de midtre deler av de konvekse kurver er ca. halvparten av avstanden mellom de to spisse endepunkter. Shuntkanalen kan ha en annen tverrsnittsform selv om den på tegningen har den samme tverrsnittsform. Hensikten med tverrsnittsformen av kanalene 78 og 80 er å samvirke med kanylene 72 og 74 som har tilsvarende ytre om-kretsform for samvirke med slisser 84 og 86 i legemet 76 • The channels 78 and 80 have a cross-section which is elongate in one direction, namely in their spacing direction with sharp opposite ends in this direction. The cross-section has the form of two convex curves that extend between the pointed end points and the distance between the middle parts of the convex curves is approx. half of the distance between the two pointed end points. The shunt channel can have a different cross-sectional shape even if it has the same cross-sectional shape in the drawing. The purpose of the cross-sectional shape of the channels 78 and 80 is to cooperate with the cannulae 72 and 74 which have a corresponding outer circumference for cooperation with slots 84 and 86 in the body 76

for forbindelse med kanalene 78 og 80. for connection with channels 78 and 80.

Slissene 84 og 86 strekker seg fra en posisjon utenfor legemet 76 til en posisjon for forbindelse med den indre ende av den tilhørende kanal 78 eller 80. Bredden av hver sliss er hovedsakelig lik avstanden mellom de spisse endepunkter av de tilhørende kanaler og er i lukket tilstand orientert slik som det best fremgår av fig. 4 i flukt med et plan gjennom de spisse endepunkter av de tilhørende kanaler. The slots 84 and 86 extend from a position outside the body 76 to a position for connection with the inner end of the associated channel 78 or 80. The width of each slot is substantially equal to the distance between the pointed end points of the associated channels and is in the closed state oriented as can best be seen from fig. 4 flush with a plane through the pointed end points of the associated channels.

I lukket tilstand som vist er de to plane indre flater av legemet 76 som begrenser vedkommende sliss 84 eller 86 blir fjærende presset i anlegg som følge av materialegen-skapene ved elastomerlegemet. Anlegget mellom flatene tjener til å utelukke rom som kan inneholde væske som f.eks. blod mellom de to posisjoner av slissen. In the closed state as shown, the two flat inner surfaces of the body 76 which limit the relevant slot 84 or 86 are resiliently pressed into contact as a result of the material properties of the elastomer body. The facility between the surfaces serves to exclude spaces that may contain liquid such as e.g. blood between the two positions of the slit.

Fjærvirkningen i elastomermaterialet for legemet 76 muliggjør også at hver sliss 84 og 86 kan beveges av den til-hørende kanyle-trokar 72 resp. 7^ innover til åpen tilstand hvor den plane flate av legemet bestemmer slissen og åpnes bueformet slik at profilen tilsvarer den ytre omkretsform av den tilhørende kanal 78 resp. 80. The spring action in the elastomer material for the body 76 also enables each slit 84 and 86 to be moved by the associated needle-trocar 72 or 7^ inwards to the open state where the flat surface of the body determines the slot and is opened in an arc so that the profile corresponds to the outer circumference of the associated channel 78 resp. 80.

For å lette innføringen av hver kanyle-trokar gjennom slissen, er det i legemet 76 innleiret et par styre-deler 88 og 90 av metall. Styredelene er fortrinnsvis av rustfritt stål som er godtatt for medisinsk bruk. Styredelene har innover avsmalnende ringformede deler 92 og 9^ som er festet til den ytre endeflate av legemet 76 og har parallelle fjærende fingre 96 og 98 innleiret i legemet på motsatte sider av den tilhørende sliss. De avsmalnende deler 92 og 94 tjener til å styre, mens de fjærende fingre 96 og 98 understøtter legemets fjærende egenskaper for slissen og tjener til fjærende å presse slissflatene sammen. To facilitate the introduction of each needle-trocar through the slot, a pair of metal guide parts 88 and 90 are embedded in the body 76. The steering parts are preferably made of stainless steel which is accepted for medical use. The guide parts have inwardly tapering annular parts 92 and 9^ which are attached to the outer end surface of the body 76 and have parallel resilient fingers 96 and 98 embedded in the body on opposite sides of the associated slot. The tapered parts 92 and 94 serve to guide, while the resilient fingers 96 and 98 support the resilient properties of the body for the slot and serve to resiliently press the slot surfaces together.

