Methodenartikel

Inductie van microstreaming door niet-bolvormige bubbeloscillaties in een akoestisch levitatiesysteem

DOI:

10.3791/62044

⸱

9 mei 2021

 ,  ,  ,  , 
1Univ Lyon, Université Claude Bernard Lyon 1, Centre Léon Bérard, INSERM, UMR 1032, LabTAU, France, 2Univ Lyon, Ecole Centrale de Lyon, INSA de Lyon, CNRS, LMFA UMR 5509, France

In dit artikel

Samenvatting

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Een snelle en betrouwbare techniek wordt voorgesteld om de vormoscillaties van een enkele, gevangen akoestische bel te regelen die is gebaseerd op coalescentietechniek tussen twee bellen. De steady-state, symmetrie-gecontroleerde bubbelvormoscillaties maken analyse mogelijk van de vloeistofstroom die wordt gegenereerd in de buurt van de belinterface.

Samenvatting

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Wanneer ze zich in de buurt van biologische barrières bevinden, kunnen oscillerende microbubbels de permeabiliteit van het celmembraan verhogen, waardoor de internalisatie van geneesmiddelen en genen mogelijk wordt. Experimentele waarnemingen suggereren dat de tijdelijke permeabilisatie van deze barrières te wijten kan zijn aan schuifspanning die wordt uitgeoefend op celweefsels door cavitatiemicrostreaming. Cavitatie microstreaming is het genereren van vortexstromen die ontstaan rond oscillerende ultrasone microbubbels. Om dergelijke vloeistofstromen te produceren, moeten bellenoscillaties afwijken van zuiver bolvormige oscillaties en een translationele instabiliteit of vormmodi bevatten. Experimentele studies van door bellen geïnduceerde stromingen en schuifspanning op nabijgelegen oppervlakken zijn vaak beperkt in hun reikwijdte vanwege de moeilijkheid om vormvervormingen van microbubbels op een stabiele en controleerbare manier vast te leggen. We beschrijven het ontwerp van een akoestische levitatiekamer voor de studie van symmetrie-gecontroleerde niet-bolvormige oscillaties. Een dergelijke controle wordt uitgevoerd door gebruik te maken van een coalescentietechniek tussen twee naderende bellen in een voldoende intens ultrasoon veld. De controle van niet-bolvormige oscillaties opent de weg naar een gecontroleerde cavitatie-microstreaming van een vrije oppervlakte-oscillerende microbubbel. Camera's met een hoge framesnelheid maken het mogelijk om quasi-gelijktijdig de niet-bolvormige bubbeldynamiek op de akoestische tijdschaal en de vloeistofstroom op een lagere tijdschaal te onderzoeken. Er wordt aangetoond dat een grote verscheidenheid aan vloeistofpatronen kan worden verkregen en dat deze gecorreleerd zijn aan de modale inhoud van de bubbelinterface. We tonen aan dat zelfs de hoge-orde vormmodi vloeistofpatronen over grote afstand kunnen creëren als de interfacedynamiek verschillende modi bevat, wat het potentieel van niet-bolvormige oscillaties voor gerichte en gelokaliseerde medicijnafgifte benadrukt.

Inleiding

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

In de geneeskunde moet een toegediend medicijn veel obstakels in het levende systeem doordringen voordat het de gewenste doelen bereikt. De meeste medicijnen worden echter snel uit de bloedbaan verwijderd. De targeting-efficiëntie is laag en ze kunnen niet gemakkelijk celmembranen passeren, wat leidt tot ineffectieve medicijnafgifte. Momenteel is het gebruik van microbubbels in combinatie met echografie voorgesteld als een innovatieve methode voor niet-invasieve, nauwkeurige en gerichte toediening van geneesmiddelen en genen aan pathologische weefsels en cellen1. In deze benadering kunnen microbubbels een rol spelen als dragers waarbij vrije geneesmiddelen ofwel samen met een gasbelsuspensie worden geïnjecteerd of op het oppervlak worden geladen. Microbubbels kunnen ook fungeren als een lokale vector voor het heroriënteren van de ultrasone energie om te interageren met de cellen. Kortom, onder ultrasone blootstelling comprimeren en zetten bellen stabiel uit, een regime dat stabiele cavitatie wordt genoemd en dat vloeistofstromen genereert en dus schuifspanning op nabijgelegen objecten. Microbubbels kunnen ook niet-lineair oscilleren en uitzetten tot instorting, in het regime van inertiële cavitatie, waarbij schokgolven worden geproduceerd die zich radiaal voortplanten vanaf de instortingsplaats2. Het is aangetoond dat cavitatie, stabiel of inertiaal, de permeabilisatie van celmembranen verbetert en zo de internalisatie van geneesmiddelen in de cel3 verbetert.

