автореферат диссертации по безопасности жизнедеятельности человека, 05.26.02, диссертация на тему:Разработка систем для нагнетания крови с использованием опыта ракетного двигателестроения

РГ6 Он

I '¿. ГгН V На правах рукописи

ХАУСТОВ АЛЕКСАНДР ИВАНОВИЧ

УДК 621.671:629.7 + 527.517.б]:611.1

РАЗРАБОТКА СИСТЕМ ДЛЯ НАГНЕТАНИЯ КРОВИ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ ОПЫТА РАКЕТНОГО ДВИГАТЕЛЕСТРОЕНИЯ

Специальность 05.26.02 "Безопасность, защита, спасение и жизнеобеспечение населения в чрезвычайных ситуациях" Специальность 05.07.05. "Тепловые двигатели летательных аппаратов "

Автореферат

диссертации на соискание ученой степени доктора технических наук

МОСКВА 1998 г.

Работа выполнена в Московском государственном авиационном институте (техническом университете) Научные консультанты:

заслуженный: деятель науки Российской Федерации, профессор, доктор технических наук Овсянников Б.В.

заслуженный деятель науки Российской Федерации профессор, доктор медицинских наук Толлекия В.Е.

Официальные оппоненты:

- доктор технических наук, профессор Адамович Б. А.

- доктор технических наук, профессор Петров В.И.

- доктор технических наук, профессор Шейпак А. А Ведущее предприятие - НПО "Гидромаш"

Защита диссертации состоится "_" __1998 года " на

заседании диссертационного совета ССД 053.04.13 Московского авиационного государственного института по адресу: 125871, Москва, ГСП, Волоколамское шоссе, д.4, тел. 158-43-91.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке Московского государственного авиационного института.

Отзывы на автореферат в одпом экземпляре, заверенные печатью, просьба высылать по адресу:

125871, ГСП, г. Москва, Волоколамское шоссе, д. 4, Ученый Совет МАИ.

диссертационного совета

ССД 053.04.13

Автореферат разослан

Ученый секретарь

ВВЕДЕНИЕ

Актуальность. Прогресс в современной кардиохирургии не возможен без применения нагнетательных устройств, которые бы обеспечивали частичную или полную, временную или постоянную замену функции сердца.

С конца бОх годов началось применение насосов для механической поддержки кровообращения для лечения острой сердечной недостаточности. Первыми насосами были объемные - роликовые и мембранные.

Насосы объемного класса создают пульсирующий поток, что важно для длительного применения, однако, их использование требует высокой квалификации персонала, особенно в управлении работой насоса, которая должна проводится в кардиосинхронизированном режиме, наличие клапанов на входе и выходе повышает риск развития тромбоэмболийных осложнений и вызывают травму крови.

Совершенствование, разработка новых методов лечения, внедрение трансплантации в медицинскую практику поставили задачу разработки новых более простых, доступных для широкого применения и в тоже время совершенных насосов. Как альтернатива объемным насосам, стали разрабатываться насосы динамического класса - дисковые и лопаточные. Они имеют ряд преимуществ по сравнению с объемными: отсутствие клапанов, мембран, значительная простота конструкции, привода и управления, а значит высокая надежность и долговечность в работе, низкая стоимость. К тому же динамические насосы имеют безусловные преимущества перед объемными, как имплантируемые устройства. Размеры объемных насосов значительно больше размеров динамических. При этом динамические насосы можно выполнить очень маленькими (менее 10 мм). Именно благодаря этим свойствам динамических насосов может быть решена задача ближайшего будущего - разработан надежный, дешевый имплантируемый насос.

Однако, имеется ряд причин, которые ограничивают применение в

настоящее время динамических насосов и требуют дальнейшего исследования их гндро и гемодинамики. Существующие конструкции динамических насосов, вызывают высокий уровень травмы и тромбообразования крови, срезают пульсации давления, которые поступают на их вход, что не позволяет их использовать в течение длительного времени.

Существующее объяснение травмы крови из-за высокого уровня напряжений, который якобы имеет место в динамических насосах и связанный с ним подход к проектированию насосов для нагнетания крови не позволяет координально решить главную задачу - уменьшение травмы крови до уровня безопасного применения динамических насосов.

Поэтому разработка насосов вызывающих низкую травму крови, работающих на пульсирующих режимах подобных работе сердца, является одной из наиболее актуальной задачей, стоящей перед учеными в области гидродинамики.

Высокий уровень разработок нагнетательных систем для ракетной техники, глубина исследований физических процессов, протекающих в агрегатах питания (насосах и турбинах), методы математического моделирования позволяют с успехом использовать и внедрять их в практику исследования разработки насосов крови, которая является малоизученной в современной технике и медицине.

Цель и задачи работы. Основной целью работы является разработка научных основ расчета и проектирования насосов для нагнетания крови, работающих с минимальной травмой крови допустимой для использования этих насосов на длительный срок работы, обеспечивающих пульсирующие режимы подачи крови в организм, подобные режимам работы сердца.

Решались следующие задачи:

1. Разработка математической модели течения вязкой жидкости в пространственной системе разветвленных каналов.

2. Исследование динамических характеристик насосов, т.е. их способности

изменять входные пульсации давления и расхода.

3. Исследование гидродинамики двухкомпонентной неньютоновской жидкости, каковой является кровь, в каналах насосов.

4. Выявление причин деформации и разрушения частиц (эритроцитов) в элементах насоса.

5. Разработка численных критериев расчета травмы крови в элементах насоса, позволяющих оцепить влияние на нее основных геометрических и режимных параметров.

Научная новизна работы заключается в следующем:

- в пространственной постановке решена задача течения вязкой жидкости в криволинейных каналах имеющих разветвления и в осевых насосах,

- теоретически и экспериментально исследована способность динамических насосов пропускать и усиливать входные пульсации давления,

- разработана гипотеза, достоверно объясняющая процессы и причины, вызывающие деформацию и разрушение частиц в насосе,

- выработаны критерии травмы крови, позволяющие аналитически определять влияние на нее геометрических и режимных параметров,

- разработана методика проектирования насосов для нагнетания крови с минимальной травмой, обеспечивающих пульсирующие режимы работы.

Основные положения, вынесенные на защиту:

- Результата решения пространственной задачи течения в криволинейных каналах имеющих разветвления и в осевых насосах.

- Динамические характеристики насосов.

- Картина обтекания неньютоновской двухкомпонентной жидкостью элементов насоса. "

- Причины деформации и разрушения эритроцитов в элементах насоса.

- Численные критерии оценки травмы крови.

- Методика проектирования насосов для нагнетания крови.

Достоверность результатов работы обеспечена: использованием при

физическом и математическом моделировании процессов течения в насосах фундаментальных законов механики; применением достоверных опытных данных, полученных с минимальными допущениями и ограничениями; большим экспериментальным и статистическим материалом с использованием при их проведении проверенных методов исследований, приборов и измерений, обеспечивающих точность регламентированную ГОСТами; хорошим согласованием теоретических и экспериментальных результатов, полученных при испытании насосов.

Практическая ценность результатов работы и их реализация. На основе теоретических и экспериментальных исследований разработаны научные основы проектирования и инженерный метод расчета насосов для нагнетания крови, которые минимально травмируют кровь и работают на режимах подобных режимам работы сердца.

Предложена методика оптимизации геометрических параметров насосов, динамических характеристик, а также конструктивные решения, которые могут быть использованы при разработке новых перспективных высокоэффективных насосов различного назначения. Это позволит повысить надежность, уменьшить энергопотребление насосной установки и всего агрегата в целом.

На основе подученных результатов разработаны насосные системы разного назначения: для вспомогательного кровообращения и для внутриаортального применения, которые приняты НИИ трансплантологии и искусственных органов и проходят медико-биологические испытания.

Апробация работы и публикации.

Материалы диссертационной работы докладывались на: П-ой Всесоюзной научно-технической конференции "Современные проблемы двигателей и энергетических установок летательных аппаратов" (Москва, 1981), Международном симпозиуме "Circulatory support and biomaterials" (Хьюстон, США, 1990), 1-ом Российском Конгрессе" Патфизиология органов

и систем" (Москва, 1996), ХХП-ом (Германия, 1995) и XXIII-ем (Польша, 1996) Международных Конгрессах "European Society for Artificial Organs", 4-ой Европейской Конференции "Engineering and Medicine" (Польша, 1997), 8-ой Международной конференции "Biomedical Measurement and Instrumentation" (Хорватия, 1998), заседаниях Всероссийского семинара "Турбомашины: теория и практика". По материалам диссертации опубликовано 22 печатных работ, выполнено 23 рукописных научных трудов, получено 3 авторских свидетельства СССР, 1 патент РФ и 1 положительное решение на патент. Структура и объем работы.

Диссертация состоит из введения, семи глав, основных выводов, списка литературы. Объем диссертации - 183 стр. Библиография составляет 188 наименований. СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

1. Обзор современного состояния насосов, применяемых в аэрокосмических летательных аппаратах и системах вспомогательного кровообращения.

В главе рассмотрены основные типы насосов применяемых в аэрокосмических летательных аппаратах (АЭЛА). Показано, что наиболее полно удовлетворяют требованиям для систем вспомогательного кровообращения (ВК), насосы объемного класса (мембранные и роликовые) и динамические насосы (лопаточные и дисковые). Под "вспомогательным кровообращением" понимается механическая поддержка кровообращения.

Рассмотрены основные схемы подключения насосов при использовании их в системах ВК. По схеме: левое предсердие - насос - аорта насос подключается входной трубкой к левому предсердию (ЛП) или левому желудочку (ЛЖ), а выходной трубкой к аорте. Определено, что насос для полной разгрузки левого желудочка по данной схеме подключения должен обеспечить расход 6 литров крови в минуту при напоре 15-20 Дж/кг.

Обзор современных насосов систем для нагнетания крови показал, что насосы, применяемые в настоящее время, вызывают высокий уровень

травмы крови, а также не обеспечивают пульсирующих режимов течения подобных режимам работы сердца, что не позволяет применять их в течение длительного времени.

Анализ параметров насосов, применяемых в системах ЛЭЛА и насосов для ВК показал, что, несмотря на различие в абсолютных значениях параметров насосов АЭЛА и ВК,относительные параметры с/ и, Ей, Re, ns, которые характеризуют подобие процессов, практически одинаковы для рассматриваемых насосов.

Поэтому научные знания, накопленные в области разработок агрегатов АЭЛА, могут с успехом использованы в новых насосных устройствах для систем поддержки кровообращения. 2. Физико-математическая модель течения вязкой жидкости в разветвленных пространственных каналах

2.1. Метод исследования. В расчетах рассматривалось стационарное движение несжимаемой, вязкой жидкости. Задача сводится к решению уравнения Навье - Стокса для несжимаемой жидкости с постоянными свойствами (ньютоновская), коэффициент теплопроводности постоянный, при отсутствии подвода тепла извне.

В основе расчетного метода использована RAM технология, которая реализована в программе "AeroShapc-3DH, разработанной группой В.Н. Гаврилюка (МАИ, каф. 202Хкоторая используется для моделирования процессов в аэрокосмической технике. RAM технология характеризуется способностью прямоугольной расчетной сетки адаптироваться к особенностям формы канала и течения, т.е. производится сгущение (уменьшение масштаба) узлов сетки в областях больших градиентов параметров потока, областях пограничного слоя, местах ветвлений каналов.

2.2. Расчетная модель и исходные данные. Для определения характера течения жидкости в каналах сложной формы была выбрана расчетная модель, в которой отражались, как основные особенности конфигурации

трубопроводов АЭЛА, так и характерные особенности кровеносных сосудов такие как: изгиб, разветвление каналов (рис. 1).

2.3. Результаты численного моделирования. Было получено, что вторичные течения, напоминающие две разнонаправленные спирали, вызываются кривизной канала, образуются в начальных участках его изгиба (сечение 1-1) и затухают в области его перехода в прямой участок (сечение 2-2). Максимальная интенсивность этих вторичных потоков лежит в области максимальной кривизны. Поперечная скорость составляет 25 - 30 % от средней продольной скорости. Также было получено, что две симметричные спирали, раскручиваясь, размывают застойные зоны, не дают образоваться отрывным областям, обеспечивая плавное втекание крови в радиальные ответвления (рис. 2), находящие в зоне действия этих вторичных течений. Застойные и отрывные зоны были обнаружены в местах ответвлений от прямого участка канала (сечение 3-3).

2.4. Экспериментальная проверка результатов. Полученные результаты математического моделирования хорошо согласуются с результатами экспериментальных исследований проведенных в каналах сложной пространственной геометрии. Согласно которым, поперечная скорость в изогнутой трубке может достигать 30 - 50% средней скорости потока.

3. Пульсирующие режимы работы центробежных насосов

При подключении насоса к JDK или ЛП давление и расход крови на входе в насос будут периодически изменяться с частотой равной частоте сокращения сердца. По наблюдениям хирургов при подключении насосов Biopump, Delphin (USA), применяемых в настоящее время в кардиохирург™, на их выходе пульсации давления практически не различимы. В то время как, для работы организма требуются пульсирующие изменения давления.

