Indukcja mikrostrumieniowania przez niesferyczne oscylacje pęcherzykowe w systemie lewitacji akustycznej

Podsumowanie

Zaproponowano szybką i niezawodną technikę kontrolowania oscylacji kształtu pojedynczej, uwięzionej bańki akustycznej, która opiera się na technice koalescencji między dwoma bąbelkami. Oscylacje kształtu pęcherzyków w stanie ustalonym, kontrolowane symetrią umożliwiają analizę przepływu płynu generowanego w pobliżu granicy faz pęcherzyków.

Streszczenie

Gdy znajdują się w pobliżu barier biologicznych, oscylujące mikropęcherzyki mogą zwiększyć przepuszczalność błony komórkowej, umożliwiając internalizację leków i genów. Obserwacje eksperymentalne sugerują, że tymczasowa przepuszczalność tych barier może być spowodowana naprężeniami ścinającymi, które są wywierane na tkanki komórkowe przez mikrostrumienie kawitacyjne. Mikrostrumienie kawitacyjne to generowanie przepływów wirowych, które powstają wokół oscylujących mikropęcherzyków ultradźwiękowych. Aby wytworzyć takie przepływy cieczy, oscylacje pęcherzykowe muszą odbiegać od oscylacji czysto sferycznych i zawierać albo niestabilność translacyjną, albo tryby kształtu. Badania eksperymentalne przepływów wywołanych pęcherzykami i naprężeń ścinających na pobliskich powierzchniach są często ograniczone w swoim zakresie ze względu na trudności w uchwyceniu deformacji kształtu mikropęcherzyków w stabilny i kontrolowany sposób. Opisujemy konstrukcję komory lewitacji akustycznej do badania oscylacji niesferycznych sterowanych symetrią. Taka kontrola odbywa się za pomocą techniki koalescencji między dwoma zbliżającymi się pęcherzykami w wystarczająco intensywnym polu ultradźwiękowym. Kontrola oscylacji niesferycznych otwiera drogę do kontrolowanego mikrostrumieniowania kawitacyjnego swobodnej mikropęcherzyki oscylującej powierzchniowo. Kamery o dużej liczbie klatek na sekundę umożliwiają niemal jednoczesne badanie dynamiki pęcherzyków niesferycznych w akustycznej skali czasowej i przepływu cieczy w niższej skali czasowej. Wykazano, że można uzyskać dużą różnorodność wzorców płynów i że są one skorelowane z zawartością modalną granicy faz pęcherzykowych. Pokazujemy, że nawet tryby kształtu wysokiego rzędu mogą tworzyć wzorce płynów na duże odległości, jeśli dynamika interfejsu zawiera kilka modów, podkreślając potencjał oscylacji niesferycznych dla ukierunkowanego i zlokalizowanego dostarczania leków.

Wprowadzenie

W medycynie, podawany lek musi przeniknąć przez wiele przeszkód w żywym systemie, zanim dotrze do pożądanych celów. Jednak większość leków jest szybko usuwana z krwiobiegu. Skuteczność celowania jest niska i nie mogą one łatwo przenikać przez błony komórkowe, co prowadzi do nieskutecznego dostarczania leków. Obecnie zastosowanie mikropęcherzyków w połączeniu z ultradźwiękami zostało zaproponowane jako innowacyjna metoda nieinwazyjnego, precyzyjnego i ukierunkowanego dostarczania leków i genów do patologicznych tkanek i komórek¹. W tym podejściu mikropęcherzyki mogą odgrywać rolę nośników, w których wolne leki są albo wstrzykiwane razem z zawiesiną pęcherzyków gazu, albo ładowane na jej powierzchnię. Mikropęcherzyki mogą również działać jako lokalny wektor do ponownego skupienia energii ultradźwiękowej w celu interakcji z komórkami. Zasadniczo, pod wpływem ultradźwięków, pęcherzyki stabilnie ściskają się i rozszerzają, co nazywa się stabilną kawitacją, która generuje przepływy cieczy, a tym samym naprężenia ścinające na pobliskich obiektach. Mikropęcherzyki mogą również oscylować nieliniowo i rozszerzać się aż do zapadnięcia się, w reżimie kawitacji bezwładnościowej, wytwarzając fale uderzeniowe, które rozchodzą się promieniście od miejsca zapadnięcia się². Wykazano, że kawitacja, zarówno stabilna, jak i bezwładna, zwiększa przepuszczalność błon komórkowych, a tym samym zwiększa internalizację leków do komórki³.