In therapeutische toepassingen is het begrijpen van het mechanisme van de bubbel-cel interactie erg belangrijk, maar er zijn verschillende barrières, zowel van wetenschappelijke als technische kanten, die voorkomen dat onze kennis vooruitgaat. Ten eerste is het vastleggen van de dynamiek van cellen als reactie op door bellen geïnduceerde mechanische stimuli erg moeilijk4. Op de akoestische tijdschaal kunnen de eerste-orde microbubbeloscillaties leiden tot activering van membraankanalen, waardoor moleculaire passage over biologische interfaces wordt vergemakkelijkt. Dit gebeurt door de directe oscillatie van het celmembraan, ook wel "cellulaire massage" genoemd5. Kanaalactivering na directe mechanische stress werd aangetoond met behulp van patch-clamp-technieken die elektrofysiologische eigenschappen van celmembranen maten tijdens en na ultrasone blootstelling6. Het meten van bel-geïnduceerde celdynamica (d.w.z. het volledige veld van vervorming van het celmembraan) op de akoestische tijdschaal, zou ook inzicht geven in de drempel van membraangebiedexpansie Δ A/ A die nodig is om poriën in het celmembraan te induceren7. De tweede barrière is het beheersen van het instortende bubbelregime om microbubbel-geïnduceerde cellyse te voorkomen. Bubbelinstortingen en geïnduceerde microjets zijn geïdentificeerd als een mechanisme waardoor membraanperforatie optreedt 8,9. Eenmaal gepermeabiliseerd, herstelt het celmembraan door calciumzelfafdichting van de lipide bilayers en fusie van intracellulaire blaasjes9. Het optreden van bubbelinstortingen kan ook dodelijke schade aan de cel veroorzaken en onnodige bijwerkingen in de omliggende veroorzaken. In gevoelige toepassingen zoals ultrasoon gemedieerde bloed-hersenbarrièreopening, is het algemeen aanvaard dat inwaaiende bubbelinstortingen moeten worden vermeden10.

Daarom worden momenteel enorme inspanningen geleverd aan het ontwerp van ultrasone emissiesequenties, in combinatie met passieve cavitatiemonitoring en -controle, om stabiele oscillaties van microbubbels te garanderen11. In dit stabiele regime is verondersteld dat stabiel oscillerende bellen een sterke rol spelen bij het activeren van membraanpermeabilisatie door ruimtelijk gerichte schuifspanning op het celmembraante bevorderen 7. De schuifspanning is het gevolg van de vloeistofstromen die ontstaan in de buurt van de oscillerende bellen. Deze vloeistofstromen worden cavitatie-microstreaming genoemd en, zoals hierboven vermeld, zijn ze een van de verschillende mogelijke mechanismen die verantwoordelijk zijn voor een verbeterde opname van extracellulaire moleculen. Bij het omgaan met suspensie van bellen of cellen zoals in-vitro biologische transfecties assays12, kan permeabilisatie door microstreaming veel efficiënter zijn dan permeabilisatie door bubbelinstorting. Dit kan worden aangetoond door een eenvoudige geometrische overweging. In celsuspensies zal sonoporatie efficiënt zijn als de meerderheid van de gesuspendeerde cellen wordt onderworpen aan voldoende grote mechanische effecten (wat leidt tot membraanpermeabilisatie). Het is bekend dat instortingen van bellen worden gericht langs de richting van het breken van isotrope symmetrie, zoals de bellenwandas13 of de bellenbel- en belcellijn die hun massamiddelpunt14 verbinden. De geproduceerde microjet is daarom een ruimtelijk gelokaliseerd fenomeen langs een eindig aantal lijnen die de cel- en bubbelcentra verbinden. Afhankelijk van de cel- en bubbelconcentratie, evenals de bubbel-celafstand, is dit effect mogelijk niet het meest efficiënt om het hele aantal gesuspendeerde cellen te permeabiliseren. Cavitatiemicrostreaming daarentegen is een fenomeen dat zich voordoet op een langzame tijdschaal, met een grote ruimtelijke expansie in vergelijking met de bubbelstraal. Ook wordt de vloeistofstroom rondom de bel verdeeld en kan daarom een groter aantal cellen beïnvloeden, op een zeer groot bereik. Daarom is het begrijpen van de gegenereerde cavitatie-microstreaming rond een oscillerende bel een voorwaarde voor het beheersen en kwantificeren van de door de bel geïnduceerde schuifspanning die op cellen wordt toegepast.

Om dit te doen, bestaat een voorbereidende stap uit het beheersen van de bolvormige en niet-bolvormige oscillaties van een ultrasoon aangedreven bel, omdat de gegenereerde vloeistofstromen worden geïnduceerd door de beweging van de belinterface15,16. Met name vormschommelingen van microbubbels moeten worden geactiveerd en stabiel worden gehouden. Bovendien moet de oriëntatie van de oscillaties van de belvorm worden gecontroleerd om de correlatie tussen de dynamiek van de bubbelinterface en het geïnduceerde microstreamingpatroon goed te analyseren. Bij het samenvatten van de bestaande literatuur is het duidelijk dat gedetailleerde experimentele resultaten van cavitatie-geïnduceerde microstreaming alleen beschikbaar zijn voor bellen die aan een oppervlak zijn bevestigd. Aan de muur bevestigde microbubbels worden vaak gebruikt voor het beoordelen van nauwkeurige interfacedynamiek en celinteracties op micrometerschaal onder een ultrasnel microscopiesysteem. Deze configuratie is therapeutisch relevant bij het overwegen van trillende microbubbels op het celmembraan17,18,19. De studie van aan het substraat bevestigde bubbels kan de analyse van de bellendynamiek echter ingewikkelder maken, deels vanwege de complexe aard van de contactlijndynamiek20 en het activeren van asymmetrische vormmodi21. In medische en biologische toepassingen worden bellen die niet aan een muur zijn bevestigd vaak aangetroffen in besloten geometrieën zoals kleine vaten. Dit heeft een aanzienlijke invloed op de dynamiek van bubbels en vorminstabiliteiten. Met name de aanwezigheid van een nabijgelegen muur verschuift de drukdrempel voor de vormmodus, waardoor de drukwaarden worden verlaagd, afhankelijk van het nummer van de vormmodus en de bubbelgrootte22. De wand beïnvloedt ook de door bubbels geïnduceerde microstreaming met mogelijk een hogere intensiteit voor de geproduceerde stroom23.