Создание пульсирующих потоков для ВК и искусственного сердца является одной из наиболее сложно решаемых задач. Существующие методы создания пульсирующего потока за динамическими насосами требуют

дополнительной аппаратуры, а таосе установки управляющих элементов, синхронизирующих работу сердца и пульсаций насоса по амплитуде и частоте, что значительно усложняет работу всей системы, лишая ее преимуществ динамических насосов. Поэтому разработка насосов усиливающих или пропускающих входные пульсации давления является актуальной задачей для насосов ВК.

Исследованию физических процессов в турбомашинах (компрессорах, насосах), связанных с нестационарными процессами,посвящено значительное количество работ. Однако, проведенный обзор литературных источников показал, что отсутствуют работы посвященные исследованию способности насосов изменять низкочастотные пульсации (менее 10 Гц) давления и расхода, возникающие в элементах всасывающего трубопровода. Только в работах автора с коллегами, выполненных в последнее время, исследовалась задача оценки центробежных насосов, как основного нагнетающего элемента двигателя АКЛА, с точки зрения его способности изменять входные пульсации. Опыт и результаты, полученные для ракетной техники, могут быть применены для насосов ВК. Однако в этом случае задача значительно усложняется, т.к. допущения принятые для насосов АКЛА не "работают" для насосов ВК.

Данная часть диссертации посвящена исследованию динамических характеристик насосов ВК при работе на пульсирующих режимах, когда на входе постоянно изменяются давление и расход.

Для анализа динамических характеристик насосной системы (насос + подводящий и напорный трубопроводы) в области малых частот (менее 10 Герц) сделаны следующие допущения: теплообмен с внешней средой отсутствует, жидкость несжимаема, трубопроводы абсолютно жесткие, коэффициенты трения на стационарном и нестационарном режиме одинаковы.

Из уравнения импульсов можно записать, что давление на выходе напорного трубопровода равно:

р\ = (л-р'\)+р'ь , ( 3-1)

а /

где т - расход жидкости через насос; (/?' - д) - повьппение давления насосом на нестационарном режиме; 2 - коэффициент трения; Л = (+ ^

Л = I ——7 -I--г 1; 5, / - площадь и длина трубопроводов. Индекс "0"

\2Р 4 5,- 2р 53 ;

относится к начальному сечению подводящего трубопровода, "1" — к входному и "2" выходному сечениям насоса, "3" - к выходному сечению напорного трубопровода.

Напор на неустановившемся режиме равен напору насоса на установившемся режиме Н с учетом членов учитывающих иестационариость от изменения частоты вращения и изменения расхода

-1— л(3.2)

<11 .Ч/^п д р

где Гт - площадь меридионального сечения рабочего колеса насоса. Подставляя уравнение (3.2) в (3.1) и допуская, что частота вращения

Ла> „ ,,,.„</»». ¿т . -2

насоса не меняется, т.е. — = 0 получаем рг~р0+ рН-Я„ —— —— ]гт , <]1 а ( я?

2 д

где й. = Г---. Предполагая, что на вход насоса подается

Г Рт ¡3,

гармоническое воздействие, уравнение можно привести к линейному, которое в изображениях по Лапласу

5 ) =

\ + \рП ~2]2тн

Рса

3 н

где Н' =--производная напора по расходу, тн - среднее значения расхода,

б т

Ю/- частота и та, р0а* - амплитуда гармонических колебаний расхода и

давления, s ~-joJf. Комплекс j£<af = + j\)~-a>j учитывают инерционность

Рое

жидкости в насосе через и трубопроводах через . Членом

Ро„ Рч„

R,. -f-af при со/ < 10Гц для большинства существующих насосов можно

Ps>a

пренебречь из-за малости коэффициента Rm. Для насосных систем ВК из-за малых площадей (менее 10 мм) и большой протяженности (как правило,

более 1 м) трубопроводов при частотах более 1 Гц (Wf>2%) членами

Роа

и 2j2mu пренебречь нельзя. Отношение выходного изменения давления к входному - —= H'(s) - есть комплексная передаточная функция.

Амплитуда которой А(ссф, определяет способность насосной системы усиливать или ослаблять входной сигнал

A{a>f)=

;р*в

2 ( • л

pL \ У

"J ■

Как видно, способность насоса усиливать (А(щ) >1) или ослаблять входные пульсации (Л/со/) <1) зависит от характеристики самого насоса (Я- производной напора по расходу), частоты пульсаций со/, амплитуд р0а\

от а и среднего значения ти входных пульсаций расхода, геометрических параметров трубопроводов (коэффициенты// и

В общем случае напор насоса можно представить как квадратную

параболу в функции ог массового расхода т, чисел оборотов и: Н= Ап2 + Ппт + Ст и производная Н = с1Н/с1 т-Вп- 1С т, где

60.

1

60р1ч 6, к, tg ptl Ъ2 ¿2

к^- коэффициент, учитывающий конечное число лопаток; к -коэффициент, учитывающий стеснение потока лопатками; рп, - углы установки лопаток на входе и выходе; ¿ иг- толщина и число лопаток рабочего колеса; Рс - приведенная площадь; £ - коэффициент потерь в насосе. Производная ii зависит от соотношения коэффициентов в и С.

Из опыта насосостроения известно, что входные параметры слабо влияют на энергетические характеристики насоса! Поэтому, изменяя ь2, к2,

можно добиться того, что А(а$ будет больше 1. 4. Особенности разработки насосов для нагнетания крови

Основной целью данной главы является анализ гидродинамики неньютоновской многофазной жидкости, каковой является кровь, выявление причин травмы крови в элементах насоса, разработка научных основ проектирования насосов вызывающих минимальную травму крови.

В разделе 4.1 приведен обзор пасосов, применяемых для нагнетания многофазных (многокомпонентных) смесей: жидкость + твердые частицы, жидкость + газ, жидкость + жидкость. Он показал, что нет литературы, в которой были бы изложены основные вопросы течения крови в элементах динамических насосов.

4.2. Механизмы, обуславливающие неньютоновские свойства крови

Кровь представляет собой суспензию форменных элементов в плазме. Форменные элементы, на которые в норме приходится 45% объема крови, включают эритроциты, лейкоциты и тромбоциты. Плотность форменных элементов составляет 1100 кг/м3 и она больше плотности плазмы 1030 кг/м3. Плотность крови 1050-1060 кг/м3.

Суммарный объем эритроцитов примерно в 50 раз превышает объем лейкоцитов и тромбоцитов вместе взятых, в соответствии с чем, кровь можно рассматривать как несжимаемую двухкомпонентную жидкость, которая состоит из несущей компоненты - плазмы и равномерно распределенной в ней частиц - эритроцитов, имеющих форму диска.

Главные . механизмы " неньютоновости" крови связаны с присутствием в ней эритроцитов, которые изменяют картину течения около элементов насоса, искривляя ее линии тока в силу чего, кровь является вязкоупругой жидкостью. Зависимости коэффициента потерь от числа Яе для крови отличаются от зависимостей для однородной жидкости только на режимах малых Яе (менее 1 ООО) и близки к кривым для жидкости с полимерным тонковолокнистыми добавками. 4.3. Влияние свойств неньютоновской жидкости на энергетические и напорные характеристики, перекачивающих их насосов

В проточном канале насоса скорости движения частиц и несущего ее потока из-за разности их плотностей будут различны. Чтобы оценить разность относительных скоростей потока жидкости и частиц в межлопаточном канале насоса воспользуемся уравнением динамического равновесия единичной частицы в проекции на направление ее относительной

скорости VIе\ Р- цс -Рт= рдс , где Р - массовые силы и - сила а Л

сопротивления, действующие в направлении перемещения частицы / ,* qe, ре

- объем и плотность частицы. Учитывая что ¿1/Л= ше и \Vgdwe~ ¿(мге2/2)

Р<Я 1 , К сИ / и'Л _ „ с получаем уравнение энергии: ——--ф —'-— = й — , где Реи- работа

РА Р, РАе \2)

массовых сил, которая определяется силой Кориолиса и центробежной силой. Сила Кориолиса направлена нормально к траектории частиц и ее проекция на нее равна нулю. Центробежная сила, отнесенная к единице

массы жидкости, производит работу = - ц2) / 2. На входе в рабочее

¡РА

колесо насоса скорости жидкости и частиц одинаковы. Обозначая Дъ>=у?2->уе2, как разность между скоростями частицы и>е2 и жидкости м'2, интегрируя

уравнение энергии &——- =

. Ди'2 \рт „ 2 ) 2 ¡рЯе

Статический напор для однородной жидкости = ——-— —2—— -4.

р 2 I 2 ;

Сопротивление в насосе, перекачивающего однородную жидкость Ьсодн не отличается от сопротивления в насосе для неоднородной жидкости Ьснео^и

г р

при Яе >1000, т.е. Ьсодн = Ьсмс,с=(р,/р) [-—ей. Тогда, пренебрегая (Ли<)2 как

Г РА

членом второй степени малости, получаем Ли* -

2 Р.

Для насоса крови со степенью диффузорности: и>/и>2 = 0.6 рассогласование скоростей Л\у = 0.6 м/с, а с мум^ = 1.5 - Лус = 0.83 м/с.

Для определения теоретического напора двухкомпонентной жидкости (смеси) воспользуемся уравнением изменения количества движения. Для

несущей фазы [ ] = у \р г си М = т (с, „ гг - с,, г,) + ¡ргс„ ¿V = Мж.

^ 1 'ж ' V V

Учитывая, что скорости жидкости и частиц различны, для частиц можно записать ^М^ = ~ г ст ¿V = те [се1и г2 - сл ,,>;) +\р, гст ¿V =Ме .

Сумма моментов £ М! = Мж + Ме- равна отношение мощности .¡V к

п

угловой частоте со, т.е. Ме = = НТс тс !«> • Тогда теоретический напор для смеси на стационарном режиме НТс = Нт-~и2{с2и-се211), где

ГПс

Нт~С2ии2 - с/и и; - теоретический напор насоса для однородной жидкости,

тпс = т +те- расход жидкости и частиц.

Наличие более тяжелых частиц принципиально влияет на теоретический напор насоса, однако расчеты показывают, что это влияние незначительно и теоретический напор насоса, перекачивающего кровь близок к папору насоса, перемещающего однородную жидкость, например, воду или плазму. Опыт проектирования насосов для нагнетания крови, полученный

автором, показывает, что для расчета их действительных характеристик можно использовать известные методики расчета с учетом параметров (плотности и вязкости) нагнетаемой жидкости. Только на режимах малых расходов (не догрузки) напор насоса для крови будет меньше напора на чистой жидкости.

4.4. Особенности течения крови в насосах для нагнетания крови

4.4.1. Травма форменных элементов крови

Под эффективностью применения насосов для нагнетания крови в первую очередь понимается работа насоса с минимальной травмой крови. Эксперименты показали, что пороговый уровень напряжения, приводящий к началу фрагментации эритроцитов, равен 150-200 Н/м2. При этом происходит разрыв мембраны с выходом гемоглобина в плазму.

Численное выражение травмы крови впервые в 1960 году было предложено Алленом, через индекс гемолиза IH, как количество гемоглобина НЬ„, вышедшего из разрушенных эритроцитов в плазму.

В настоящее время достигнут достаточно низкий уровень травмы крови в насосах. Однако для дальнейшего качественного улучшения характеристик насосов требуется знание механизмов деформации и разрушения в них эритроцитов, которые изучены недостаточно.

4.4.2. Картина движения жидкости с деформируемыми частицами в межлопаточном канале насоса

Элементами насоса, которые оказывают основное силовое воздействие на кровь, являются: лопатки (лопаточного насоса) или диски (дискового).

В разделе 4.4.2 выполнен анализ течения вязкой двухкомпонентной жидкости в каналах насосов. Он показал, что можно выделить следующие области, отличающиеся причинами, вызывающими деформацию и разрушение частиц:

- область входных кромок, в которой разрушение частиц может происходить от прямого попадания эритроцитов на них,

- пограничные слои на поверхностях элементов насоса, в который деформация и разрушение частиц может происходить из-за высоких напряжений,

- течение в ядре потока проточной части насоса. Деформация и разрушение частиц здесь может происходить из-за рассогласования скоростей частиц и потока, высоких напряжений, флуктуаций в потоке. 4.4.3. Травма в динамических насосах

4.4.3.1. Ударный гемолиз от попадания частиц на входные поверхности элементов насосов

На входные кромки элементов попадут только частицы движущиеся между линиями тока 1-1 и 2-2 (рис. 3). Расчет показывает, что при относительной скорости натекания потока на лопатки (диск) w = 2 - 5 м/с, обычных для насосов крови, напряжения в частицах достигают 2000-5000 НУм2, что значительно превышает уровень пороговых значений напряжений 150-200 Н/м2, при которых происходит разрушение эритроцита. Можно утверждать, что эритроциты, попадающие на входные кромки, будут разрушены.