Enheten 70 omfatter også et par slanger 100 og 102 av blodkarprotesemateriale. Som det best fremgår av fig. 1, er den ene ende av slangen 100 forbundet med en ende av arteriekanalen 78 ved innleiring. Den andre ende av røret 100 er innrettet for forbindelse med sutur ved en kirurgisk åpning i sideveggen av en lårarterie slik at det indre av røret 100 kommuniserer med lårarterien. På samme måte er en ende av slangen 102 innleiret i kommunikasjon med en ende av venekanalen 80 og den andre ende er innrettet for forbindelse ved sutur med en kirurgisk åpnet sidevegg i den til-hørende lårvene slik at dens indre kommuniserer ned lårvenén. The unit 70 also comprises a pair of tubes 100 and 102 of blood vessel prosthesis material. As can best be seen from fig. 1, one end of the tube 100 is connected to one end of the arterial channel 78 by embedment. The other end of the tube 100 is arranged for connection with suture at a surgical opening in the side wall of a femoral artery so that the interior of the tube 100 communicates with the femoral artery. Similarly, one end of the tube 102 is embedded in communication with one end of the venous channel 80 and the other end is arranged for connection by suture with a surgically opened side wall of the associated femoral vein so that its interior communicates down the femoral vein.

Enheten 70 inneholder også ett lag tekstil 104 som er festet til den indre sidevegg av elastomerlegemet ved klebing eller lignende. Tekstilen 104 har deler som strekker seg sideveis utover fra den indre sidevegg av legemet 76 til hvilket den er festet. Tekstilen 104 og særlig de ytre deler av denne tjener til en begynnende befestigelse ved sutur av legemet 76 under implantering med etterfølgende semipermanent feste ved groing av vevet. The unit 70 also contains one layer of textile 104 which is attached to the inner side wall of the elastomer body by gluing or the like. The fabric 104 has portions extending laterally outward from the inner side wall of the body 76 to which it is attached. The textile 104 and in particular the outer parts thereof serve for an initial attachment by suturing the body 76 during implantation with subsequent semi-permanent attachment by growth of the tissue.

For identifikasjonsformål direkte fra den implanterte enhet er det på yttersideveggen av elastomerlegemet 76 anordnet strålingsugjennomtrengelig identifikasjon. Slik identifikasjon sikrer at riktig samvirkende kanyle-trokar 72 resp. 74 alltid kan anvendes med den implanterte enhet ved hjelp av røntgenidentifikasjon. For identification purposes directly from the implanted unit, the outer wall of the elastomer body 76 is provided with radiation-impermeable identification. Such identification ensures that correctly cooperating needle-trocar 72 resp. 74 can always be used with the implanted device by means of X-ray identification.

Fig. 8-11 viser kanyle-trokar 72 resp. 7^ mere detaljert. Da disse er orientert speilvendt til høyre og venstre for hverandre, er det tilstrekkelig med beskrivelse bare av den.ene. Kanyletrokaret 74 på fig. 8 omfatter en perkutalkanyle 106 og et samvirkende trokar 108. Fig. 8-11 shows needle-trocar 72 or 7^ more detailed. As these are oriented as mirror images to the right and left of each other, it is sufficient to describe only the one. The needle trocar 74 in fig. 8 comprises a percutaneous needle 106 and a cooperating trocar 108.