Van alle mogelijke scenario's die microbubbels kunnen ervaren (vrij of bevestigd, dicht bij een muur, instortend of stabiel oscillerend), stellen we voor om de niet-bolvormige dynamiek van een enkele bel ver van elke grens te onderzoeken. De experimentele opstelling is gebaseerd op een akoestisch levitatiesysteem24 waarbij een staande ultrasone golf wordt gebruikt om de bel op te vangen. Dit scenario komt overeen met medische toepassingen waarbij een verzameling zwevende bellen en cellen naast elkaar bestaan in bijvoorbeeld een sonotransfectiekamer. Voor zover bubbels en cellen niet te dicht bij elkaar staan, wordt aangenomen dat de aanwezigheid van een cel geen invloed heeft op de dynamiek van de belleninterface. Wanneer cellen de lusachtige trajecten van de cavitatie-geïnduceerde microstreaming volgen, naderen en stoten ze cyclisch af van de bellocatie en kunnen we aannemen dat de aanwezigheid van de cel noch het stroompatroon noch de gemiddelde snelheid beïnvloedt. Bovendien zijn niet-bolvormige dynamica en geïnduceerde microstreaming van enkele bubbels ver van de grens bekend vanuit een theoretisch oogpunt. Om de door de bel geïnduceerde vloeistofstroom te koppelen aan de dynamiek van de bubbelcontour, is het nodig om de dynamiek van de bubbelinterface nauwkeurig te karakteriseren. Om dit te doen, verdient het de voorkeur om de spatiotemporele schaal in experimentele studies aan te passen aan die welke in therapieën worden gebruikt, zodat acquisitie met gemeenschappelijke hogesnelheidscamera's (minder dan 1 miljoen frame / seconde) mogelijk is door grote bellen te gebruiken die op lagere frequenties worden geëxciteerd. Bij het beschouwen van ongecoate bubbels is de eigenfrequentie ω n van een gegeven modus n gerelateerd aan de bubbelgrootte als figure-introduction-125. Deze radius-eigenfrequentierelatie is enigszins gewijzigd bij het beschouwen van gepelde bellen26, maar de orde van grootte van de eigenfrequentie ωn blijft hetzelfde. Het onderzoeken van bellen met evenwichtsstralen ~50μm in een 30 kHz ultrasoon veld is dus vergelijkbaar met het bestuderen van gecoate bellen van radii ~3μm in een 1,7 MHz-veld, zoals voorgesteld door Dollet et al.27. Vergelijkbare vormmodusnummers en dus microstreamingpatronen worden daarom verwacht.

Om niet-bolvormige oscillaties van de belinterface te activeren, is het noodzakelijk om een bepaalde drukdrempel te overschrijden die straalafhankelijk is, zoals weergegeven in figuur 1. Bestaande experimentele technieken zijn gebaseerd op de toename van de akoestische druk om oppervlaktemodi te activeren (geïllustreerd door pad (1) in figuur 1), hetzij door stapsgewijze drukverhoging28 , hetzij door gemoduleerde amplitude-excitatie die verantwoordelijk is voor het periodiek begin en het uitsterven van oppervlaktemodi29. De belangrijkste nadelen van deze technieken zijn (i) een willekeurige oriëntatie van de symmetrie-as van de oppervlakte-oscillaties die niet kunnen worden gecontroleerd om zich in het beeldvormingsvlak te bevinden, (ii) een korte levensduur van de belvormoscillaties die de analyse van de geïnduceerde vloeistofstromen moeilijk maken op grotere tijdschalen, en (iii) de frequente activering van onstabiele vormmodi. We stellen een alternatieve techniek voor om de drukdrempel te overschrijden bij een constante akoestische druk in de radius/drukkaart, zoals geïllustreerd door het pad (2) in figuur 1. Om dit te doen, is het vereist om de bubbelgrootte zodanig te vergroten dat deze zich in de instabiliteitszone bevindt. Een dergelijke toename wordt uitgevoerd door een bubble coalescence-techniek. De coalescentie van twee, aanvankelijk bolvormig oscillerende, microbubbels wordt uitgebuit om één enkele vervormde bel te creëren. Als de akoestische druk en de belgrootte van de samengesmolten bel zich in de instabiliteitszone bevinden, worden oppervlaktemodi geactiveerd. We hebben ook aangetoond dat de coalescentietechniek stabiele vormoscillaties induceert in een steady-state regime, evenals een gecontroleerde symmetrie-as gedefinieerd door de rechtlijnige beweging van de twee naderende bellen. Omdat een stabiele vormoscillatie gedurende enkele minuten wordt gegarandeerd, is de analyse van door bellen geïnduceerde vloeistofstroom mogelijk door het vloeibare medium te bezaaien met fluorescerende microdeeltjes, verlicht door een dunne laserplaat. Het registreren van de beweging van de vaste microdeeltjes in de buurt van de belleninterface maakt het mogelijk om het patroon van de geïnduceerde vloeistofstroom30 te identificeren. Het algemene principe van het triggeren van belvormoscillaties, wat leidt tot een tijdstabiele vloeistofstroom, wordt geïllustreerd in figuur 2.