Выделим объем в набегающем потоке на входные кромки лопаток на среднем диаметре г1ср, рис.3. Он равен AV = = <5>,Щ. Толщина потока между линиями тока связана с толщиной лопатки соотношением

5, = g sinj0' , где р1я, р, - угол установки лопатки и угол натекания потока

на лопатки. w¡= ст1/sin P¡. тогда объем жидкости попадающий на входные кромки всех лопаток за время t равен

К, = Щ-t = zsj^t -A-t = гиЩ ^f-t = F¡a¡ -J-/, (4. i) sinfi, 5И1Д, sin/^ smpu

где Fu- площадь лопаток на входе в насос, ст] - меридиональная составляющая скорости, с которой поток натекает на входные кромки лопаток.

Число частиц, попадающих на входные кромки лопаток и разрушенных от удара о них, равно Nepa3 =¥/,, KoKJ\c /qe, где Ко - концентрация эритроцитов в крови, Ks- коэффициент, учитывающий, что не все частицы

попадут на входные кромки поскольку часть из них, увлекаемые основным потоком, минуют поверхность входной кромки вместе с основным потоком.

А% зависит от относительного диаметра йе, равного отношению диаметра

частиц к толщине лопатки на входе, <?, = Для насосов крови Д, = 0.0040.01 и коэффициент К£= 0.34. Кс - коэффициент зависит от концентрации эритроцитов и учитывает, что отраженные от поверхности эритроциты мешают следующим достигать поверхности входных кромок.

Количество свободного гемоглобина, которое выделилось из объема жидкости, попадающего на входные кромки всех лопаток за время равно

ДНЬЛ= КразКг с1г= Уи КоКЛЛе —^¡лст1 —-—КоК^сКц и (4.2)

где Ке - количество гемоглабина в одном эритроците. Эта формула верна только для отрезка времени от начала работы насоса до времени, когда весь объем крови Ук, находящейся в кровеносной системе или в

экспериментальном стенде пройдет один круг через насос с расходом V,

т.е. для отрезка Ы от нуля до Ук1У. Для следующих отрезков времени в формуле (4.2) будут изменяться: концентрация целых эритроцитов Ко и коэффициент^, который от нее зависит. Для интервала времени от

(¡-1)(ГК/У ) до ХУК/У у. ШЪлГ Уи Ко, КЛыКе =Рисп1 —5—Ко, КЛсКе и

япД,

где Ко, = КоИ(1 - Уи КЛы-1/ Ук)Ю0, К^О.4 (0.4 + Ко,,

Было введено понятие ударный гемолиз НЬ, как отношение свободного гемоглобина выделившего из разрушенных эритроцитов к общему количеству эритроцитов достигающих лопаток насоса НЬ,:

НЪ,= АНЬЛ,/НЬ, =(Г1дст,-±- КЛа)/У = № . (4.3)

НЬЛ зависит от площади входных кромок Р!л и входной площади сечения Т7;, угла установки лопатки = /3, + I (угла натекания потока /?; и угла

атаки i). При увеличении угла атаки (угла установки лопатки) ударный гемолиз уменьшается, но при i > Iff КПД насоса будет резко уменьшаться. Анализ уравнения (4.3) показывает, что существует оптимальное значение

радиуса г1 ср опт= ОА^у/а, при котором НЬЙ будет минимальным.

Уравнение для ударного гемолиза, вызванного ударом крови о входные кромки диска (переднего, среднего, ведущего) имеет вид:

Hbd! —KfKciF](/FКЛс, гд1,

где а!д, ajt, - углы установки диска и кромки диска АВ, а/ - угол натекания потока на диск, F!d - площадь и гд1 - средний радиус входных кромок диска. Сравнительный расчет ударного гемолиза для различных типов

насосов показал для: дискового насоса Biopump (Medtronic, USA) lib—

2.5%, лопаточного центробежного насоса OK (МАИ, Россия) НЬ= 5%,

осевого микронасоса Hemopunip (USA) Hb= 8%..

Полученные результаты подтверждаются экспериментальными данными исследований других авторов. В них определялся уровень травмы крови при ее нагнетании через различные по форме вставки (различная длина сужающего участка, разный радиус скругления входной кромки) в трубках. Авторами получено, что основное влияние на уровень травмы крови, оказывает форма входной кромки вставки: чем больше ее радиус скругления, тем ниже гемолиз. Длина сужающего участка вставки значительно меньше влияет на травму крови, чем СБфугление ее входных кромок, потому что значительно уменьшается количество эритроцитов, попадающих на входные кромки, т.к. они имеют возможность отвернуться от нее по скруглению вместе с основным потоком. Существующие модели травмы крови, связанные со сдвиговыми напряжениями противоречат и не объясняют полученных результатов.

Таким образом, ударный гемолиз - это гемолиз вызванный попаданием

эритроцитов на поверхности входных кромок элементов насоса. Он не зависит от режима работы насоса и определяется только его геометрическими характеристиками. Он является минимально возможным уровнем гемолиза, который может вызвать данный насос. 4.4.3.2. Режимный или действительный гемолиз

Течение в пограничных слоях на поверхностях элементов и ядре потока в насосе приводит к дополнительному повышению уровня гемолиза над ударным гемолизом.

4.4.3.2.1. Травма крови в пограничных слоях

Основным фактором, который может вызвать деформацию и разрушение частиц в пристеночной области, является величина напряжения, т.к. рассогласование скоростей здесь мало из-за малых величин самих скоростей. Проведешше расчеты для дискового насоса Вюршпр показали, что уровень напряжений в пограничных слоях дисков не превышает пороговых значений (150-200 Н/ м2) по все длине проточной части насоса. Для центробежных лопаточных насосов напряжения вообще не превышают уровня 25-30 Н/м2. Из этого следует, что в насосах, работающих на режимах близких к оптимальным, не может быть травмы эритроцитов, вызванной напряжениями в проточной части насосов.

4.4.3.2.2. Деформация и разрушение частиц в ядре потока

Причинами, которые могут вызвать разрушение частиц в ядре потока, являются: рассогласование и флуктуация скоростей в потоке. 4.4.3.2.2.1. Травма из-за рассогласования скоростей частиц и потока

Обобщая результаты работ, посвященных течениям двухкомпонент-ных потоков, можно сказать, что деформация, которую приобретает капля (эритроциты с достаточно высокой степенью достоверности можно считать каплями диспергированными в плазме) в сдвиговом потоке и разрушение

частиц, прежде всего, зависят от относительной вязкости равной

отношению вязкости жидкости внутри /4 и вне частицы ¡л и режимов течения, числа Ree = Д wr/v, определенного по параметрам частицы. При этом условиями деформации и разрушения частиц являются:

1. р=Ц;//л<Ъ (длякрови// = 1. 04).

2. Ree-> 1. Ree = 0.5 - 0.8 для эритроцитов в канала насоса.

Для потока крови в каналах насоса выполняется оба условия, согласно которым эритроциты могут деформироваться и разрушаться.

Найдем связь между величиной деформации частицы, скоростью течения внешнего потока и параметрами потока и частицы. Перепад давления между передней и экваториальной областями частицы,находягдейся в межлопаточном канале рабочего колеса для идеальной жидкости,равен Ар = p{w - wj2 /2. Разрушение капли имеет место, когда динамический напор течения /2 становится больше сил поверхностного натяжения в

какой-либо точке поверхности частицы, т.е. p{w -- ivj2 / 2 > а[ — + — I, где Rj,

J?2 - главные радиусы кривизны в данной точке поверхности, а - коэффициент поверхностного натяжения. Учитывая, что для диска Rz очень большой,

тогда т —+—I = — и p(w- wrf /2> ос/ ге. Разность относительных скоростей

в межлопаточном канале, при которой будет происходить разрушение

частицы Aw> . Задавая коэффициент поверхностного натяжения а в

широком диапазоне изменения, который приводится в разных работах, равным (1-10)-10"5 Н/м не трудно подсчитать, что предельными значениями, при которых происхо дит разрушение мембраны частицы, есть значение (Aw)„ped = 0.07-0.2 м/с. Разность относительных скоростей жидкости и частиц A\v в межлонаточном канале насоса (при среднем значении скорости потока 2-5 м/с) может достигать 0.6-0.8 м/с. Т.е. рассогласование скоростей частиц и

потока в каналах насоса превышает уровень предельных скоростей {Дм)^, вызывающих разрушение эритроцитов.

Величина рассогласования скоростей (а значит уровень травмы) зависит от степени диффузорности проточного канала насоса (отношения скоростей усУ^/). Чем выше диффузорпость канала, тем больше рассогласование скоростей и выше уровень травмы. 4.4.3.2.2.2. Флуктационное движение частиц в потоке

Оценка флуктуации скорости несущего потока показывает, что размер пульсаций соизмерим с размером частиц, однако, предельная скорость рассогласования (Лн^г,ред= 0.07 - 0.2 м/с значительно выше возможных скоростей флуктуации Мфяук и флуктациояной составляющей скорости не достаточно для того, чтобы разрушить мембрану эритроцита, а также изменить траекторию движения частиц в межлопаточном канале насоса. 4.4.3.2.3. Причины и эффекты, интенсифицирующие травму крови в насосах

В разделе 4.4.3.2.3 классифицированы основные эффекты, которые могут повышать напряжения в потоке, выше допустимого, увеличивать рассогласование скоростей эритроцитов и плазмы. Ими являются:

- возникновение отрывных, вихревых зон у поверхности лопаток и дисков, связанных с работой насоса на нерасчетных режимах (вихревая травма) и с внезапным расширением потока при обтекании его выходных кромок,

- возникновение вторичных течений (вторичная травма), вызванных парным вихрем и перетеканием крови из области высокого в область низкого давления. В общем балансе доля вторичной травмы существенна только при малых относительных размерах канала: Ъ/8 < 1.5,

- наличие течений в зазорах между вращающимися и неподвижными элементами насоса (дисковая травма). Основным параметром, от которого зависит дисковая травма, является ширина Ь$ зазора. Она минимальна при малых Ь$ (Ьа/Я < 0.022), соизмеримых с толщиной пограничного слоя.

5. Проектирование насосов для нагнетания крови

При выборе типа насоса, формы его проточной часта (радиальная, диагональная, осевая) следует исходить из основных требований, которые к ним предъявляются. Для имплантируемых насосов это: низкая травма крови, высокий КПД, высокий коэффициент усиления пульсаций давления и расхода. Этим требованиям отвечают лопаточные насосы. Для насосов кратковременного применения требования экономичности и высокие коэффициенты усиления пульсаций не имеют особого значения по сравнению с требованием низкой травматичности. Поэтому здесь целесообразно применение дисковых насосов, как более простых и дешевых в изготовлении.

Проектирование рабочих элементов насосов для нагнетания крови следует веста при выполнении следующих условий:

1) минимального значения ударного гемолиза,

2) минимального рассогласования относительных скоростей потока и эритроцитов Л>1' - Ц' - \\'е,

3) минимально возможный уровень напряжений. 5.1. Проектирование лопаточных насосов

Для нахождения основных параметров в первом приближении целесообразно использовать методику проектирования центробежных и осевых насосов для ЖРД. Из накопленного опыта проектирования и применения насосов для крови можно выделить общие конструктивные особенности по сравнению с насосами для однородных жидкостей:

1) уменьшение количества лопаток центробежных насосов до 4-5 вместо 6-12 и осевых насосов до 2 - 3 вместо 5-6 при работе на однородных ньютоновских жидкостях,

2) выбор ширины лопаток и среднего диаметра на входе в рабочее колесо г!ср следует проводить из условия, что минимальный ударный гемолиз

будет при значениях г;ср=0.4ю, 3) угол установки лопаток на входе следует выбирать из условия равенства

угла атаки 8 -10°,

4) применение большого угла установки лопаток на выходе = 80-100°, в то время как обычных насосов ~ 20-45°,

5) целесообразно применение полуоткрытых колес (без переднего диска), а также открытых колес (без переднего и заднего дисков),

6) применение ребер - лопаток на тыльной стороне заднего диска рабочего колеса для уменьшения тромбообразования, уменьшение осевого давления на подшипники, предотвращения попадания эритроцитов в сальники,

7) увеличение радиального зазора между наружным диаметром колеса и языком отвода, по крайней мере, вдвое против обычных значений,

8) в качестве отвода целесообразно применять кольцевой сборник,

5.2. Проектирование дисковых насосов

Для определения основных параметров дисковых насосов может быть использована методика изложенная в работе В.И.Мисюры, Б.В. Овсянникова и В.Ф.Приснякова " Дисковые насосы", 1986 г.

При проектировании дисковых насосов следует учитывать, что:

1) количество дисков должно быть минимальным, т.е. 2 или 3,

2) надо стремится к увеличению входного диаметра Дня дискового насоса увеличение входного диаметра уменьшает ударный гемолиз,

3) коэффициенты кг, <р следует выбирать в нижних границах: к2 ~ 2.5 - 2.8, <р= 0.01 -0.012,

4) уменьшать ширину межлопаточного канала от входа к выходу.

5.3. Моделирование течения вязкой жидкости в насосах крови Параметры трехмерного течения жидкости в пространственных

каналах рабочего колеса определялись как решение дифференциальных уравнений в частных производных второго порядка.