Kanylen 106 består av en rørformet del med et rett parti 110 som danner en hypodermisk endedel og en i vinkel forløpende del 112 som sammen med en tilgrensende del av det rette parti 110 danner den ytre ikke-hypodermiske del av kanylen. Kanylen 106 er fortrinnsvis støpt av strålings-ugj ennomtrengelig plastmateriale med tilstrekkelig stivhet til å hindre sammenpressing når den ført inn i den implanterte enhet 70. Varmeherdet plastmateriale er å foretrekke selv om termoplastisk materiale med tilstrekkelig stivhet og varme-stabilitet for sterilisering kan anvendes. F.eks. kan det anvendes etylen-propylen-terpolymer impregnert med strålings-ugj ennomtrengelig materiale som f.eks. bariumsulfat. The cannula 106 consists of a tubular part with a straight part 110 which forms a hypodermic end part and an angled part 112 which together with an adjacent part of the straight part 110 forms the outer non-hypodermic part of the cannula. The cannula 106 is preferably molded from radiation-impenetrable plastic material with sufficient rigidity to prevent compression when inserted into the implanted unit 70. Heat-set plastic material is preferred although thermoplastic material with sufficient rigidity and heat stability for sterilization can be used. E.g. ethylene-propylene terpolymer impregnated with radiation-impermeable material such as e.g. barium sulfate.

Hele den rette del 110 av kanylen 106 har en ytre omkrets med et tverrsnitt som stemmer overens med den indre omkrets av arteriekanalen 78 eller venekanalen 80 i legemet 76. En slik form er imidlertid bare ønskelig i den grad den hypodermiske endedel befinner seg i kanalen og den tilhørende sliss i det implanterte legemet. The entire straight portion 110 of the cannula 106 has an outer circumference with a cross-section that corresponds to the inner circumference of the arterial channel 78 or venous channel 80 in the body 76. However, such a shape is only desirable to the extent that the hypodermic end portion is located in the channel and the corresponding slot in the implanted body.

Kanylen 106 har en indre passasje 114 som strekker seg gjennom vinkeldelen 112 inn i den rette del 110 og ut av den motsatte ende. The cannula 106 has an internal passage 114 which extends through the angled portion 112 into the straight portion 110 and out the opposite end.

Trokaret 108 består hovedsakelig av en støpt del av plastmateriale i likhet med plastmateriale i kanylen 106 og har et bladformet parti 116 og en håndtaksdel 118. Bladpartiet 116 strekker seg i lengderetningen av den rette del 110 av kanylen 106. Hoveddelen av det bladforméde parti 116 har en ytre omkretsform som stemmer overens med den indre om-kretsforia av passasjen 114 som strekker seg gjennom den rette kanyledel 110. Bladpartiet 116 har en skarp ende 120 som smalner av gradvis til et punkt. The trocar 108 consists mainly of a molded part of plastic material similar to the plastic material of the cannula 106 and has a blade-shaped part 116 and a handle part 118. The blade part 116 extends in the longitudinal direction of the straight part 110 of the cannula 106. The main part of the blade-shaped part 116 has an outer circumference conforming to the inner circumference of the passage 114 extending through the straight cannula portion 110. The blade portion 116 has a sharp end 120 which gradually tapers to a point.

Det skal bemerkes at den utenfor legemet beliggende ende av den rette del 110 av kanylen 106 er lukket av et membran eller en plugg av elastomermaterialet 122 som fortrinnsvis er slisset på forhånd for å gi adgang for kanylen 108 med den spisse ende 120 først. It should be noted that the distal end of the straight part 110 of the cannula 106 is closed by a membrane or plug of the elastomeric material 122 which is preferably slit in advance to allow access for the cannula 108 with the pointed end 120 first.

Den ytre omkrets av den ytre ende av vinkeldelen 112 er forsynt med gripeflenser 124 for å tilveiebringe en væsketett forbindelse med det indre av slangen 12. Når trokaret 106 er trukket ut, vil elastomerpluggslissen som var utvidet for å motta trokaret, trekke seg sammen og lukke den rette del av kanylen og sikre at alt blodet vil strømme ut gjennom vinkeldelen 112 og inn i røret 12. The outer circumference of the outer end of the angle member 112 is provided with gripping flanges 124 to provide a fluid tight connection with the interior of the tube 12. When the trocar 106 is withdrawn, the elastomeric plug slot which was expanded to receive the trocar will contract and close the straight part of the cannula and ensure that all the blood will flow out through the angle part 112 and into the tube 12.