W zastosowaniach terapeutycznych zrozumienie mechanizmu interakcji pęcherzyka-komórka jest bardzo ważne, ale istnieje kilka barier, zarówno od strony naukowej, jak i technicznej, które uniemożliwiają postęp naszej wiedzy. Po pierwsze, uchwycenie dynamiki komórek w odpowiedzi na bodźce mechaniczne wywołane pęcherzykami jest bardzo trudne⁴. W akustycznej skali czasowej oscylacje mikropęcherzyków pierwszego rzędu mogą prowadzić do aktywacji kanałów błonowych, ułatwiając molekularne przejście przez interfejsy biologiczne. Odbywa się to poprzez bezpośrednią oscylację błony komórkowej, zwaną również "masażem komórkowym"⁵. Aktywacja kanału po bezpośrednim naprężeniu mechanicznym została udowodniona za pomocą technik patch-clamp, które mierzyły właściwości elektrofizjologiczne błon komórkowych podczas i po ekspozycji na ultradźwięki⁶. Pomiar dynamiki komórki indukowanej pęcherzykami (oznaczającej pełne pole deformacji błony komórkowej) w akustycznej skali czasowej dostarczyłby również wglądu w próg rozszerzania się obszaru błony ΔA/A wymagany do indukowania porów w błonie komórkowej⁷. Drugą barierą jest kontrolowanie reżimu zapadania się pęcherzyków, aby uniknąć lizy komórek wywołanej mikropęcherzykami. Zapadanie się pęcherzyków i indukowane mikrodżety zostały zidentyfikowane jako mechanizm, w wyniku którego zachodzi perforacja membrany^8,9. Po przeniknięciu błona komórkowa naprawia się poprzez samouszczelnianie dwuwarstw lipidowych przez wapń i fuzję pęcherzyków wewnątrzkomórkowych⁹. Występowanie zapadania się pęcherzyków może również powodować śmiertelne uszkodzenia komórki i wywoływać niepotrzebne skutki uboczne w otaczających. W newralgicznych zastosowaniach, takich jak otwieranie bariery krew-mózg za pośrednictwem ultradźwięków, ogólnie przyjmuje się, że należy unikać zapadania się pęcherzyków bezwładności¹⁰.

Dlatego obecnie poświęca się ogromne wysiłki na projektowanie sekwencji emisji ultradźwięków, w połączeniu z pasywnym monitorowaniem i kontrolą kawitacji, w celu zapewnienia stabilnych oscylacji mikropęcherzyków¹¹. W tym stabilnym reżimie postawiono hipotezę, że stabilnie oscylujące pęcherzyki odgrywają silną rolę w wyzwalaniu przepuszczalności błony poprzez promowanie przestrzennie ukierunkowanego naprężenia ścinającego na błonę komórkową⁷. Naprężenie ścinające wynika z przepływów cieczy powstających w pobliżu oscylujących pęcherzyków. Te przepływy cieczy nazywane są mikrostrumieniami kawitacyjnymi i, jak wspomniano powyżej, są jednym z kilku możliwych mechanizmów, które są odpowiedzialne za zwiększony wychwyt cząsteczek zewnątrzkomórkowych. Gdy mamy do czynienia z zawiesiną pęcherzyków lub komórek, taką jak testy transfekcji biologicznej in vitro¹², przenikanie przez mikrostrumieniowanie może być znacznie bardziej efektywne niż przenikanie przez zapadanie się pęcherzyków. Można to wykazać za pomocą prostych rozważań geometrycznych. W zawiesinach komórkowych sonoporacja będzie skuteczna, jeśli większość zawieszonych komórek zostanie poddana wystarczająco dużym efektom mechanicznym (prowadzącym do przepuszczalności błony). Wiadomo, że zapadanie się pęcherzyków jest skierowane w kierunku łamania symetrii izotropowej, np. oś ścianka bąbelkowa¹³ lub linia bąbelka-bańka i bąbelka-komórka łącząca ich środek masy¹⁴. Wytworzony mikrodżet jest zatem zjawiskiem zlokalizowanym przestrzennie wzdłuż skończonej liczby linii łączących centra komórek i pęcherzyków. W zależności od stężenia komórek i pęcherzyków, a także odległości między komórkami pęcherzykowymi, efekt ten może nie być najbardziej efektywny w przenikaniu całej liczby zawieszonych komórek. Natomiast mikrostrumieniowanie kawitacyjne jest zjawiskiem zachodzącym w powolnej skali czasowej, z dużą ekspansją przestrzenną w porównaniu do promienia pęcherzyka. Ponadto przepływ cieczy jest rozprowadzany po całym pęcherzyku, a zatem może wpływać na większą liczbę komórek na bardzo dużym zasięgu. Dlatego zrozumienie generowanego mikrostrumienia kawitacyjnego wokół oscylującego pęcherzyka jest warunkiem wstępnym do kontrolowania i ilościowego określenia naprężenia ścinającego wywołanego pęcherzykami, które jest przykładane do komórek.