Задача течения вязкой жидкости решалась для осевых микронасосов, имеющих разные меридиональные сечения рабочего колеса:

1. Рабочее колесо с диаметром периферии постоянным по длине канала £>/ ~П2 и диаметром втулки увеличивающейся от входа к выходу с!/ < с12,

2. Рабочее колесо с диаметром периферии, уменьшающимся от входа к выходу ОI > О2 и диаметром втулки постоянным по длине канала ^ ~ с12.

Каждый из этих насосов имел два вида профиля:

а. Профиль с углами установки лопатки /?/л = 15°, = 45°,

б. Профиль с углами установки лопатки (1>я = 15°, ¡32, = 90°.

Как показали расчеты,уровень напряжений не превышает 100 Н/м2 ни в одном из рассчитанных насосов. Максимальные значения напряжений наблюдаются во входной и выходной областях, периферийном и втулочном сечениях. Однако насосы 1 а и 16 имеют в среднем в 1.2 - 1.4 раза ниже уровень напряжений, чем насосы 2а и 26.

Увеличение угла на выходе (насосы с профилем б) практически не изменяет диффузорность канала. Из-за того, что для насосов с меньшими углами на выходе (насосы с профилем а) требуются большие окружные скорости для обеспечения заданного напора. Насос с постоянным диаметром периферии и диаметром втулки увеличивающимся от входа к выходу имеет меньшую диффузорность проточного канала, меньший уровень напряжений, чем пасос с диаметром периферии уменьшающимся от входа к выходу и постоянной втулкой, а значит, является более предпочтительным для насосов крови. 6. Экспериментальное исследование насосов

Экспериментальное исследование насосов проводилось в два этапа: 1. Гидродинамические испытания насосов для определения статических и динамических характеристик, 2. Медико-биологические испытания для определения травматичности крови при работе насоса.

Для каждого из этих этапов были спроектированы и изготовлены установки. В разделе б. I описан состав установок, характеристики, входящих в них устройств и приборов, методики определения статических,

динамических и гемолизных характеристик насосов. Для определения динамических характеристик насосов в участок входного трубопровода устанавливался мембранный насос "Ясень", как источник пульсаций давления и расхода.

6.2. Объекты экспериментального исследования.

Были спроектированы и изготовлены четыре центробежных насоса: два лопаточных и два дисковых. Для сравнения испытывался также промышленно выпускаемый дисковый насос Biopump (BioMedicus, USA) или насос N1. Все испытанные насосы имели одинаковые входные (24 мм) и выходные (75 мм) диаметры, одинаковые размеры меридиональной проекции. Насос N2 имел семь прямых лопаток: углы установки лопатки на входе /?,., = 40°, на выходе - 72°, ширина канала на входе bj = 8, на выходе bf= 4 мм. Насос №3 отличается от насоса №2 отсутствием переднего диска. У насоса, названного условно "Гибкий" или насос N4, жесткий корпус насоса Biopump, заменен на эластичный корпус, по форме повторяющего корпус насоса Biopump. "Волновой" или насос N5 имеет вместо гладкого центрального диска, как у Biopump, волнистый диск.

Были изготовлены четыре осевых микронасоса, имеющих одинаковую форму меридиональной проекции (диаметр периферии равен 6.5 мм и диаметр втулки изменяется от 1.5 мм на входе до 4 мм на выходе) и отличающиеся изогнутостью лопаток и густотой т. Основные размеры этих насосов на диаметре 5.6 мм представлены в таблице 6.1.

Таблица 6.1.

z ßj ßzj,0 г

Насос №10 3 15 45 2.2

Насос №20 3 15 90 1.9

Насос №30 4 15 90 2.5

Микронасос № 202 имел такую же геометрию как насос № 20, но в каждой лопатке были выполнены разрезы шириной 1 мм по высоте

лопатка Всс насосы имели одинаковые спрямляющие аппараты с четырьмя лопатками, угол установки лопатки на входе а! = 30°, угол установки лопатки на выходе «2 = 90°. 6.3. Результаты экспериментального исследования.

Как и следовало ожидать, самым высоконапорным насосом является насос N2, самым нгоконапорным - дисковый насос Вюритр. Замена центрального гладкого диска на волнистый (насос N5) значительно увеличила напориость дискового насоса засчет увеличения центробежных сил. Отсутствие переднего диска у насоса N3 уменьшает напор насоса по сравнению с насосом N2 за счет увеличения перетечек из области высокого давления в область низкого.

Замена жесткого корпуса насоса N1 на гибкий (насос N4) приводит к увеличению напорности насоса. Наблюдение за работой насоса №4 показали: при увеличении расхода гибкий корпус начинает поджиматься к внешнему диску, а при уменьшении - корпус раздувается, т.е. гибкий корпус сам выбирает оптимальную форму, тем самым, уменьшая потери напора. Кроме того, замена жесткого корпуса на гибкий увеличила диапазон работы насоса в одной и той же сети в область больших расходов.

Осевой микронасос N30 имеет самый высокий напор. Уменьшение числа лопаток (насос N20) уменьшает напор насоса. Разрез лопаток (насос N202) незначительно уменьшает напор насоса.

Динамические эксперименты показали, что наименьший коэффициент усиления равный 0.5-0.6 имеет дисковый насос N1 (Вюритр). Лопаточные насосы имеют коэффициент усиления 0.7-0.79. Полученные экспериментальные данные полностью совпадают с расчетными приведенными в главе 3.

Коэффициент усиления насоса N4 вьпне, чем других насосов. При больших числах оборотов и малых расходах он может превышать единицу. Эти данные не согласуются с теоретическими выводами, согласно которым, коэффициент усиления определяется величиной производной (углом

наклона напорной характеристики к расходу на статическом режиме). Для насоса N4 эта кривая круче, чем характеристики остальных насосов и, следовательно, его коэффициент должен быть наименьшим. Однако из-за податливости гибкого корпуса его динамические напорные характеристики отличаются от статических, и идут значительно положе. Именно этим объясняется, что насос N4 имеет высокий коэффициент усиления.

Гемолизные испытания насосов показали, что наибольший уровень свободного гемоглобина 0.013 г/ 100л имеет насос N3, наименьший 0.0042 г/ 100л-насос N5. Среднее значение 0.0065 г/ 100л имеет насос N1. Индекс гемолиза гибкого насоса N4 незначительно отличается от гемолиза дискового насоса. Наименьший уровень среди осевых насосов имеет насос N20 и он выше, чем у центробежный насосов.

Полученные результаты подтверждают гипотезу об ударной природе гемолиза, зависимости его величины от степени рассогласования скоростей в проточной части насоса. Действительно,наибольший уровень гемолиза имеют осевые лопаточные насосы, наименьший-центробежный дисковый насос N5, имеющий волнистый центральный диск. У такого . насоса гемолиз вызванный ударным эффектом наименьший, как у дискового насоса, а уменьшение рассогласование скоростей в проточной части насоса достигнуто за счет волнообразности диска. 7. Проектирование нагнетательных систем для вспомогательного кровообращения.

На основе полученных теоретических и экспериментальных результатов были спроектированы и изготовлены насосные системы:

1. Система для временной поддержки кровообращения. Находится на стадии лабораторных испытаний.

2. Микронасосная внутриаортальная система. Проходит завершающие медико-биологические испытания.

7.1. Система для временной поддержки кровообращения (СВПК).

СВПК предназначена для обеспечения поддержки циркуляции крови у пациентов, чьи сердечные функции нарушены (инфаркт миокарда, нестабильная стенокардия, сердечная недостаточность). Она состоит из: насосного блока, электродвигателя, блока управления. Насосный блок в свою очередь состоит из центробежного насоса и узла передачи крутящего момента, который обеспечивает полную изоляцию полости насосного блока от внешней среды. В качестве центробежного насоса предлагается, как наиболее перспективный центробежный насос с эластичным корпусом, у которого рабочее колесо выполнено из трех дисков: гладких ведущего и переднего и волнистого центрального с углом наклона волны на выходе равным 90°.

Работает система следующим образом. При подключении насоса к ЛЖ или ЛП изменение давления в нем вызывает синхронные изменения геометрии эластичного корпуса насоса, ликвидируя зоны отрыва потока, тем самым, обеспечивая минимальную травму крови.

Применение центробежного насоса с эластичным корпусом позволило уменьшить травму крови на 10 - 20 % и повысить напор насоса на 30 -40%. На насос подала заявка на изобретение. Получено положительное решение на получение патента N 97115700 от 25 сент.1998 г. 7.2. Микронасосная внутриаортальная система.

Центробежные насосы и тем более объемные насосы имеют существенный недостаток, связанный с необходимостью выполнения торакомии для подсоединения к сердцу и сосудам, что сужает крут их применения. Преодолеть этот недостаток и расширить возможности лечения различных форм сердечной недостаточности может система, использующая осевой микронасос. Малые размеры позволяют вводить его через периферийные сосуды. Опыт разработок и использования такой системы в мировой практике крайне незначителен. Существуют только две системы Неторитр (США) и ХАРТ, разработанная в Московском авиационном институте.

Микронасосная система ХАРТ включает: микронасосный блок (МНБ), электродвигатель, блок управления, блок дозировки лекарств и смазки (БДЛС). МНБ состоит из: микронасоса ХАТ, входной каннюли, гибкого вала и имеет несколько модификаций: ХАТ5 и ХАТ7.5 с диаметрами 5 и 7.5 мм, соответственно. Лопатки рабочего колеса и спрямляющего аппарата изготовлялись на станке с программным управлением. Большая часть спрямляющего аппарата не имеет обечайки для уменьшения травмы крови и ликвидации областей, в которых возможны застойные зоны. На данные конструктивные решения получен патент N2051695 от 10 января 1996 г. ХАТ приводится во вращение высокооборотным (до 30 ООО об/мин) электродвигателем через гибкий вал трехслойной навивки, размещенным во внутреннем и внешнем катеторах.

БДЛС состоит из: емкости с солевым лекарственным раствором (СЛР), перистальтического 8-ми роликого насоса МНП 1-ДУ и емкости для сбора отработанного СЛР. МНП 1-ДУ обеспечивает подачу 40 мл/час СЛР в пространство между катетерами, 1/3 часть которого проходя через подшипники скольжения поступает в межлопаточную часть насоса для уменьшения травмы и сворачиваемости крови, а остальная в пространство между внутренним катером и валом для его смазки, которая затем удаляется в сборную емкость.

Для поддержания слабого сердца МНБ вводится через бедренную артерию и продвигается к сердцу. Его каннюля, проходя через аортальный клапан, попадает в левый желудочек. Насос выталкивает кровь из желудочка в аорту. После восстановления функции сердца МНБ выводится из организма.

ВЫВОДЫ

1. Разработаны научные основы расчета и проектирования нового поколения насосов для нагнетания крови, работающих с минимальной травмой, имеющих динамические характеристики необходимые для их

физиологичной работы в организме.

2. Изменение направления потока жидкости из-за кривизны канала при Не = 1000 - 2000 вызывает появление вторичных течений в виде двух разнонаправленных спиралей при этом в ответвлениях, расположенных в зоне их действия, не наблюдается отрывных и застойных областей.

3. Способность насоса усиливать или ослаблять входные пульсации давления определяется его статической напорной характеристикой: чем она положе, тем выше коэффициент усиления.

4. Различие в теоретическом напоре насоса для однородной жидкости (вода, плазма крови) и для крови на стационарном режиме незначительно. Действительные напоры этих насосов отличаются только для режимов малых расходов.

5. Напряжения в потоке крови в насосе, работающем на расчетном режиме, не превышают пороговых значений, при которых происходит разрушение эритроцитов, и значит, не являются причиной травмы крови.

6. Основными причинами травмы крови в насосах являются: попадание эритроцитов на входные элементы и рассогласование скоростей эритроцитов и плазмы в проточном канале насоса.

7. Разработан численный критерий - ударный гемолиз, позволяющий оптимизировать геометрические параметры насоса и оценивать влияние на травму крови основных режимных и геометрических параметров.

8. Выделены и классифицированы основные эффекты, интенсифицирующие процессы деформации и разрушения частиц в насосе: отрывные вихревые зоны (вихревая травма), вторичные течения (парный и непарный вихри) (вторичная травма), течение в зазорах между вращающимися и неподвижными элементами насосов (дисковая травма).

10. Насосы с постоянным диаметром периферии и диаметром втулки, увеличивающимся от входа к выходу, вызывают наименьшую травму крови.

11. Созданы экспериментальные установки для определения статических, динамических напорных характеристик и уровня травмотичности насосов разного типа. Результаты теоретического и экспериментального исследований показали хорошее согласование в пределах 4 - 6%.

12. Предложена новая конструкция насоса с гибким корпусом, что позволяет увеличить напорность насоса на 30 - 40%, расширить диапазон работы насоса в область больших расходов на 5 - 7%, увеличить коэффициент усиления до значений близких к единице, уменьшить травму крови на 10 - 20%. Основные научные результата.: диссертации отражены в публикациях:

1. Хаустов А.И., Овсянников Б.В. Насосы для создания скоростного напора// Тезисы докладов на II Всесоюз. научно - технической конф. "Современные проблемы двигателей и энергетических установок JIA ", МАИ. 1981. С. 55.