På den ytre omkrets av den rette, del 110 av kanylen er det en ringformet skulder 126 som danner stoppeflate mot den åpne ende av den rette kanyledel for å ligge an mot styre-delen 92 resp. 94 i den implanterte enhet når kanylen befinner seg i fullt innført stilling som vist på fig. 7. Den rette kanyledel 110 har en åpning 128 i avstand fra den indre ende og som kommuniserer med passasjen 114 i flukt med shuntkanalen 82 i legemet 76 når kanylen er ført helt inn. On the outer circumference of the straight part 110 of the cannula, there is an annular shoulder 126 which forms a stop surface against the open end of the straight cannula part to rest against the guide part 92 or 94 in the implanted unit when the cannula is in the fully inserted position as shown in fig. 7. The straight cannula part 110 has an opening 128 at a distance from the inner end and which communicates with the passage 114 flush with the shunt channel 82 in the body 76 when the cannula is fully inserted.

På omkretsen av den utvendige del av den rette kanyledel 110 er det anordnet en stabiliseringskrave 130 som hjelper til å holde kanylen i arbeidsstilling på pasienten. On the circumference of the outer part of the straight cannula part 110, a stabilizing collar 130 is arranged which helps to keep the cannula in working position on the patient.

Det er å foretrekke å gi alle blodkontaktene flater i kanylen 106, slangen 12 og kanalene og slissene i elastomerlegemet med et antikoagulerende belegg. It is preferable to provide all the blood contact surfaces in the cannula 106, the tubing 12 and the channels and slots in the elastomer body with an anticoagulant coating.

Den måte på hvilken enheten 70 implanteres kirurgisk er i samsvar med vanlig implantering. Elastomerlegemet 76 implanteres i området av en lårarterie et stykke ned fra hoften i en avstand som tilsvarer bredden av en normal hånd slik det fremgår av fig. 1. Den største flate av legemet 76 anbringes fortrinnsvis parallelt med huden med den flate som har tekstilet 104 innerst. Arteriet- og venerørene 100 og 102 strekker seg oppover mot hoften og de frie ender er forbundet ved sutur med kirurgisk åpning av sideveggene i lårets arterie resp. vene slik at de går ut i en vinkel på ca. 45°. Dette skjer i samsvar med vanlig praksis når det gjelder blodåreprotesemateriale. The manner in which the device 70 is surgically implanted is consistent with conventional implantation. The elastomer body 76 is implanted in the area of a femoral artery a short distance down from the hip at a distance corresponding to the width of a normal hand as shown in fig. 1. The largest surface of the body 76 is preferably placed parallel to the skin with the surface that has the textile 104 inside. The artery and vein tubes 100 and 102 extend upwards towards the hip and the free ends are connected by suture with surgical opening of the side walls of the thigh's artery resp. vein so that they exit at an angle of approx. 45°. This is in accordance with usual practice when it comes to vascular prosthesis material.

Kantene av tekstilet 104 er ved sutur festet til vevet for feste av legemet 76. Alle de utvendige flater av den implanterte enhet står i forbindelse med vevet innbe-fattet delene 92 og 94. The edges of the textile 104 are sutured to the tissue for attachment of the body 76. All the external surfaces of the implanted unit are in contact with the tissue including parts 92 and 94.

Fordelene ved den implanterte enhet 70 er at den er beregnet på lang tids implantering i låret på kreftpasientene idet dens anastomose til lårets arterie og vene danner en hurtigstrømmende (1-2 liter pr. minutt) arterie-venefor-bindelse som kan gjenopprettes gjentatte ganger ved perkutan innføring av kanylen 72 resp. 74. The advantages of the implanted device 70 are that it is intended for long-term implantation in the thigh of cancer patients, as its anastomosis to the thigh's artery and vein forms a fast-flowing (1-2 liters per minute) artery-vein connection that can be restored repeatedly by percutaneous introduction of the cannula 72 or 74.