In het volgende protocol schetsen we de stappen die nodig zijn om stabiele belvormoscillaties te creëren via de coalescentietechniek en beschrijven we de metingen van vloeistofstroming. Dit omvat het ontwerp van het akoestische levitatiesysteem, de akoestische kalibratie, bellenkernvorming en de coalescentietechniek, de meting van de dynamiek van de bubbelinterface en de omringende vloeistofstroom en de beeldverwerking.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Protocol

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

1. Ontwerp van de akoestische levitatiekamer

  1. Ontwerp een optisch transparante (PMMA-achtige) kubieke tank (8 cm rand en 2,8 mm dikte per vlak) met de geometriemodule van een multifysische simulatiesoftware (Table of Materials).
  2. Plaats een cilindrisch oppervlak (Ø = 35 mm) gecentreerd op de bodem van de tank om de ultrasone transducer te modelleren.
  3. Stel de randvoorwaarden in op nuldruk op elke wand met een normale verplaatsing van amplitude 1 μm aan het oppervlak van de transducer.
  4. Simuleer met behulp van een frequentiedomeinmodule de frequentieresponsfunctie (FRF) van de tank in het frequentiebereik [10 - 40] kHz, op de drie willekeurige locaties loc1 = (0,01375, 0,01375, 0,04125), loc2 = (0, 0, 0,0088) en loc3 = (0,021725, 0,023375, 0,00935).
  5. Pas de tankgrootte zodanig aan dat een van de akoestische modi van de holte overeenkomt met de nominale frequentie van de transducer (hier 31,2 kHz). De FRF bevat dus één resonantiepiek dicht bij deze frequentie, zoals geïllustreerd in figuur 3.
  6. Zet het drukveld in de tank uit, zoals weergegeven in figuur 4. De gekozen resonantiemodus moet ten minste één drukantinode in de binnenkant van de houder bevatten, waarop de akoestische bel wordt opgesloten.
  7. Ontwerp bij het ontwerpen van de tank een beweegbaar bovenvlak met een geleidingsgroef aan elke rand om de tankvlakken goed te sluiten. Boor een klein gaatje aan de bovenkant om de tank te vullen met het vloeibare medium.
  8. Plaats de watertank bovenop een zelfgemaakt frame met de ultrasone transducer (Langevin-type, 31,2 kHz nominale frequentie). Gebruik echografische gel om de transducer aan de bodemwand van de tank te koppelen.
  9. Plaats het tank- en framesysteem bovenop een verplaatsingstafel met drie richtingen met micrometrische schroeven.
  10. Vul de tank met microgefilterd, gedemineraliseerd en water (niet ontgast, volume ~ 500 ml, zuurstofverzadiging van ongeveer 8 mg · L-1).
    OPMERKING: Het gebruik van niet-ontgast water in plaats van ontgast maakt het mogelijk om stabiele bellen te behouden voor de duur van experimenten. Het gebruik van ontgast water zal het krimpen van bellen als gevolg van gasdiffusie versnellen, zelfs als het enigszins wordt gecompenseerd door gerectificeerde (ultrasoon gemedieerde) diffusie.