2. Хаустов А.И., Ершов Н. С. Влияние на напорные характеристики насоса изменений в геометрии его лопаток// Тезисы докладов на II Всесоюзной научно-технической конференции " Современные проблемы двигателей и энергетических установок JIA", МАИ. 1981. С. 54.

3. Хаустов А.И., Овсянников Б.В., Ершов Н.С. Возможные пути проектирования насосов с коэффициентом быстроходности ns > 1500// Темат. сб. науч. трудов МАИ "Рабочие процессы в элементах двигателя", 1982. С. 30 - 34.

4. Хаустов А.И., Овсянников Б.В., Селифонов B.C. Особенности профилирования проточной части насосов - движителей// Сб. научных трудов МАИ "Проектирование подводных аппаратов для использования и освоения океана" М.: МАИ, 1983. С. 12-15.

5. Хаустов А. К, Овсянников Б.В., Селифонов B.C., Каширин С.Ю. Алгоритм расчета шнеко-центробежного насоса// Бюллетень ОФАП, N23. 1983. 57 с.

6. Хаустов А.И., Ершов Н. С. Использование винтовых поверхностей при профилировании лопаток в насосах повышенной быстроходности// Энергомашиностроение, 1989. N7, С. 12-14.

7. Khaoustov A.I., Tolpekin V.E., Shumakov V.l. A Micropump System

for the Auxiliary Blood Circulation. Cardiovascular Science and Technology: Basic and Application, 1990, V. 5,43 p.

8. Khaouslov A.I., Tolpekin V.E., Shumakov V.I. Perspectives on Neumatic and Hydraulic Assistance Devices and Their Application for Heart Transplantation. USA - USSR Joint Symp. "Circulatory support and biomaterials", Houston, 1990.

9. Шумаков В.И., Хаустов А.И., Толпекин B.E., Мелгшука И.В., Дегтярев В.Г., Романов О.В. Схемы имплантации лопаточных насосов для вспомогательного кровообращения //Грудная хирургия, 1992. N 11-12. С. 3 - 5.

10. Khaoustov A., Balakin V., Tolpekin V., Pisarevskiy А. 3D Modelling of Flow in Vessels// International Journal of Artifitial Organs. 1995, V. 18, N 8.

11. Khaoustov A., Balakin M., Tolpekin V. 3D Numerical Calculation of Flow within Blood Pump// Intern. J. of Artif. Organs. 1995. V. 18, N. 8.

12. Хаустов А.И., Толпекин B.E., Гаврилюк В.А. Исследование трехмерного течения крови в аорте методами математического моделирования// Тезисы докладов Первого Российского Конгресса по патофизиологии "Патофизиология органов и систем", Москва., 1996.

13. Khaoustov A., SemenovA., Dostiev V., Tolpekin V., Shumakov V. Early Warning of Pumping System Fault// J. of Artif. Organs, 1996. V. 19, N.9.

14. Khaoustov A., Shumakov V., Tolpekin V., SemenovA. Use of Spectral Analysis to Evaluae a Condition of Cardiovascular System// International Journal of Artifitial Organs. 1996, V.19, N 9.

15. Khaouslov A.I., Tolpekin V.E., SemenovA. J., Jinishev S.S., Korotkevich P. Estimation of Cardiovascular System and Assist Devices// Abstracts of reports at the 4th European Conf. on Engineering and Medicine, Poland, May, 1997.

16. Хаустов А.И., Овсянников Б.В., Толпекин В.Е., Красовский О.А., Кобяков Д. II. 'Гурбонасосные технологии ЖРД и механические системы поддержки кровообращения человека// Вестник МАИ, 1997. Т. 4, № 1. С. 25 - 30.

11. Хаустов А.И., Толпекин В.Е., Короткевич П.Н., Хавруняк Д.В., Шумаков Д.В., Достиев А.Р., Семенов B.C., Гасанов Э.Я. Новый метод

оценки работы устройств вспомогательного кровообращения и состояния сердечно-сосудистой системы человека// Трансплантология и искусственные органы. 1997. N 3 - 4. С. 39-41. 18. ХаустовА.И., Толпекин В.Е., Гаврилюк В.Н., Корошкевич П.И. Моделирование течения вязкой жидкости в пространственных каналах// Доклады Академии Наук РФ. 1998. Т. 358, № 6. С. 1 - 4. \9. ХаустовА.И., Овсянников Б.В., Корошкевич H.H., ХаврунякД.В. Исследование динамических характеристик насосных систем// Вестник МАИ, 1998, N2.

20. Хаустов А.И., ОвсянниковБ.В., Корошкевич П.Н., ХаврунякД.В. Нестационарные режимы работы насосов ракетных двигателей// Изв. Вузов. Авиационная техника, Куйбышев. 1998, N 3.

21. Khaoustov A., Tolpekin V., Korotkevich P., Khavruniak D., GasanovE. Device for the Pulsatile flow Performance// International Conf. "Biomedical Measurement and Instrumentation", Croatia, 1998

22. Khaoustov A., Tolpekin V., Korotkevich P., GasanovE., ShumakovD. Early Detecting of Defects in the Cardiovascular System and Assist Devices// Intern. Conf. "Biomedical Measurement and Instrumentation", Croatia,1998

23. Хаустов А.И., Овсянников Б.В. Автор, свидетельство N 274622 от 1.07.87

24. Хаустов А.И., Овсянников Б.В., Селифонов B.C., Анашин Л.И., Иншаков А.Н. Авторское свидетельство N 319325,1990

25. Хаустов А.И., Шумаков В.И., Толпекин В.Е., Кострикин В.П., Романов О.В. Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения. A.c. 4913262/14(16107) от 20.03.91.

26. Хаустое А.И., Шумаков В.К, Толпекин В.Е. Кострикин В.П., Романов О.В. Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения. Пат. N2051695 от 10 января 1996 г.

27. Хаустов А.И., Толпекин В.Е., Корошкевич H.H., ХаврунякД.В., Хубутия А.Ш., Шумаков Д.В. Центробежный насос для вспомогательного кровообращения. Заявка на патент N 97115700 от 25 сент.1998 г.

я

Рис. 1. Расчетная схема

Рис. 2. Распределите вектора поперечной скорости в сечении А-А

Рнс. 3. Натеките потока на входные кромки насоса

Условные обозначения

ВВЕДЕНИЕ.Э

Глава 1. Обзор современного состояния насосов, применяемых в аэрокосмических летательных аппаратах (АКЛА) и системах вспомогательного кровообращения (ВК).

1.1. Насосы аэрокосмических летательных аппаратов.

1.2. Насосы для нагнетания крови.

1.2.1. Схемы подключения насосов.

1.2.2. Основные требования, предъявляемые к насосам для нагнетания крови.

1.2.3. Обзор современных насосов для нагнетания крови.

1.3. Сравнение параметров и процессов, протекающих в насосах АКЛА и системах ВК.

Глава 2. Физико-математическая модель течения вязкой жидкости в разветвленных пространственных каналах.

2.1. Обзор и постановка задачи.

2.2. Метод исследования.

2.3. Метод решения дифференциальных уравнений.

2.4. Расчетная модель и исходные данные.Ю

2.5. Результаты численного моделирования.

2.5.1. Развитие течения на прямом участке канала.

2.5.2. Развитие течения в дуге канала.

2.5.3. Развитие течения в нисходящем участке.

2.5.4. Распределение напряжений в канале.

2.6. Экспериментальная проверка результатов.

Выводы.

Глава 3. Пульсирующие режимы работы динамических насосов.

3.1. Обзор литературных источников.

3.2.Уравнение динамики насосной системы.

3.3. Анализ уравнения динамики насосной системы.

3.4. Влияние напорной характеристики насоса на коэффициент усиления насоса.

Выводы.

Глава 4. Особенности разработки насосов для нагнетания крови.

4.1. Обзор агрегатов, применяемых для нагнетания двухфазных неньютоновских жидкостей.

4.2. Механизмы, обуславливающие неньютоновские свойства крови.

4.2.1. Состав крови, как рабочего тела для насосов.

4.2.2. Механические свойства крови.

4.2.3. Движение, деформация и агрегация эритроцитов.

4.3. Влияние свойств неньютоновской жидкости на энергетические и напорные характеристики, перекачивающих их насосов.

4.3.1. Характеристика движения крови как потока жидкости с легко деформируемыми частицами.

4.3.2. Влияние параметров частиц неньютновской жидкости на характеристики насоса.

4.3.2.1. Влияние параметров частиц на теоретический напор насоса.

4.3.2.2. Влияние свойств неньютоновской жидкости на действительные характеристики насоса.

4.4. Особенности течения крови в насосах для нагнетания крови.

4.4.1. Травма форменных элементов крови.

4.4.2. Картина движения жидкости с легкодеформируемыми частицами в межлопаточном канале насоса.

4.4.3. Травма в динамических насосах.

4.4.3.1. Ударный гемолиз от попадания частиц на входные поверхности элементов насосов.

4.4.3.2. Режимный или действительный гемолиз.

4.4.3.2.1. Травма крови в пограничных слоях.

4.4.3.2.2. Деформация и разрушение частиц в ядре потока.!

4.4.3.2.2.1. Травма из-за рассогласования скоростей частиц и потока.

4.4.3.2.2.2. Флуктационное движение частиц в потоке.

4.4.3.2.3. Причины и эффекты, интенсифицирующие травму крови в насосах.

4.4.3.2.3.1. Вихревые течения (вихревая травма).

4.4.3.2.3.2. Вторичные течения (вторичная травма).

4.4.3.2.3.3. Дисковая травма.••.

Выводы.

Глава 5. Проектирование насосов для нагнетания крови.

5.1. Проектирование лопаточных насосов.

5.2. Проектирование дисковых насосов.

5.3. Моделирование течения вязкой жидкости в насосах.

Выводы.

Глава 6. Экспериментальное исследование насосов.

6.1. Описание экспериментальных установок.

6.1.1. Экспериментальная установка для определения напорных и динамических характеристик.

6.1.2. Установка для определения травмотичности работы насосов.

6.2. Объекты экспериментального исследования.

6.2.1. Центробежные насосы.

6.2.2. Осевые насосы.

6.3. Результаты экспериментального исследования.

6.3.1. Статические характеристики насосов.

6.3.2. Динамические характеристики насосов.

6.3.2.1. Насосы с жестким корпусом.

6.3.2.2. Насос с эластичным корпусом.

6.3.3. Результаты гемолизных исследований насосов.

Выводы.

Глава 7. Проектирование систем для ВК.

7.1. Система для временной поддержки кровообращения.

7.2. Микронасосная внутриаортальная система.

Выводы.

Актуальность. Прогресс в современной кардиохирургии не возможен без применения нагнетательных устройств, которые бы обеспечивали частичную или полную, временную или постоянную замену функции сердца.

С конца 60х годов началось применение насосов для механической поддержки кровообращения для лечения острой сердечной недостаточности. Первыми насосами, которые использовались, были объемные насосы - роликовые и мембранные.

Насосы объемного класса создают пульсирующий поток, что важно для длительного применения, однако, их использование требует высокой квалификации персонала, особенно в управлении работой насоса, которая должна проводится в кардиосинхронизированном режиме, наличие клапанов на входе и выходе повышает риск развития тромбоэмболийных осложнений и вызывают травму крови.

Совершенствование, разработка новых методов лечения, внедрение трансплантации в медицинскую практику поставили задачу разработки новых более простых, доступных для широкого применения и в тоже время совершенных насосов. Как альтернатива объемным насосам, стали разрабатываться насосы динамического класса - дисковые и лопаточные. Они имеют ряд преимуществ по сравнению с объемными: отсутствие клапанов, мембран, значительная простота конструкции, привода и управления, а значит высокая надежность и долговечность в работе, низкая стоимость. К тому же динамические насосы имеют безусловные преимущества перед объемными, как имплантируемые устройства. Размеры объемных насосов значительно больше размеров динамических. При этом динамические насосы можно выполнить очень маленькими (менее 10 мм). Именно благодаря свойствам динамических насосов може т быть решена задача ближайшего будущего - разработан надежный, дешевый имплантируемый насос.

Однако, имеется ряд причин, которые ограничивают применение в настоящее время динамических насосов и требуют дальнейшего исследования гидро- и гемодинамики динамических насосов. Существующие конструкции динамических насосов, вызывают высокий уровень травмы и тромбообразования крови, срезают пульсации давления, которые поступают на их вход, что не позволяет их использовать в течении длительного времени.

Существующее объяснение травмы крови из-за высокого уровня напряжений, который якобы имеет место в динамических насосах и связанный с ним подход к проектированию насосов для нагнетания крови не позволяет координально решить главную задачу - уменьшение травмы крови до уровня безопасного применения динамических насосов. Такой подход обусловлен сложностью картины течения крови как неньютоновской жидкости, не достаточно полным пониманием процессов, происходящих с частицами крови в элементах насосов, в результате которых происходит деформация и разрушения эритроцитов.