Sammenlignet med de innledningsvis nevnte shunter som anvendes for nyere hemodialyse minsker den implanterte enhet 70 faren for infeksjon, minsker faren for trombose, minsker faren for avbrudd og bedrer estetikken ved vanlig bruk. Erfaringer ved nyredialyse indikerer at delvis utvendige shunter ofte fremkaller infeksjon langs shuntslangene. Hyppigheten og alvoret ved denne type infeksjon vil øke hos kreftpasienter som følge av sykdommen tendens til å mot-arbeide immunitet som følge av kjemoterapi og strålingsterapi som de ofte får. Den implanterbare enhet 70 minsker i høy grad faren for infeksjon og krever ingen øket kirurgisk behandling for innføringen. Kreftpasienter er i en tilstand for overtendens av koagulering og øket tendens til blodpropp i sitt normale blodomløp og i et hvert kunstig blodomløp. Compared to the initially mentioned shunts used for newer hemodialysis, the implanted unit 70 reduces the risk of infection, reduces the risk of thrombosis, reduces the risk of interruption and improves the aesthetics in normal use. Experience with kidney dialysis indicates that partially external shunts often cause infection along the shunt tubes. The frequency and severity of this type of infection will increase in cancer patients as a result of the disease's tendency to work against immunity as a result of chemotherapy and radiation therapy which they often receive. The implantable device 70 greatly reduces the risk of infection and requires no increased surgical treatment for its introduction. Cancer patients are in a state of overtendency of coagulation and increased tendency to blood clots in their normal blood circulation and in any artificial blood circulation.

De vanlige shunter varer bare 2t6 måneder i hypodermiske dialysepasienter og blodpropp vil trolig opptre meget hurtig-ere ved disse alvorlige sykdommer. Den implanterbare enhet 70 har en kortere strømningsbane og meget av denne vil' være dekket av pasientens eget årevev og dermed være mindre ut-satt for trombose. Delvis utvendige shunter har pressfor-bindelser som kan løsne uønsket. Slike tilfeller har bevirket død for dialysepasienter, men vanligvis er slike shunter små og en pasient kan kontrollere en blødende shunt før ytterst fare oppstår.' Avbrytelse av en stor- shunt som ér nødvendig for å øke temperaturen vil imidlertid' resultere i stor blødning som kan gjøre pasienten bevisstløs før shunten kan bli tilgjengelig gjennom normale klær. Dette kan ikke hende med enheten 70 når denne er permanent tilsluttet og er fullstendig beskyttet. The usual shunts only last 2-6 months in hypodermic dialysis patients and blood clots will probably occur very quickly in these serious diseases. The implantable unit 70 has a shorter flow path and much of this will be covered by the patient's own vascular tissue and thus be less exposed to thrombosis. Partially external shunts have compression connections that can loosen undesired. Such cases have resulted in the death of dialysis patients, but usually such shunts are small and a patient can control a bleeding shunt before extreme danger arises.' Interruption of a large shunt which is necessary to raise the temperature will, however, result in heavy bleeding which can render the patient unconscious before the shunt can be accessed through normal clothing. This cannot happen with the unit 70 when it is permanently connected and is completely protected.

Til forskjell fra de kjente shunter er det ingen ytre slanger i forbindelse med enheten 70. Normalt bad eller dusj kan tas av pasienten, mens med de kjente shunter kan pasienten ikke dykkes ned og må nøye seg med mindre hygieniske metoder som kan øke tilfelle av infeksjon. Enheten 70 vil heller ikke hindre klær eller nødvendiggjøre noen art av forbinding slik at pasientens utseende påvirkes, hvilket er et viktig trekk for en deprimert kreftpasient. In contrast to the known shunts, there are no external tubes in connection with the device 70. A normal bath or shower can be taken by the patient, whereas with the known shunts the patient cannot be immersed and must make do with less hygienic methods which may increase the incidence of infection . The unit 70 will also not obstruct clothing or necessitate any type of dressing so that the patient's appearance is affected, which is an important feature for a depressed cancer patient.