2. Bellengeneratie en akoestische kalibratie

  1. Bereid de experimentele opstelling voor die wordt gebruikt voor lasergeïnduceerde bellenkernvorming, akoestische excitatie en opname met hoge snelheid (figuur 5a, b, c). De experimentele opstelling bestaat uit (A) het akoestische levitatiesysteem, (B) de laservoeding en (C) de laserkop, (D) één bolvormige concave lens, (E) één plano-concave lens en één asferische lens, (F) de hogesnelheidscamera, (G) de continue lichtgevende diode. Later, voor metingen van vloeistofstromen (figuur 5d) (H) zal één continue golflaserbron, (I) een cilindrische plano-concave lens gevolgd door een cilindrische plano-concave lens die achter de eerste lens wordt geplaatst en op de orthogonale as is gericht, worden toegevoegd.
  2. Sluit de ultrasone transducer aan op een functiegenerator. Stel het excitatiesignaal in als: sinusoïdale golfvorm, continue golf, frequentie 31,2 kHz. De amplitude is de enige variabele parameter.
  3. Plaats de lens (D) op een afstand van ongeveer 6 cm voor de laserkop (C).
  4. Plaats de lens (E) op een afstand van ongeveer 12 cm voor de lens (D).
  5. Plaats de watertank (A) zodanig dat een scherpstelpunt van de laser zich in de watertank bevindt, wat leidt tot vonkgeneratie voor elke laserpuls (5 -10 mJ). De laservonk moet zich ongeveer 3 cm onder de beoogde drukantinode bevinden.
    OPMERKING: Zonder echografie (VS) zal de luchtbel met laserkern naar het bovenste gezicht stijgen als gevolg van drijfvermogen.
  6. Schakel de ultrasone transducer in. Verhoog de toegepaste spanning totdat de bel niet langer verticaal stijgt maar wordt afgeweken naar de drukantinode en, voor een voldoende hoge druk, wordt opgesloten.
  7. Stel de achtergrondverlichting (continue lichtgevende diode) en de hogesnelheidscamera in om de gevangen bel te observeren.
    OPMERKING: Bij het nucleeren van een nieuwe bel met een laservonk, is het gemakkelijk om het traject van de bel vast te leggen die zijn vanglocatie nadert.
  8. Verplaats de locatie van de laservonk in de watertank zodanig dat de belbaan binnen het brandpuntsvlak van de camera blijft.
  9. Vang één bel op en leg de radiale oscillaties vast met de volgende parameters: framegrootte 128 x 128 pixels, acquisitiesnelheid 180 kHz. Een voorbeeld van radiale oscillaties met grote amplitude over twee akoestische perioden is weergegeven in figuur 6. De typische grootte van gasbellen varieert van 30 tot 80 μm.
  10. Registreer de radiale oscillaties van de bel gedurende 3 tot 30 milliseconden om honderden tot duizenden beloscillaties vast te leggen. Herhaal deze opname voor het verhogen van de toegepaste spanningen van de transducer. Typische toegepaste spanningen liggen in het bereik van 0 - 8 V.
    OPMERKING: Bij het wijzigen van de toegepaste spanning beweegt de evenwichtslocatie van de ingesloten bel enigszins verticaal. Om de oscillaties te volgen zonder de achtergrondverlichting en camera te verplaatsen, plaatst u het systeem (transducer en watertank) op een beweegbare tafel in drie richtingen met micrometrische nauwkeurigheid.
  11. Schakel de ultrasone transducer in en leg één afbeelding van de achtergrond vast voor naanalyse.
  12. Nabewerking van de videoserie volgens deze procedure:
    1. Voer het uitvoerbare bestand VoltagePressure.exe uit. De interface in figuur 7 moet worden geopend.
      OPMERKING: Het script is beschikbaar als aanvullend document.
    2. Geef de fysische en experimentele parameters op in de linkerkolom (figuur 7A).
    3. Geef de waarden van de toegepaste spanning voor de reeks opnamen op in de tabel rechtsonder (figuur 7B).
    4. Klik in het analysevenster van de bubbelstraal op Parameters laden (afbeelding 7C) en selecteer de map met alle bestanden van uw videoserie en vervolgens de achtergrondafbeelding (verplicht).
    5. De keuze is toegestaan tussen het analyseren van alle video's tegelijk, door te klikken op Auto, of één-voor-één door te klikken op Stap voor stap.
    6. Voor elk videobestand wordt de evolutie van de bubbelstraal uitgezet over één akoestische periode en wordt een numerieke fit over elkaar gelegd. De rode curve komt overeen met een gelineariseerde Rayleigh-Plesset-modellering. De straal van de evenwichtsbel wordt weergegeven (figuur 7D).
    7. Volgens de numerieke fitting wordt de toegepaste druk voor deze spanning weergegeven in het grafiekpaneel Druk (spanning) (figuur 7E). De waarde van de uitgeoefende druk wordt ook weergegeven in de tabel rechtsonder (figuur 7B). Typische toegepaste drukken die overeenkomen met de 0 - 8 V spanningsdynamiek zijn 0 - 25 kPa.
    8. Zodra alle video's zijn verwerkt, klikt u op de knop Lineaire regressie om een lineaire aanpassing van de druk / spanningscurve uit te voeren. De gegevens (spannings- en drukwaarden) worden opgeslagen in een .txt bestand in de huidige map. De helling van de pasvorm is voorzien.

3. Coalescentietechniek

  1. Schakel de ultrasone transducer in. Stel de toegepaste spanning zo hoog in dat de overeenkomstige akoestische druk kan leiden tot het veroorzaken van instabiliteit van het oppervlak, volgens het numerieke druk/straaldiagram van instabiliteitszones, zoals weergegeven in figuur 8.
  2. Nucleate een bel, die vervolgens naar de vanglocatie migreert. Als de gevangen bel alleen bolvormige oscillaties vertoont, gaat u verder met de volgende stap. Als er niet-bolvormige oscillaties optreden:
    1. Schakel het ultrasone vermogen uit om de bel naar het bovenste oppervlak te laten stijgen.
    2. Pas de laserenergie aan (door een paar mJ nauwkeurig af te stemmen) of verlaag de transducerspanning.
    3. Schakel de ultrasone voeding in.
    4. Nucleate een nieuwe bubbel.
    5. Herhaal deze procedure totdat de bubbelgrootte leidt tot zuiver bolvormige oscillaties.
  3. Wanneer een gevangen bel alleen bolvormige oscillaties vertoont, genereer dan een nieuwe laservonk. Wanneer de nieuwe bel de vanglocatie bereikt, treedt coalescentie op.
  4. Als de samengesmolten bel alleen bolvormige oscillaties vertoont, genereer dan een nieuwe bel. Meerdere coalescenties kunnen nodig zijn om de bubbelstraal te bereiken waarbij niet-bolvormige vervormingen optreden. Een voorbeeld van bellencoalescentie die leidt tot niet-bolvormige oscillaties is weergegeven in figuur 9.
  5. Zodra de samengesmolten bel niet-bolvormige oscillaties vertoont, registreert u de beloscillaties voor een duur van ongeveer 3 tot 30 milliseconden.
  6. Identificeer het modusaantal vormoscillaties door te verwijzen naar figuur 10.