Поэтому разработка насосов вызывающих низкую травму крови, работающих на пульсирующих режимах подобных работе сердца, является одной из наиболее актуальной задачей, стоящей перед учеными в области гидродинамики.

Высокий уровень разработок нагнетательных систем для ракетной техники, глубина исследований физических процессов, протекающих в агрегатах питания (насосах и турбинах), методы их математического моделирования позволяют с успехом использовать и внедрять их в практику исследования разработки насосов крови, которая является малоизученной в современной технике и медицине.

Цель и задачи работы.

Основной целью работы является разработка научных основ расчета и проектирования насосов для нагнетания крови, работающих с минимальной травмой крови допустимой для использования этих насосов на длительный срок работы, обеспечивающих пульсирующие режимы подачи крови в организм, подобные режимам работы сердца.

Решались следующие задачи:

1. Разработка математической модели течения вязкой жидкости в пространственной системе каналов и на ее основе определение картины и особенностей потока в областях изменения кривизны и разветвлений.

2. Исследование динамических характеристик насосов, т.е. их способности изменять входные пульсации давления и расхода, определение влияние на них геометрических и режимных параметров.

3. Исследование гидродинамики многофазной неньютоновской жидкости, каковой является кровь, в проточных каналах насосов, влияния ее свойств на их энергетические характеристики.

4. Моделирования процессов течения неньютоновской жидкости, выявление причин деформации и разрушения частиц (эритроцитов) в элементах насоса.

5. Разработка численных критериев расчета травмы крови в элементах насоса, позволяющих оценить влияние на нее основных геометрических и режимных параметров.

Научная новизна работы заключается в следующем:

- в пространственной постановке решена задача течения вязкой жидкости в криволинейных каналах имеющих разветвления и в осевых насосах,

- теоретически и экспериментально исследована способность динамических насосов пропускать и усиливать входные пульсации давления,

- разработана модель течения крови, как двухкомпонентной неньютоновской жидкости в проточных каналах насосов,

- разработана гипотеза, достоверно объясняющая процессы и причины вызывающие деформацию и разрушение частиц в насосе,

- выработаны критерии травмы крови, позволяющие аналитически определять влияние на нее геометрических и режимных параметров,

- разработана методика проектирования насосов различного типа для нагнетания крови с минимальной травмой, обеспечивающих пульсирующие режимы работы.

Основные положения, вынесенные на защиту:

- Результаты решения пространственной задачи течения в криволинейных каналах имеющих разветвления и в осевых насосах.

- Динамические характеристики насосов.

- Картина обтекания неньютоновской двухкомпонентной жидкостью элементов насоса.

- Причины деформации и разрушения эритроцитов в элементах насоСа.

- Численные критерии оценки травмы крови.

- Методика проектирования насосов для нагнетания крови.

Достоверность результатов работы обеспечена: использованием при физическом и математическом моделировании процессов течения в насосах фундаментальных законов механики; применением достоверных опытных данных, полученных с минимальными допущениями и ограничениями; большим экспериментальным и статистическим материалом с использованием при их проведении проверенных методов исследований, приборов и измерений, обеспечивающих точность регламентированную ГОСТами; хорошим согласованием теоретических и экспериментальных результатов, полученных при испытании насосов.

Практическая ценность результатов работы и их реализация. На основе теоретических и экспериментальных исследований разработаны научные основы проектирования и инженерный метод расчета насосов для нагнетания крови, которые минимально травмирую! кровь и работают на режимах подобных режимам работы сердца.

1.9

Предложены принципы оптимизации геометрических параметров насосов, динамических характеристик, а также конструктивные решения, которые могут быть использованы при разработке новых перспективных высокоэффективных насосов различного назначения. Это позволит повысить надежность, уменьшить энергопотребление насосной установки и всего агрегата в целом.

На основе полученных результатов разработаны насосные системы разного назначения: для вспомогательного кровообращения и для внутриаортального применения, которые приняты НИИ трансплантологии и искусственных органов и проходят медико-биологические испытания.

Апробация работы и публикации.

Материалы диссертационной работы докладывались на: И-ой Всесоюзной научно-технической конференции "Современные проблемы двигателей и энергетических установок летательных аппаратов" (Москва, 1981), Международном симпозиуме "Circulatory support and biomaterials" (Хьюстон. США, 1990), 1-ом Российском Конгрессе" Патфизиология органов и систе\< (Москва, 1996), XXI 1-ом (Германия, 1995) и XXIII-ем (Польша, 1996) Международных Конгрессах "European Society for Artificial Organs", 4-ой Европейской Конференции "Engineering and Medicine" (Польша, 1997), 8-ой Международной конференции "Biomedical Measurement and Instrumentation" (Хорватия, 1998), заседаниях Всероссийского семинара "Турбомашины: теория и практика". По материалам диссертации опубликовано 20 печатных работ, выполнено 25 рукописных научных трудов, получено 3 авторских свидетельства СССР, 1 патент РФ и 1 положительное решение на патент Структура и объем работы.

Диссертация состоит из введения, семи глав, основных выводов,.списка литературы. Объем диссертации - 183 стр. Библиография составляет 188 наименований.

выводы

В работе был проведен расчет течения вязкой жидкости в разветвленных пространственных каналах трубопроводов и насосов, выполнено теоретическое и экспериментальное исследования динамических характеристик насосной системы, проведен анализ гидродинамики крови, как двухкомпонентной неньютоновской жидкости, в элементах насоса, выполнены экспериментальные исследования, которые подтвердили полученные расчетные и теоретические результаты.

Проведенные исследования позволили сделать следующие выводы:

1. Разработаны научные основы расчета и проектирования нового поколения насосов для нагнетания крови, работающих с минимальной травмой, имеющих динамические характеристики необходимые для их физиологичной работы в организме.

2. Изменение направления потока жидкости из-за кривизны канала при Re = 1000 - 2000 вызывает появление вторичных течений в виде двух разнонаправленных спиралей при этом в ответвлениях, расположенных в зоне их действия, не наблюдается отрывных и застойных областей.

3. Способность насоса усиливать или ослаблять входные пульсации давления определяется его статической напорной характеристикой: чем она положе, тем выше коэффициент усиления.

4. Различие в теоретическом напоре насоса для однородной жидкости (вода, плазма крови) и крови, как двухкомпонентной жидкости, на стационарном режиме незначительно. Действительные напоры этих насосов отличаются только для режимов малых расходов.

5. Напряжения в потоке крови в насосе, работающем на расчетном режиме, не превышают пороговых значений, при которых происходит разрушение эритроцитов, и значит, не являются причиной травмы крови.

6. Основными причинами травмы крови в насосах являются: прямое попадание эритроцитов на входные элементы и рассогласование скоростей эритроцитов и плазмы в проточном канале насоса.

7. Разработан численный критерий - ударный гемолиз, позволяющий оптимизировать геометрические параметры насоса и оценивать влияние на травму крови основных режимных и геометрических параметров. Уровень ударного гемолиза зависит от поверхности входных кромок, угла установки лопаток, дисков, площадей входного сечения канала насоса.

8. Выделены и классифицированы основные эффекты, интенсифицирующие процессы деформации и разрушения частиц в насосе: отрывные вихревые зоны (вихревая травма), вторичные течения (парный и непарный вихри) (вторичная травма), течение в зазорах между вращающимися и неподвижными элементами насосов (дисковая травма).

5. Из решения задачи течения вязкой жидкости в пространственных каналах осевых насосов Получено, что насосы с постоянным диаметром периферии и диаметром втулки, увеличивающимся от входа к выходу, вызывают наименьшую травму крови.

10. Созданы экспериментальные установки для определения статических, динамических напорных характеристик и уровня травмотичности насосов разного типа. Результаты теоретического и экспериментального исследований показали хорошее согласование в пределах 4 - 6%.

11. Предложена новая конструкция насоса с гибким корпусом, что позволяет увеличить напорность насоса в среднем на 30 - 40%, расширить диапазон работы такого насоса в одной и той же сети в область больших расходов на 5 - 7% , увеличить коэффициент усиления до значений близких к единице, уменьшить травму крови на 10 - 20%.

1. Шумаков В.И., Толпекин В.Е. Вспомогательное кровообращение. М.: Медицина, 198и. 248 с.

2. Шумаков В.И., Хаустов А.И., Толпекин В.Е., Мелимука КВ., Дегтярев В.Г. Романов О.В. Схемы имплантации лопаточных насосов для вспомогательного кровообращения // Грудная хирургия, 1992. N 11-12. С. 3 5.

3. Педли Т. Гидродинамика крупных кровеносных сосудов. М: Мир, 1983. 400 с.

4. Johnson G.G., Hammil F.S., Johansen К.Н., Marzec U., Gerard D., Dilley R. Bernstein E.F. Prolonged Pulsatile and Nonpulsatile LV Bypass with a Centrifugal Pump// Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs. 1976. V. 22. P. 323-331.

5. Onoda K. Comparison of centrifugal pumps// Artif. Organs J. 1994. V. 18. P. 705-709.

6. Nishinaka T. Less platelet damage in the curved vane centrifugal pump// Artif. Organs J. 1994. V. 18. P. 687-690.

7. Kijima T. The margin of safety in the use of a straight path centrifugal blood pump// J. Non-pulsatile perfusion and rotary blood pumps. 1993. P. 680-685.

8. Naito K. Development of the Baylor-Nikkiso centrifugal pump with a purging system for circulatory support// J. Non-pulsatile perfusion and rotary blood pumps. 1993. P. 53-57.

9. Ohara Y. Development and evaluation of antithrombogenic centrifugal pump: eccentric inlet port model// Artif. Organs J. 1994. V.18. P. 673-679.

10. Овсянников Б.В., Боровский Б.И. Теория и расчет агрегатов питания жидкостных ракетных двигателей. М.: Машиностроение, 1986 375 с.

11. Крас ., М.В., Лукин В.А., Овсянников Б.В. Малорасходные насосы авиационных и космических систем. М.: Машиностроение, 1985. 240 с.

12. Рахматуллин Ш.И. Кавитация в гидравлических системах магистральных нефтепроводов. М: Недра, 1986. 165 с.

13. Колпаков Л.Г., Рахматуллин Ш.И. Кавитация в центробежных насосах при перекачке нефтей и нефтепродуктов. М.: Недра, 1980. 143 с.

14. Физиология кровообращения. Физиология сердца. JL: Наука, 1980.

15. Каро К., Педли Т., ШротерР., Сид У. Механика кровообращения. М.: Мир, 1981. 415 с.

16. Bergel D.H. Cardiovascular Fluid Dynamics. London & New York, Academic Press, 1972.

17. Гущин B.A., Онуфриева Н.П. Численное моделирование движения крови в системе ветвящихся сосудов. М.: МФТИ, 1977. 35 с.

18. Белоцерковский О.М. Численное моделирование в механике сплошных сред. М.: Наука. Гл. редакция физ-мат. литературы, 1984. 519 с.

19. McDonald D.A. Blood Flow in Arteries. London, Arnold. 1974.

20. Khaoustov A., Balakin V., Tolpekin V., Pisarevskiy A. 3D Modelling of Flow in Vessels// J. of Artif. Organs, 1995. V. 18, N. 8. P. 436.

21. Левтов B.A., Регирер С.А., Шадрина H.X. Реология крови. М.: Медицина, 1982. 310 с.

22. Хаустов А.И., Толпекин В.Е., Гаврилюк В.А. Исследование трехмерного течения крови в аорте методами математического моделирования// Тезисы докладов Первого Российского Конгресса по патофизиологии "Патофизиология органов и систем", Москва., 1996.

23. Olson D.E. Fluid mechanics relevant to respiration flow within curved or elliptical tubes and bifurcating systems// Imperial College, London. 1972.

24. Clark С., Schultz D.L. Velocity distribution in aortic flow// Cardiovasc. Res. 1973. V. 7. P. 601-612.

25. Schult D.L., 7 unstail-Pedoe D.L., Lee G. deJ, .Gunning A.J., Be I/house B.J. Velocity distribution and transition in arterial system// Circ. and Respir. Mass transport, W. Wolstenholme & J. Knight. 1969.

26. Мюллер Т. Дж. Применение численных методов к исследованию физиологических течений. В сб.: Численные методы в динамике жидкостей. М.: Мир, 1981. С. 80- 151.

27. Файзуллаев Д.Ф., Наврузов К., Фаттаев Ф.Н. Пульсирующее течение вязкой несжимаемой жидкости в круглой трубе с разветвлением// ДАН УзССР. 1981. N 10. С. 20-22.

28. Наврузов К. Гидродинамика пульсирующих течений в трубопроводах. Ташкент: Фан, 1986. 112 с.

29. Малмейстер А., Кнетс И.В. Основные направления развития биомеханики// Соврем, проблемы биомеханики, 1984. N 1. С. 5 16.

30. Лайтфут Э. Явления переноса в живых системах. М.: Мир. 1977. 520 с.