Den måte på hvilken kanylene 72 resp. 7^'føres The way in which the needles 72 resp. 7^' is carried

inn for å samvirke med den implanterte enhet 70 fremgår tydelig av det ovenstående. Det er viktig å bemerke at-fordelene ved å anvende det implanterte legemet 76 letter inn-føring av kanylene hvilket skjer rettlinjet og resulterer i en rettlinjet perkutan forbindelse med den utvendige blod-strømningsbane. Den foretrukne tverrsnittsform av kanylen muliggjør enkel og effektiv flukting under innføringen. En slik tverrsnittsform gir også maksimalt samvirke med slissene 84 og 86 i elastomerlegemet 76 både ved utspiling av slissene under innføringen og sammentrekningen om omkretsen av kanylen som strekker seg gjennom denne og sikrer god væsketett forbindelse. Forlengelsen av kanylens tverrsnittsform med kanalene 78 og 80 i elastomerlegemet sikrer også mot forstyrrelse av disse kanaler med en full åpning på 4 mm eller større. in to cooperate with the implanted unit 70 is clear from the above. It is important to note that the advantages of using the implanted body 76 facilitate insertion of the cannulas which occurs in a straight line and results in a straight percutaneous connection with the external blood flow path. The preferred cross-sectional shape of the cannula enables easy and efficient flight during insertion. Such a cross-sectional shape also provides maximum cooperation with the slits 84 and 86 in the elastomer body 76 both when expanding the slits during insertion and contraction around the circumference of the cannula which extends through this and ensures a good liquid-tight connection. The extension of the cross-sectional shape of the cannula with the channels 78 and 80 in the elastomer body also ensures against disruption of these channels with a full opening of 4 mm or greater.

Den oppnådde strømningskapasitet er av stor viktighet fordi det er en kritisk bestemmende faktor for den nødvendige tid for å bringe pasientens blod til ønsket behandlingstemperatur og til følsomheten av temperaturregu-leringen! En kapasitet på 1 liter pr. minutt er basert på en midlere størrelse av en pasient og kan naturligvis endres i samsvar med pasienten som behandles. Angivelsen ca. 1 liter pr. minutt er derfor beregnet for tilpasning til vedkommende pasient. The achieved flow capacity is of great importance because it is a critical determining factor for the time required to bring the patient's blood to the desired treatment temperature and to the sensitivity of the temperature regulation! A capacity of 1 liter per minute is based on an average size of a patient and can of course be changed in accordance with the patient being treated. The indication approx. 1 liter per minute is therefore calculated for adaptation to the patient in question.

Det er klart at når først endene av slangen 12 er forbundet med flensene 124 på kanylen '72,74 og tilhørende trokar 108 trekkes ut, kan pumpen 14 startes for å tilveiebringe blodstrømmen gjennom den utvendige strømningsbanén med ca. 1 liter pr. minutt og gjennom temperaturregulerings sonen. Til å begynne med innstilles styreinnretningen 60 for passering av 100% vann ved 45°C gjennom varmeveksleren 16. under denne startfase måles blodets temperatur med føleren 62' og temperaturen vil så gradvis stige fra normal verdi på ca. 37°C. Kapasiteten og effektiviteten av varmeveksleren 16 er slik at avlesningen av returblodet ved 64 ligger nær opp til 45°C. Når det oppvarmede blod returnerer til lår-venen via perkutankanylen 106, venekanalen 80 og venerøret 102 blir blodet systematisk fordelt og bevirker en økning av temperaturen i hele systemet. Når pasientens legemstemperatur øker mot 4l,5°C, må styreinnretningen 60 være slik at væsketemperaturen ved 66 senkes til en verdi under 45°C f.eks. 42,5°C. Væsketemperaturen stabiliseres på 42,5°C og pasientens legemstemperatur'avleses ved 62 og det returnerte blod vil stabilisere seg på et ønsket temperaturnivå på ca. '4l,5°C resp. 40,0°C. Denne kritiske fase når pasientens legemstemperatur er øket og stabilisert bør normalt skje i løpet av en time, men dette vil naturligvis være avhengig av størrelsen av vedkommende pasient. It is clear that once the ends of the tubing 12 are connected to the flanges 124 of the cannula '72,74 and the associated trocar 108 is withdrawn, the pump 14 can be started to provide blood flow through the external flow path by approx. 1 liter per minute and through the temperature regulation zone. To begin with, the control device 60 is set for the passage of 100% water at 45°C through the heat exchanger 16. during this initial phase, the temperature of the blood is measured with the sensor 62' and the temperature will then gradually rise from a normal value of approx. 37°C. The capacity and efficiency of the heat exchanger 16 is such that the reading of the return blood at 64 is close to 45°C. When the heated blood returns to the femoral vein via the percutaneous cannula 106, the venous channel 80 and the venous tube 102, the blood is systematically distributed and causes an increase in temperature throughout the system. When the patient's body temperature increases towards 41.5°C, the control device 60 must be such that the liquid temperature at 66 is lowered to a value below 45°C, e.g. 42.5°C. The fluid temperature is stabilized at 42.5°C and the patient's body temperature is read at 62 and the returned blood will stabilize at a desired temperature level of approx. '4l.5°C resp. 40.0°C. This critical phase, when the patient's body temperature has been increased and stabilized, should normally take place within an hour, but this will naturally depend on the size of the patient in question.