4. Vloeistofstroommetingen

  1. In het geval van cavitatie-microstreamingmetingen moeten fluorescerende tracerdeeltjes aan het water worden toegevoegd voorafgaand aan de bubbelkernvorming. In deze studie worden 0,71 μm deeltjes gebruikt (Table of Materials). Ze zijn voldoende klein om akoestisch transparant te zijn (niet beïnvloed door de akoestische stralingskracht) en om de stroming nauwkeurig te volgen, evenals voldoende groot om laserlicht te verstrooien. Gebruik drie druppels voor het volume van het waterreservoir, overeenkomend met ongeveer 2,104 deeltjes/mm3.
  2. Voordat u metingen uitvoert, stelt u de volgende parameters in voor het vastleggen van zowel de (snelle tijdschaal) bubbeldynamiek als de (lage tijdschaal) vloeistofstroom:
    1. Maak een partitie van de camera-opnameschijf.
    2. U kunt de opnameparameters ook definiëren als:
      1. Framesnelheid 180 kHz, framegrootte 128 x 128 pixels en belichtingstijd 1 μs voor één opname van de dynamiek van de belleninterface
      2. Framesnelheid 600 Hz, framegrootte 1024 x 768 pixels en belichtingstijd 1 ms voor één opname van de beweging van kleurstoftracers.
  3. Gebruik een continue laser.
  4. Maak een dun laservel door achtereenvolgens de laserstraal door de cilindrische plano-concave lens en de cilindrische plano-convexe lens te laten gaan die op een orthogonale as is georiënteerd. Een balkbreedte van ongeveer 160 μm kan worden verkregen.
  5. Stel het laservel zo in dat het overeenkomt met het beeldvlak:
    1. Stel de laser in op een beweegbaar apparaat zodat de laserplaat parallel aan het beeldvlak kan worden bewogen.
    2. Pas de positie aan zodat de verlichte deeltjes zichtbaar zijn voor de camera.
    3. Nucleate en vang een bubbel.
    4. Pas de positie van de laserplaat verder aan, zodat er een schaduw zichtbaar wordt achter de bel. De bel bevindt zich nu in het laserblad, zoals weergegeven in figuur 11.
  6. Induceer bubbelcoalescentie totdat een stabiel oscillerende vormmodus zichtbaar is.
  7. Doe verschillende opnames en schakel heen en weer tussen bubbeldynamiek en microstreaming.
    OPMERKING: Schakel de continue laser uit wanneer deze niet nodig is. Verwarming kan ongewenste convectieve stromen veroorzaken. Schakel ook de lichtgevende diode uit bij het uitvoeren van de metingen van de streamingstroom.

5. Beeldverwerking om de cavitatie microstreaming patronen te visualiseren

  1. Installeer de visualisatiesoftware ImageJ voor beeldverwerking en -analyse in Java. Installeer ook de plug-in CINE File Reader om de high-speed camerabestanden te openen.
  2. Klik op Bestand | Importeren | CineFile en selecteer de video *.cine met de opname van de deeltjesbeweging.
  3. Selecteer Virtuele stapel gebruiken in het nieuwe venster, de video is nu geladen.
  4. Om de beweging van het deeltje te observeren zonder het streamingpatroon weer te geven, klikt u op Afbeelding | Aanpassen | Helderheid/contrast | Auto. De donkere achtergrond is nu vervangen door een automatisch geoptimaliseerde afbeelding.
  5. Om het resulterende patroon weer te geven, klikt u op Afbeelding | Stapels | Z Projecteren en kies de optie Maximale intensiteit voor de beeldprojectie. Er wordt een uitvoerafbeelding weergegeven met pixels die de maximale waarde voor alle afbeeldingen in de stapel bevatten. Pas indien nodig het beeldcontrast aan zoals beschreven in stap 5.4.
    OPMERKING: Een streamingpatroon zoals weergegeven in figuur 12b en figuur 12d wordt verkregen.

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Resultaten

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Een volledige opeenvolging van belcoalescentie die leidt tot tijdstabiele, symmetriegestuurde niet-bolvormige oscillaties wordt weergegeven in figuur 9. De naderende fase van twee bolvormig oscillerende bellen eindigt wanneer de dunne vloeistoffilm tussen de twee bellen wordt gescheurd. Het is vermeldenswaard dat, in de laatste fase voorafgaand aan de coalescentie, de belinterfaces afwijken van de bolvormigheid. Beide bellen strekken zich uit op een ellipsoïd...

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Discussie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

De gepresenteerde procedure bestaat uit het gebruik van bubbelcoalescentie om steady-state, symmetrie-gecontroleerde belvormoscillaties te activeren, waardoor de vloeistofstroom op lange termijn die door deze oscillaties wordt geïnduceerd, kan worden bestudeerd. De belangrijkste uitdaging in de techniek is de controle van niet-bolvormige oscillaties voor een bel die gevangen zit, ver van grenzen.