31. Cornhill J.F., Roach M.R. A quantitative study of the localisation of atherosclerotic lesions in rabbit aorta// Atherosclerosis. 1976. V. 23. P. 489-501.

32. LingS.C., AtabekH.B., Fry D.L., Patel D.J., JanickiJ.S. Application of heated film velocity and shear probes to hemodynamic studies// Circ. Res., 1968. V. 23. P.789-801.

33. Patel D.J., de Freitas F.M., Greenfild J.C., Fry D.L. Relationship of radius to pressure along the aorta in living dogs// J. Appl. Physiol. 1963. V. 18,1. P. 1111-1117.

34. Caro C.G., Fitz-Gerald J.M., Schroter R.C. Atheroma and arterial .wall shear: observation, correlation and proposal of a shear dependent mass transfer mechanism for atherogenesis//Proc. R. Soc. bond. 1971. V. 177. P. 109-159.

35. Хаустов А.И., Толпекин В.Е., Гаврилюк В.Н., Короткевич П.Н. Моделирование течения вязкой жидкости в пространственных каналах// Доклады Академии Наук РФ. 1998. Т. 358, № 6. С. 1 4.

36. Launder В.Е., Spalding D.B. The numerical computations of turbulent flows// Computer methods in applied mechanics and engineering. 1974. V. 3. P. 260-289.

37. Wuzzinger I. Throbogeneze und hamodynamik. Hamostasiologie. 1988. V. 8. P. 173-182.

38. Schroter R.C., Sudfow M.F. Flow patterns in models of the human bronchial airways// Respir. Physiol. 1969. V. 7. P. 341^354.

39. Seed W.A., Wood N.B. Velocity patterns in the aorta// Cardiovasc. Res. 1971. V. 5. P. 319-330.

40. Лойцянский Л.Г. Механика жидкости и газа. М.: Наука, 1970. 905 с.

41. Андерсон Д., Таннехилл Дж., ПлетчерР. Вычислительная гидромеханика и теплообмен в 2-х т. М.: Мир, 1990. 727 с.

42. Люлька В.А. Щенников В.В. Численное решение уравнений Навье -Стокса. В кн.: Сб. теор. работ по гидродинамике. М.: ВЦ АН, 1970. С. 62-68.

43. Самарский А.А., Гулин А.В. Численные методы. М.: Наука, Гл. ред. физмат. лит., 1989. 429 с.

44. Gibson М.М. Prediction of curved free shear layers with a Reynolds-stress model of turbulence// Paper at 2nd Symposium on Turbulent Shear Flows, London, 1979.

45. Gavriliok V.N.,Denisov O.P. Numerical Simulation of Working Processes in Rocket Engine Combustion Chamber, IAF-93-S.2.463, 1993. P. 323 326.

46. Методы расчета турбулентных течений. Под ред. В.Кольмана. М.: Мир, 1984. 422 с.

47. Castro LP., Bradshaw P. The turbulence structure of a highly curved mixing layer//J. Fluid Mech., 1976.

48. GoldlngL.R., Jacobs O., Murakami Т., Nose Y. Chronic nonpulsatile blood flow in an alive, awake animal 34-day survival// Trans. Am. Soc. Artif. Inter. Organs. 1980. V. 26. P. 251-255.

49. Yadal, Golding L.R., Harasaki H. Physiopathological studies of nonpulsatile blood flow in chronic models// Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs. 1983. V. 29 P. 520-525.

50. Tsutsui Т., Nose Y. Arterial pressure pulsation during nonpulsatile biventricular bypass experiments: possible idioperipheral pulsation// Artif. Organs J. 1986. V. 10. P. 153-155.

51. Tsutsui Т., Sutton C„ Harasaki H., Jacobs G.B., Golding L., Nose Y. Idioperipheral pulsation during nonpulsatile biventricular bypass experiments/, Trans. Am. Soc. Intern. Artif. Organs. 1986. V. 32. P. 263-268.

52. Wilkens H, Regelson W., Hoffmeister F.S. The physiologic importance of puksatile blood flow// New Engl. J. Med. 1962. V. 267. P. 443-446.

53. Trinkle J.K., Helton N.E., Bryant L.R., Griffen W.O. Pulsatile cardiopulmonary, bypass: clinical evaluation// Surgery. 1970. V. 68. P. 1074-1078.

54. German J. Comparison of nonpulsatile and pulsatile extracorporeal circulation on renal tissue perfusion// Chest. 1972. V. 61. P. 65-69.

55. Myers T.J., Dasse K.A., Macris M.P., Poirier V.L. Use of a left ventricular assist device in an outpatient setting// ASAIO J. 1994. P. 471-475.

56. Nishida H, Koyanagi H. Pulsatile flow and simple flow control method during wearing period in centrifugal pump toward more expanded usage in open heart surgery// Artif. Organs J. 1994. V.18. P.643-648.

57. Miller P.J., Billich Т.J., Portner P.M. Initial clinical experience with a wearable controller for the Novacor left ventricular assist system//' a\SAIO J.1994. V. ,0. P. -,j5-4/0.

58. Fukunaga S., Mitsyi N., Hotei H. Pulsatile total artificial heart using a reversible rotary pump// Artif. Organs J. 1995. V. 19. P. 701-703.

59. Iwaya F., Igari Т., Hoshino S., HikichiH. In vitro evaluation of a pulsatile assist device for a centrifugal pump using a new principle// Artif. Organs J.,1995. V. 19. P. 697-700.

60. Пилипенко В.В., Задонцев В.А., Натанзон М.С. Кавитационные автоколебания и динамика гидросистем. М.: Машиностроение, 1977. 352 с.

61. Высокооборотные лопаточные насосы. Под ред. Овсянникова Б.В. и Чебаевского В.Ф. М.:, Машиностроение, 1975. 336 с.

62. Натанзон М.С. Продольные автоколебания жидкостных ракет. М.: Наука, 1977. 320 с.

63. Колесников К. С., Рыбак С.А., Самойлов Е.А. Динамика топливных систем ЖРД. М.: Машиностроение, 1975. 450 с.

64. Волков Е.Б., Сырыцин Т.А., Мазинг Г.Ю. Статика и динамика ракетных двигательных установок. Динамика. М., Машиностроение, 1978. 320 с.

65. Гликман Б. Ф. Автоматическое регулирование ЖРД. М.: Машиностроение, 1974, 281 с.

66. Шорин В.П. Устранение колебаний в авиационных трубопроводах. М.: Машиностроение, 1980. 155 с.

67. Самарин А.А. Вибрация трубопроводов ЭУ и методы их устранения. М : Энергия, 1979. 280 с.

68. Гото Г. Неустойчивые режимы работы насосных установок/ Ebara Engineering Review. 1986. N 133. P. 3 8.

69. Dussourd J.L. An Investigation of Pulsation in the Boiler Feed System of a Central Power Station// ASME Journal of Basic Engineering. 1968. V. 90, N. 4.

70. Ершов В Д. Неустойчивые режимы турбомашин. Вращающийся срыв. М.: Машиностроение, 1968. 180 с.

71. Stodola A. Steam and Gas Turbines. McGrawHill, 1927. P. 1265 1266.

72. Казакевич В.В. Автоколебания (помпаж) в компрессорах. М.: Машиностроение, 1974. 264 с.

73. Картвелишвили Н.А. Динамика напорных трубопроводов. М.: Энергия, 1979. 224 с.

74. Ohashi Н. Analytical and Experimental Study of Dynamic Charcteristics of Turbopumps// NASA TN D 4298, 1968. N4.

75. Diago H., Ohashi H. Experimental Study on Transient Characteristics of a Centrifugal Pump during Rapid Acceleration of Rotational Speed// Proc. of Second Intern. JSME Symp. Fluid Machinery. Tokyo. 1972. V. 2. P. 175 182.

76. Цукамото X. Переходные характеристики центробежного насоса в периоды пуска и остановки// Нихон кикай гаккай ромбунсю. 1986. V. 52. N475. Р. 1291 1299.

77. Саито С. Переходные характеристики при запуске насоса// Эхара дзихо. 1981. N 116. С. 9 14.

78. Chrostowski G., Domagava Z. An investigation of transients in pump system after cutting out of Drive Pump// Proc. of Confer, on Fluid Machinery. Budapest. 1979. N 1. P. 230-239.

79. Чарный И,А. Неустановившееся движение реальной жидкости из трубах. М.: Недра, 1975. 246 с.

80. ФоксД.Л. Гидравлический анализ неустановившегося течения в трубопроводах. М.: Энергоиздат, 1981. 248 с.

81. Сано М, Исии М. Пульсации давления в насосе и их устранение. Эбар? дзихо. 1986. N i U. С. 2-9

82. Тимошенко 1. М. Научннеосновы проектирования и эксплуатации насосных установок в переходных режимах. Киев, Донецк: Вища школа, 1986. 127 с.

83. Тимушев С.Ф., Овсянников Б.В. Конечно-разностный метод расчета пульсаций давления на лопаточных частотах в спиральном отводе центробежного насоса. Сб. трудов МАИ "Рабочие процессы в узлах и агрегатах двигателей летательных аппаратов", МАИ, 1987.

84. Хаустов A.M., Овсянников Б.В., Короткевич П.Н., Хавруняк Д.В. Исследование динамических характеристик насосных систем// Вестник МАИ, 1998. Т 5, N 2.

85. Khaoustov A., Semenov A., Dostiev V., Tolpekin V., Shumakov У. Early Warning of Pumping System Fault// J. of Artif. Organs, 1996. V. 19. No.9.

86. Хаустов A.M., Овсянников Б.В., Короткевич П.Н., Хавруняк Д.В. Нестационарные режимы работы насосов ракетных двигателей// Изв. Бутов Авиационная техника, Куйбышев. 1998, N 3.

87. Хаустов А.И., Овсянников Б.В., Ершов Н.С. Возможные пути проектирования насосов с коэффициентом быстроходности ns > 1500// Сб. научных трудов МАИ "Рабочие процессы в элементах двигателя", 1982. С. 30 34.

88. Животовский Л.С., Смойловская Л.А. Техническая механика гидросмесей и грунтовые насосы. М.: Машиностроение, 1986. 224 с.

89. Валюхов С.Г., Демьяненко Ю.В., Петров В.И. Высокооборотные лопаточные оседиагональные насосы: Теория, расчет характеристик, проектирование и изготовления. Из-во Воронежского гос. универс., ! 996. 264 с

90. Венгерский Э.В., Морозов В.А., Усов Г.Л. Гидродинамика двухфазных потоков в системах питания энергетических установок. М.: Машиностроение, 1982.128 с.

91. Бычкова Л.С., Лысое Е.Н. Петров В.И. Напорные характеристики шнеко-вых насосов, перекачивающих газожидкостные смеси. Сб. трудов: Кавита-ционные автоколебания в насосных системах. Киев: Наукова Думка, 1976.

92. Чебаевский В.Ф., Петров В.И. Кавитационные характеристики высокооборотных шнеко-центробежных насосов. М.: Машиностроение, 1973. 152 с.

93. Петров В.И. Чебаевский Ь.Ф. Кавитация в высокооборотных лопаточных насосах. М.: Машиностроение, 1982. 192 с.

94. Робожев А.В. Насосы для атомных электростанций. М.: Энергия, 1979. 136 с.

95. Schneider К., Winkler F.J. Physical Model for Reactor Coolant Pumps// Nuclear Engineering and Design. 1988. V. 108, N 1-2. P. 99 105.

96. Минемура К., Мураками M., Хаяфудзи М. Потенциальные возможности насосов, перекачивающих 2-х фазные смеси, состоящие их жидкости и газа// Нихон кикай гаккай ромбунсю. Серия В, 1986. Т. 52, N 478. С. 2404-2411.

97. Chen Т.Н., Modro S.M. Transient Two-Phase Performance of Loft Reactor Coolant Pump// Proc. of ASME, J. Performance Characteristics of Turbines and Pumps, Winter Annual Meeting, 1983. P. 23 31.

98. Мураками M. Движение воздушных пузырьков в рабочем колесе осевого насоса// Нихон кикай гаккай ромбунсю, 1981. Т. 47. С. 754 761.

99. Малюшенко В.Ф., Михайлов А К. Энергетические насосы. М.: Энергия, 1981. 200 с.

100. Михайлов А.К., Новиков Ю.А., Юрченко В.А. Насосы холодильной техники. М.: Колос, 1996. 287 с.

101. Поляков В.В., Скворцов Л. С. Насосы и вентиляторы: М.: Стройиздат, 1990. 255 с.

102. Центробежные нефтяные магистральные и подпорные насосы. Каталог. М.: ЦИНТИХИМНЕФТЕМАШ, 1980. 57 с.

103. Бурцев КБ., Муслимое Р.Х., Муфазалов Р.Ш. Гидродинамика процесса добычи нефти погружными центробежными и штанговыми насосами. М.: МГГУ, 1995.24 с.

104. Малик А.В., Гузь С.Ф. Цгнтробежные нефтяные электронасосные агрегаты для магистральных нефтепроводов. М.: ЦИНТИХИМНЕФТЕМАШ, 1980. 42 с.