Når temperaturen er stabilisert, vil behandlingen fortsette en tidsperiode som er effektiv for vedkommende kreftpasient. En foretrukket minste tid for en enkel carcinosebehandling er seks timer selv om det kan være nød-vendig med behandlingstid på 20 timer eller lenger i mere kompliserte tilfeller. Once the temperature has stabilized, the treatment will continue for a period of time that is effective for the cancer patient in question. A preferred minimum time for a simple carcinosis treatment is six hours, although a treatment time of 20 hours or longer may be necessary in more complicated cases.

Fortrinnsvis anvendes en tredje fase for å minske temperaturen av blodet igjen til normal temperatur. Denne fase startes ved at styreinnretningen 60 leverer vann ved 30°C gjennom varmeveksleren 16. Dette vil etter hvert minske temperaturen i det returnerte blod ved 64. Dette kaldere blod blir systematisk fordelt og bevirker at temperaturen senkes inntil den har nådd normalt 37°C. Denne tredje fase vil normalt kreve en tidsperiode som tilsvarer den første periode eller være noe mindre'. Preferably, a third phase is used to reduce the temperature of the blood back to normal temperature. This phase is started by the control device 60 delivering water at 30°C through the heat exchanger 16. This will gradually reduce the temperature in the returned blood at 64. This colder blood is systematically distributed and causes the temperature to be lowered until it has reached the normal 37°C. This third phase will normally require a period of time that corresponds to the first period or be somewhat less'.

Fortrinnsvis holdes•pasienten under behandlingen i hudkontaktomgivelse tilsvarende rom for intensiv pleie. Preferably, the patient is kept during the treatment in a skin contact environment similar to a room for intensive care.

Mens hensikten med oppfinnelsen er å tilveiebringe en hud-isolerende omgivelse og også tilsvarende øket temperatur av pustegassen foretrekkes en omgivelse i likhet med intensiv pleie fordi temperaturnivået på huden og pustesystemet ikke bør variere vesentlig fra nivået for det innførte hypodermiske system og tilgjengelighet til pasienten kan meget lettere oppnås. Anvendelse av strålings- og kjemoterapibehandling kan videre utføres samtidig hvis ønskelig.- While the purpose of the invention is to provide a skin-insulating environment and also a correspondingly increased temperature of the breathing gas, an environment similar to intensive care is preferred because the temperature level of the skin and the respiratory system should not vary significantly from the level of the introduced hypodermic system and accessibility to the patient can be very more easily achieved. Application of radiation and chemotherapy treatment can also be carried out at the same time if desired.-