Aby to zrobić, wstępny krok polega na kontrolowaniu sferycznych i niesferycznych oscylacji bańki sterowanej ultradźwiękami, ponieważ generowane przepływy cieczy są indukowane przez ruch interfejsu bąbelkowego^15,16. W szczególności muszą być wyzwalane i utrzymywane stabilne oscylacje kształtu mikropęcherzyków. Ponadto orientacja oscylacji kształtu pęcherzyka musi być kontrolowana, aby prawidłowo przeanalizować korelację między dynamiką interfejsu pęcherzyka a indukowanym wzorcem mikrostrumieniowania. Podsumowując istniejącą literaturę, oczywiste jest, że szczegółowe wyniki eksperymentalne mikrostrumieniowania indukowanego kawitacją są dostępne tylko dla pęcherzyków przyczepionych do powierzchni. Mikropęcherzyki mocowane do ściany są powszechnie używane do oceny dokładnej dynamiki granicy faz i interakcji komórek w skali mikrometrycznej w ultraszybkim systemie mikroskopowym. Ta konfiguracja jest terapeutycznie istotna, gdy rozważa się wibrujące mikropęcherzyki znajdujące się na błonie komórkowej^17,18,19. Badanie pęcherzyków przyczepionych do podłoża może jednak sprawić, że analiza dynamiki pęcherzyków stanie się bardziej skomplikowana, częściowo ze względu na złożoną naturę dynamiki linii kontaktowej²⁰ i wyzwalanie asymetrycznych trybów kształtu²¹. W zastosowaniach medycznych i biologicznych pęcherzyki, które nie są przymocowane do ściany, są powszechnie spotykane w ograniczonych geometriach, takich jak małe naczynia. Wpływa to znacząco na dynamikę pęcherzyków i niestabilność kształtu. W szczególności obecność pobliskiej ściany przesuwa próg ciśnienia dla wyzwolenia trybu kształtu do niższych wartości ciśnienia w zależności od numeru trybu kształtu i rozmiaru bąbelka²². Ściana wpływa również na mikrostrumieniowanie wywołane przez pęcherzyki z możliwie większą intensywnością dla wytworzonego przepływu²³.