De meeste bestaande technieken die in de literatuur worden voorgesteld, waren gericht op aan het s...

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Openbaarmakingen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

De auteurs hebben niets te onthullen.

Dankbetuigingen

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Dit werk werd ondersteund door de LabEx CeLyA van de Universiteit van Lyon (ANR-10-LABX-0060 / ANR-11-IDEX-0007).

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
Asferische lensThorlabsAL4050Lens met focus 40 mm
Continue golf laserbronCNIMLL6FNDPSS laser met golflengte 532nm, energie 400 mW
Cilindrische plano-concave lensThorlabsLJ1277L1-Alens met focus -25?4mm
Cilindrische plano-concave lensThorlabsLK1900L1lens met focus 250 mm
Fluorescente deeltjesDuke ScientificR700Rode polymere fluorescente microsferen
FunctiegeneratorAgilentHP33120Functiegenerator die de ultrasone transducer voedt
HogesnelheidscameraVision ResearchPhantom v12.0Hogesnelheidsopname tot 1 Mfps
Vloeibaar mediumCarlo ErbaWater voor analyseGedemineraliseerd, ontgast water
Multifysische softwareComsolGeenSoftware voor het simuleren van het akoestische veld van de levitatiekamer
Nd:Yag gepulseerde laserNew Wave ResearchSolo III-155 ns pulsduur, λ=532 nm, 3,5 mm straaldiameter, tot 50 mJ
Plano-concave lensThorlabsN-BK7lens met focus 125 mm
Sferische concave lensThorlabsN-SF11Bi-concave lens met focus -25mm
Ultrasone transducerSinapTecOp maat gemaaktNominale frequentie 31kHz, actieve oppervlakte 35mm diameter
VisualisatiesoftwareNIHImageJSoftware voor beeldverwerking en analyse in Java
XY Lineaire tafelNewportM-406Verplaatsingstafel met micrometerscrew
Z-as lineaire tafelEdmund Optics62-299Verticale verplaatsingstafel met micrometerscrew