105. Спасский К.Н. Насосные и компрессорные станции. Учебное пособие. Ч. 1 и 2. М.: ВЗПИ, 1990. 84 с.

106. Федосова В.И. Возможности повышения технического уровня динамических насосов. М.: ЦИНТИХИМНЕФТЕМАШ, 1982, 41 с.

107. Шкарбулъ Г.Н., Голиков В.А. Расчет центробежных и осевых лопастных гидромашин. Уч. пос. Л.: Лен. гос. техн. ун-т., 1990. 75 с.

108. Лопастные насосы: Справочник под редак. Зимницкого В.А. и Умова В.А Л.: Машиностроение, 1986. 334 с.

109. Беззубое А.В., Щелкалин Ю.В. Насосы для добычи нефти. М.: Недра, 1986. 225 с.

110. Башта Т.М., Руднев С.С., Некрасов Б.Б. Гидравлика, гидравлические машины и гидроприводы. М.: Машиностроение, 1982. 423 с.

111. Гусин Н.В. Лопастные насосы. Учебное пособие. Пермский гос. техн. ун-т, 1995. 169с.

112. Касьянов В.М. Гидромашины и компрессоры. М.: Недра, 1981, 295с.

113. Лопаточные насосы. Под ред. Грянко Л.П. и Папира.А.Н. Л.: Машиностроение, 1975. 430 с.

114. Ермашкевич В.Н. Герметичные электронасосы для химически активных жидкостей: конструкция, испытания, эксплуатация. Минск: Наука и техника. 1989.215 с.

115. Dintenfass L. Rheology of blood in diagnostic and preventive medicine. Butterworth, Boston, London. 1976.

116. ПротодьяковИ.О., Ульянов С.В. Гидродинамика и массообмен в дисперсных системах жидкость жидкость. Л.: Наука, 1986. 272 с.

117. Bessis М, LeblondP.F. Red Cell Shape. Springer, N. Y. 1973.

118. Словарь поверхностно-активных веществ. Париж, Французская академия. 1925.

119. Charm S.E., Kurland G.S. Blood flow and microcirculation. Wiley, N. Y. 1974.

120. Cave I. Effects of Suspended Solids on the Performance of Centrifugal Pumps// BHRA, 1976, Paper h3.

121. Whitmore R.L. Rheology of the Circulation. Perg. Press, Oxford, 1968.

122. Мец В. Влияние концентрации твердых веществ, их плотности и распределения частиц по размерам на рабочие параметры центробежных насосов// Inter. Conf. on Hydraulic Transport of Solids in Pipes, Italia, 1984, paper HI. P. 345-358.

123. Vokadlo J.J. Performance of Centrifugal Pumps in slurry service// BHRA Fluid Engineering: Hydrotransport, 1974, paper J2. P. 421 428.

124. Remis J. Slurry pumps Transformation of Characteristics and Design// Proc. of British Pump Manufacture Association, 1983. N 2. P. 14 -22.

125. ЗурекД. Многофазные потоки в радиальных машинах. 1977. 24 с.

126. Бабкин В.А. Введение в механику волокнистых суспензий. Петрозаводский гос. унив. 1993. 108 с.

127. Климов В.И, Шумейко И.А. Гидравлика волокнистых суспензий целлюлозно-бумажных производств. Л.: ЛТИЦБП, 1991, 114 с.

128. Ко^с Р., Ыеисон С. Течение жидкости по трубам при наличии взвешенных частиц. Сб. статей "Реология суспензий" под ред. Гогосова В.В. и Николаевского В.Н. М.: Мир, 1975, 334 с.

129. Животовский Л.С., Смойловская Л.А. Лопастные насосы для абразивных гидросмесей. М.: Машиностроение, 1978. 223 с.

130. Смолупрев А.Е., Сазонов Ю.К. Трубопроводный транспорт концентрированных суспензий. М.: Машиностроение, 1973. 124 с.

131. Климов В.И. Гидротранстпорт волокнистых материалов в целлюлозно-бумажном производстве. М.: Лесная промышленность, 1971. 45 с.

132. Allen JG. Extracorporeal circulation. Springfield, IL: C.Thomas, 1960, 514 p.

133. Roller Т., Hawrylenko A. Contribution of the in vitro testing of pumps for extracorporeal circulation// J. Thorac Cardiovasc. Surg. 1967. V. 54, P. 22-29.

134. Khaoustov A., BalakinM., Tolpekin V. 3D Numerical Calculation of Flow within Blood Pump// Intern. J. of Artif. Organs, 1995. V. 18, N. 8.

135. Khaoustov A.I., Tolpekin V.E., Shumakov V.I. Perspectives on Neumatic and Hydraulic Assistance Devices and Their Application for Heart Transplantation. USA USSR Joint Symp. "Circulatory support and biomaterials", Houston, 1990.

136. Khaoustov A.I., Tolpekin V.E., Semenov A.J., Jinishev S.S. Estimation of Cardiovascular System and Assist Devices// Abstracts of reports at the 4th European Conf. on Engineering and Medicine, Poland, May, 1997.

137. Хаустов А.И., Овсянников Б.В. Особенности профилирования проточной части насосов движителей// Сб. трудов МАИ "Проектирование подводных аппаратов для использования и освоения океана" М.: МАИ, 1983. С. 12-15.

138. Бурмистенков А.П., Белая Т.Д. Смесительное и диспергирующее оборудование на предприятиях легкой промышленности. Куйбышев: УМК ВО, 1989. 83 с.

139. Rumsheidt F.D., Mason S.G. Particle motions in sheared suspension// J. of Colloid Science, 1961. P. 210-237.

140. Нигматуллин P.M. Динамика многофазных сред. Ч. 1, 2, М.: Наука. Гл. ред. физ мат. лит., 1987. 464 с.

141. Мисюра В.И., Овсянников Б.В., Присняков В.Ф. Дисковые насосы. М.: Машиностроение, 1986. 112 с.

142. Шрайбер А.А., Милютин В.Н., Яценко В.Н. Гидромеханика 2-х компонентных потоков с твердым полидисперсным веществом. Киев: Наукова думка, 1980, 252 с.

143. ХаппельДж., Бреннер Г. Гидродинамика при малых числах Рейнольдца М.: Наука, 1976.631 с.

144. Уоллис Г. Одномерные двухфазные течения. М.: Мир, 1972,441 с.

145. Muller M.R., SchimaH., Engelgerdt Н„ SalatA., Olsen D.B. Losert U„ Wolner E. In vitro hematological testing of rotary blood pump: Remarks on standardisation and data interpretation// J. of Artif. Organs, 1993. V. 17. P. 103-110.

146. Sutera S.P. Flow induced trauma to blood cells// Circulation Res., 1977. V. 41. P. 2-8.

147. Wurzinger L.J., Opitz R., Eckstein H. Mechanical blood trauma. An overview//Angeiologie, 1986. V. 38. P. 81-97.

148. Leverett L.B., Heliums J.D., Alfrey C.P., Lynch E.C. Red blood cell damage by shear stress// Biophys. J., 1972. V. 12. P. 257-273.

149. Williams A.R. Shear induced fragmentation of human erythrocytes// Biorheology, 1973. V. 10. P. 303-311.

150. Williams A.R. Viscoelasticity of the human erythrocytes membrane. Biorheology, 1973. V. 10. P. 312-318.

151. Hellumus J.D., Brown C.N. Blood cell damage by mechanical forces// Cardiovascular flow dynamics and measurements. Baltimore Univ. Park Press, 1977. P. 799-823.

152. Shimono Т., Makinouchi К., Nose Y. Total Erythrocyte Destruction Time: The New Index for the Hemolytic Performance of Rotary Blood Pumps// J. of Artif. Organs, 1995. V. 19. P. 571-575.

153. Левич В.Г. Физико-химическая гидродинамика. М.: Наука, 1959, 699 с.

154. Hamiellec А.Е., Johnson A.J. Viscous flow around fluid spheres at intermediate Reynolds numbers// Can. J. Ch. Eng., 1962, V. 40, N2. P. 41-45.

155. Torza S., Coz R.G., Mason S.G. Particle motions in sheared suspensions: Transient and steady deformation and burst of liquid drops// J. Colloid and Interface Sci., 1972. V. 38, N 2. P. 395 411.

156. Cox R.G. The deformation of a drop in a general time-dependent fluid flow// J. of Fluid Mech., 1969. V. 37, N 3. P. 601 623.

157. Blacks hear Jr., Dormen FD, Steinbach JH. Some mechanical effects that influence hemolysis//Trans. ASAIO, 1965. V. 11. P. 112- 117.

158. Abdel-Alim A.H., Hamiellec A.E. A theoretical and experimental investigation of the effect on internal circulation of spherical drops falling at terminal velocity in liquid media// Ind. Eng. Chem. Fundam., 1975. V. 14, N 4. P. 308-312.

159. Риквинд В.Я., Рыскин Г.М., Фишбейн Г.А. Обтекание сферической капли в переходной области чисел Рейнольдса// Прикл. матем. и мех., 1976. Т. 40, N4. С. 741-745.

160. Umezu М., Yamada Т., Fujimasu Н. Effects of surface roughness on mechanical hemolysis// J. of Artif. Organs, 1995. V.20. P. 575-78.

161. Tamagawa M., Akamatsu Т., Saitoh K. Prediction of hemolysis in turbulent shear orifice flow// J. of Artif. Organs, 1996. V. 20. P. 553-559.

162. Damm G., Mizuguchi K. In vitro performance of the Baylor-NASA axial flow pump// J. non-pulsatile perfusion and rotary blood pumps, 1993. P. 48-52.

163. XaycmoeA.M., Ершов H.C. Использование винтовых поверхностей при профилировании лопаток в насосах повышенной быстроходности// Энергомашиностроение, 1989. N 7, С. 12-14.

164. Kerrigan J., Shaffer D., Maher Т., Dennis Т., Borovetz H., AntakiJ. Fluorescent image tracking velocimetry of the Nimbus AxiPump// .1. of Artif. Organs, 1993. V. 17. P. 639 643.

165. Kerrigan J., Borovetz H., Antaki J. High-resolution fluorescent particle-tracking flow visualisation within an intraventricular axial flow left ventricular assist device// J. of Artif. Organs, 1996. V.20. P. 534-540.

166. Sakuma I., Fukui Y., Dohi T. Study of secondary flow in centrifugal blood pumps using a flow visualisation method with a high-speed video camera// J. of Artif. Organs, 1996. V.20. P. 541-545.

167. Khaoustov A.I., Tolpekin V.E., Shumakov V.I. AMicropump System for the Auxiliary Blood Circulation. Cardiovasculair Science and Technology: Basic and Application, 1990, V. 5, 43 p.

168. Pinotti M., Paone N. Estimating blood trauma in centrifugal blood pump: laser Doppler anemometer measurements of the mean velocity field// J. of Artif Organs. 1996. V.20. P. 546-552.

169. Sakuma I., Tadokoro H., Fukui Y, Dohi T. Flow visualisation study on centrifugal blood pump using a high speed video cameraII J. of Artif. Organs, 1995. V. 19. P. 665-670.

170. Miller G.E., Madigan M. A preliminary visualisation study in a multiple disk centrifugal artificial ventricle// J. of Artif. Organs, 1995. V.19. P. 680-684.

171. Richardson E. Deformation and hemolysis in shear flow// Proc. Rep. Soc. Lond., 1974. A338. P. 129- 153.

172. Richardson E. Application of a theoretical model for hemolysis in shear flow// Biorheology, 1975. V. 12. P. 27 37.

173. Papantonis D. Numerical Prediction of the shear stresses and of the mean stay time for radial flow impellers// Proc. of the Inter. Workshop on Rotary Blood Pumps, 1991. P. 63-69.

174. Montevecchi F.M., InzoliF., RedaelliA., MammanaM. Preliminary design and optimisation of an ECC pump by means of a parametric approach.// J. of Artificial Organs, 1995. V. 19, N. 7, P. 685-690.

175. Xaycmoe A.M., Толпекин B.E., Корошкевич П.Н., Хавруняк Д.В., Хубутпя А.Ш., Шумаков Д.В. Центробежный насос для вспомогательного кровообращения. Заявка на патент N 97115700 от 25 сент.1998 г.

176. Wampler R.K. Investigation trials of the Hemopump. New-York: Springer-Verlag, 1991. P. 46.

177. Wampler R.K., Baker B. A., Wright W.M. Circulatory support of cardiac intervention procedures with the Hemopump cardiac assist system// Cardiology, 1994. V. 84. P. 194-201.

178. Duncan J.M., Frazier O.H., Radovancevic B. Implantation techniques of the Hemopump// Ann. Thorac. Surg., 1989. V. 48. P. 733 735.

179. Xaycmoe A.M., Шумаков В.И., Толпекин B.E., Кострикин В.П., Романов О.В. Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения. А.с. 4913262/14( 16107) от 20.03.91.

180. Xaycmoe А.И., Шумаков В.И., Толпекин В.Е. Кострикин В.П., Романов О.В. Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения. Пат. N2051695 от 10 января 1996 г.