Claims

1. Apparatus for heat treatment of a patient, in particular for increasing the body temperature to delay the growth of cancer cells, with a blood flow path outside the body comprising an outlet from the body, connection lines, a pump, a heat exchanger and an inlet to the body, characterized in that the pump (14) has a capacity of at least one litre/min., that the heat exchanger (16) is equipped with a temperature regulator (18) which, at the start of the treatment, can be set to an outlet temperature from the heat exchanger of approx. 45°C and after the patient's body has reached a temperature of between 41.5° and 42.5°C, can lower the temperature in the patient's body and stabilize it at a temperature normally increased for the body by systematic distribution of the heated blood, that the temperature regulator (18) comprises a reservoir (24) for heating liquid which can be adjusted to a temperature of approx. 45°C, that a pump device (34) is arranged to circulate the liquid between the reservoir and the heat exchanger (16), that the temperature regulator (18) further comprises a coolant reservoir (22) which can be adjusted to a temperature of approx. 30°C, that a second pump device (32) is arranged to circulate the liquid between the coolant reservoir and the heat exchanger (16), that the pump devices (32, 34) comprise a liquid quantity regulator (60) to regulate the quantities of liquid from the reservoirs from zero to the maximum quantity of liquid , and that the outlet from and inlet to the body's arteries resp. veins comprise a complete hypodermically implantable unit (70) with eh arterial channel (78) and a venous channel (80) which are connected to each other by a shunt channel (82), and which are connected to arteries or veins via vascular prosthetic tubes (100, 102), and with the heat exchanger via cannulas (106) which can possibly be inserted using mandrels.

2. Apparatus according to claim 1, characterized in that the temperature regulator (18) comprises sensors (62, 64, 66) to record the patient's body temperature, the blood temperature at the outlet from the heat exchanger (16), and the liquid temperature at the inlet to the heat exchanger.

3. Apparatus according to claim 1 or 2, characterized in that the unit (70) consists of an elastomer body (76), and that the arterial channel (78) resp. the vein channel (80) comprises an elastic slit (84 or 86) in the elastomer body which can expand from a closed state to an open state when the cannula (106) is inserted.

4. Apparatus according to claim 3, where the cannulae are only inserted using trocars which are then removed, characterized in that metal spring elements (92, 94, 96, 98) are arranged at the outer end of the slits (84, 86) to exert a closing force on the slits and to facilitate the opening of the slits when inserting the needles (72, 74) with the trocar (108) into the slits.

5. Apparatus according to claim 3 or 4, characterized in that the unit (70) to enable ingrowth into the vascular structure of the patient's body, is provided with textile parts (104), in particular of double velor of polyester, attached to the elastomer body (76).

6. Apparatus according to one of claims 3-5, characterized in that the shunt channel (82) is mainly U-shaped.

7. Apparatus according to claim 6, characterized in that the cross-sectional shape of the cannula (10 6) is flattened with tapering side edges, the distance between these being approximately twice the distance between the side walls, measured at right angles to each other.

8. Apparatus according to one of claims 3-7, characterized in that in the side wall of the cannula (106) there is an opening (128) in the part that should be under the skin, which opening provides communication between the interior (114) of the cannula and the shunt channel (82) upon full insertion of the cannula into the unit (70) which has a stop to limit the insertion depth of the cannula (106).

9. Apparatus according to one of claims 3-8, characterized in that the outer part of the cannula (106) on the outer circumference is provided with a collar (130) which helps to hold the cannula (106) in working position.

10. Apparatus according to one of claims 3-9, characterized in that the interior (114) of the cannula (106) has a rectilinear channel (110) to accommodate the trocar (108), and at the rear end a closing device and a branch ( 112) to provide a liquid connection with the respective end of the connection lines (12).

11. Apparatus according to claim 10, characterized in that the closing device for the rectilinear channel (110) comprises an internally placed elastic body (122) which can be expanded by the trocar (108) and automatically closes again when the trocar is removed.

12. Apparatus according to one of claims 3-11, characterized in that the elastomer body (76) is equipped with a radiation-impermeable identification mark.

13. Apparatus according to one of claims 3-12, characterized in that the vascular protest material in the tubes (100, 102) is woven polyester.