Referenties

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Roovers, S., et al. The role of ultrasound-driven microbubble dynamics in drug delivery: from microbubble fundamentals to clinical translation. Langmuir. 35 (31), 10173-10191 (2019).
  2. Liu, H. L., Fan, C. H., Ting, C. Y., Yeh, C. K. Combining microbubbles and ultrasound for drug delivery to brain tumors: current progress and overview. Theranostics. 4 (4), 432-444 (2014).
  3. Lammertink, B. H. A., et al. Sonochemotherapy: from bench to bedside. Frontiers in Pharmacology. 6, 138(2015).
  4. Lajoinie, G., et al. In vitro methods to study bubble-cell interactions: fundamentals and therapeutic applications. Biomicrofluidics. 10, 011501(2016).
  5. Van Wamel, A., Bouakaz, A., Versluis, M., de Jong, N. Micromanipulation of endothelial cells: ultrasound-microbubble-cell interaction. Ultrasound in Medicine and Biology. 30, 1255-1258 (2004).
  6. Tran, T. A., Roger, S., Le Guennec, J. Y., Tranquart, F., Bouakaz, A. Effect of ultrasound-activated microbubbles on the cell electrophysiological properties. Ultrasound in Medicine and Biology. 33, 158-163 (2007).
  7. Marmottant, P., Hilgenfeldt, S. Controlled vesicle deformation and lysis by single oscillating bubbles. Nature. 423 (6936), 153-156 (2003).
  8. Prentice, P. A., Cuschieri, K., Dholakia, K., Prausnitz, M., Campbell, P. Membrane disruption by optically controlled microbubble cavitation. Nature Physics. 1, 107-110 (2005).
  9. Kudo, N., Okada, K., Yamamoto, K. Sonoporation by single-shot pulsed ultrasound with microbubbles adjacent to cells. Biophysical Journal. 96, 4866-4876 (2009).
  10. Novell, A., et al. A new safety index based on intrapulse monitoring of ultra-harmonic cavitation during ultrasound-induced blood-brain barrier opening procedures. Scientific Reports. 10, 10088(2020).
  11. Cornu, C., et al. Ultrafast monitoring and control of subharmonic emissions of an unseeded bubble cloud during pulsed sonication. Ultrasonics Sonochemistry. 42, 697-703 (2018).
  12. Reslan, L., Mestas, J. L., Herveau, S., Béra, J. C., Dumontet, C. Transfection of cells in suspension by ultrasound cavitation. Journal of Controlled Release. 142 (2), 251-258 (2010).
  13. Reuter, F., Gonzalez-Avila, S. R., Mettin, R., Ohl, C. D. Flow fields and vortex dynamics of bubbles collapsing near a solid boundary. Physical Review Fluids. 2, 064202(2017).
  14. Chew, L. W., Klaseboer, E., Ohl, S. W., Khoo, B. C. Interaction of two differently sized oscillating bubbles in a free field. Physical Review E. 84, 066307(2011).
  15. Doinikov, A. A., Bouakaz, A. Acoustic microstreaming around a gas bubble. The Journal of the Acoustical Society of America. 127 (2), 703-709 (2010).
  16. Tho, P., Manasseh, R., Ooi, A. Cavitation microstreaming patterns in single and multiple bubble systems. Journal of Fluid Mechanics. 576, 191-233 (2007).
  17. Van Wamel, A., et al. Vibrating microbubbles poking individual cells: Drug transfer into cells via sonoporation. Journal of Controlled Release. 112, 149-155 (2006).
  18. Helfield, B., Chen, X., Watkins, S. C., Villanueva, F. S. Biophysical insight into mechanisms of sonoporation. PNAS. 113 (36), 9983-9988 (2016).
  19. Pereno, V., et al. Layered acoustofluidic resonators for the simultaneous optical and acoustic characterization of cavitation dynamics, microstreaming, and biological effects. Biomicrofluidics. 12, 034109(2018).
  20. Shklyaev, S., Straube, A. V. Linear oscillations of a compressible hemispherical bubble on a solid substrate. Physics of Fluids. 20, 052102(2008).
  21. Fauconnier, M., Bera, J. C., Inserra, C. Nonspherical modes non-degeneracy of a tethered bubble. Physical Review E. 102, 033108(2020).
  22. Xi, X., Cegla, F., Mettin, R., Holsteyns, F., Lippert, A. Study of non-spherical bubble oscillations near a surface in a weak acoustic standing wave field. The Journal of the Acoustical Society of America. 135, 1731(2014).
  23. Doinikov, A. A., Bouakaz, A. Effect of a distant rigid wall on microstreaming generated by an acoustically driven gas bubble. Journal of Fluid Mechanics. 742, 425-445 (2014).
  24. Cleve, S., Guédra, M., Inserra, C., Mauger, C., Blanc-Benon, P. Surface modes with controlled axisymmetry triggered by bubble coalescence in a high-amplitude acoustic field. Physical Review E. 98, 033115(2018).
  25. Lamb, H. Hydrodynamics. 6th ed. , University Press. Cambridge. (1932).
  26. Liu, Y., Wang, Q. Stability and natural frequency of nonspherical mode of an encapsulated microbubble in a viscous liquid. Physics of Fluids. 28, 062102(2016).
  27. Dollet, B., et al. Nonspherical oscillations of ultrasound contrast agent microbubbles. Ultrasound in Medicine and Biology. 34 (9), 1465-1473 (2008).
  28. Versluis, M., et al. Microbubble shape oscillations excited through ultrasonic parametric driving. Physical Review E. 82, 026321(2010).
  29. Guédra, M., Cleve, S., Mauger, C., Blanc-Benon, P., Inserra, C. Dynamics of nonspherical microbubble oscillations above instability threshold. Physical Review E. 96, 063104(2017).
  30. Cleve, S., Guédra, M., Mauger, C., Inserra, C., Blanc-Benon, P. Microstreaming induced by acoustically trapped, non-spherically oscillating microbubbles. Journal of Fluid Mechanics. 875, 597-621 (2019).
  31. Doinikov, A. A., Cleve, S., Regnault, G., Mauger, C., Inserra, C. Acoustic microstreaming produced by nonspherical oscillations of a gas bubble. I. Case of modes 0 and m. Physical Review E. 100, 033104(2019).
  32. Inserra, C., Regnault, G., Cleve, S., Mauger, C., Doinikov, A. A. Acoustic microstreaming produced by nonspherical oscillations of a gas bubble. III. Case of self-interacting modes n-n. Physical Review E. 101, 013111(2020).
  33. Prabowo, F., Ohl, C. D. Surface oscillations and jetting from surface attached acoustic driven bubbles. Ultrasonics Sonochemistry. 18 (1), 431-435 (2011).
  34. Garbin, V., et al. Changes in microbubble dynamics near a boundary revealed by combined; optical micromanipulation and high-speed imaging. Applied Physics Letters. 90, 114103(2007).
  35. Collis, J., et al. Cavitation microstreaming and stress fields created by microbubbles. Ultrasonics. 50, 273-279 (2010).
  36. Loughran, J., Eckersley, R. J., Tang, M. X. Modeling non-spherical oscillations and stability of acoustically driven shelled microbubbles. The Journal of the Acoustical Society of America. 131 (6), 4349-4357 (2012).
  37. Vos, H. J., Dollet, B., Bosch, J. G., Versluis, M., de Jong, N. Nonspherical vibrations of microbubbles in contact with a wall - a pilot study at low mechanical index. Ultrasound in Medicine and Biology. 34 (4), 685-688 (2008).
  38. Regnault, G., Mauger, C., Blanc-Benon, P., Inserra, C. Secondary radiation force between two closely spaced acoustic bubbles. Physical Review E. 102, 031101(2020).

Toegang beperkt. Log in of start een proefperiode om deze inhoud te bekijken.

Herprints en machtigingen

Toestemming aanvragen om de tekst of afbeeldingen van dit JoVE-artikel te hergebruiken

Toestemming aanvragen

Trefwoorden

Acoustic LevitationBubble OscillationsMicrostreaming FlowNonspherical OscillationsBubble CoalescenceShear StressCell Membrane PermeabilityUltrasound MicrobubblesShape Mode AnalysisDrug Delivery

Gerelateerde artikelen