Spośród wszystkich możliwych scenariuszy, które mogą doświadczyć mikropęcherzyki (wolne lub przyczepione, blisko ściany, zapadające się lub stabilnie oscylujące), proponujemy zbadanie niesferycznej dynamiki pojedynczego bąbla daleko od jakiejkolwiek granicy. Konfiguracja eksperymentalna opiera się na systemie lewitacji akustycznej²⁴, w którym do uwięzienia bańki używana jest stojąca fala ultradźwiękowa. Scenariusz ten jest spójny z zastosowaniami medycznymi, w których zbiór zawieszonych pęcherzyków i komórek współistnieje na przykład w komorze sonotransfekcyjnej. O ile pęcherzyki i komórki nie znajdują się zbyt blisko siebie, zakłada się, że obecność komórki nie wpływa na dynamikę interfejsu pęcherzyków. Kiedy komórki podążają za pętlowymi trajektoriami mikrostrumienia indukowanego kawitacją, cyklicznie zbliżają się i odpychają od miejsca pęcherzyka i możemy założyć, że obecność komórek nie wpływa ani na wzorzec strumienia, ani na jego średnią prędkość. Ponadto dynamika niesferyczna i indukowane mikrostrumienie z pojedynczych pęcherzyków oddalonych od granicy są dobrze znane z teoretycznego punktu widzenia. Aby powiązać przepływ cieczy wywołany pęcherzykami z dynamiką konturu pęcherzyków, konieczne jest dokładne scharakteryzowanie dynamiki granicy faz pęcherzyków. W tym celu zaleca się dostosowanie skali czasoprzestrzennej w badaniach eksperymentalnych w stosunku do tych stosowanych w terapiach, tak aby akwizycja za pomocą zwykłych kamer o dużej szybkości (poniżej 1 miliona klatek na sekundę) była możliwa przy użyciu dużych pęcherzyków wzbudzonych przy niższych częstotliwościach. Biorąc pod uwagę bąbelki niepowlekane, częstotliwość własna ω_n danego modu n jest odniesiona do rozmiaru pęcherzyka jako ²⁵. Ta zależność promień-częstotliwość własna jest nieco zmodyfikowana, gdy weźmie się pod uwagę bąbelki skorupowe²⁶, ale rząd wielkości częstotliwości własnej ω_n pozostaje taki sam. Tak więc badanie pęcherzyków o promieniu równowagi ~50 μm w polu ultradźwiękowym 30 kHz jest podobne do badania powlekanych pęcherzyków o promieniu ~3 μm w polu 1,7 MHz, jak zaproponowali Dollet et al.²⁷. W związku z tym oczekuje się podobnych liczb trybów kształtu, a tym samym wzorców mikrostrumieniowania.

Aby wyzwolić niesferyczne oscylacje interfejsu bąbelkowego, konieczne jest przekroczenie pewnego progu ciśnienia, który jest zależny od promienia, jak pokazano w Rysunek 1. Istniejące techniki eksperymentalne opierają się na wzroście ciśnienia akustycznego w celu wyzwolenia modów powierzchniowych (zilustrowanych ścieżką (1) w Rysunek 1), albo przez stopniowy wzrost ciśnienia²⁸ lub przez wzbudzenie o modulowanej amplitudzie odpowiedzialne za okresowe pojawianie się i wygaszanie modów powierzchni²⁹. Głównymi wadami tych technik są (i) losowa orientacja osi symetrii oscylacji powierzchniowych, której nie można kontrolować tak, aby znajdowała się w płaszczyźnie obrazowania, (ii) krótki czas życia oscylacji w kształcie pęcherzyka, który utrudnia analizę indukowanych przepływów cieczy w większych skalach czasowych, oraz (iii) częste wyzwalanie niestabilnych trybów kształtu. Proponujemy alternatywną technikę przekroczenia progu ciśnienia przy stałym ciśnieniu akustycznym na mapie promienia/ciśnienia, jak ilustruje ścieżka (2) w Rysunek 1. Aby to zrobić, należy zwiększyć rozmiar pęcherzyka tak, aby znajdował się w strefie niestabilności. Taki wzrost odbywa się za pomocą techniki koalescencji pęcherzykowej. Koalescencja dwóch, początkowo sferycznie oscylujących, mikropęcherzyków jest wykorzystywana do tworzenia jednej zdeformowanej pęcherzyki. Jeśli ciśnienie akustyczne i rozmiar pęcherzyka koalescencyjnej pęcherzyka znajdują się w strefie niestabilności, wyzwalane są tryby powierzchniowe. Udowodniliśmy również, że technika koalescencji indukuje stabilne oscylacje kształtu w stanie ustalonym, a także kontrolowaną oś symetrii zdefiniowaną przez prostoliniowy ruch dwóch zbliżających się pęcherzyków. Ponieważ zapewniona jest stabilna oscylacja kształtu w ciągu kilku minut, analiza przepływu płynu wywołanego pęcherzykami jest możliwa poprzez zasianie ciekłego medium fluorescencyjnymi mikrocząstkami, oświetlonymi cienkim arkuszem laserowym. Rejestrowanie ruchu mikrocząstek stałych w pobliżu granicy faz pęcherzyków pozwala na zidentyfikowanie wzorca indukowanego przepływu płynu³⁰. Ogólna zasada wyzwalania oscylacji w kształcie pęcherzyka, prowadząca do stabilnego w czasie przepływu płynu, jest zilustrowana na Rysunek 2.

W poniższym protokole opisujemy kroki wymagane do stworzenia stabilnych oscylacji kształtu pęcherzyka za pomocą techniki koalescencyjnej i opisujemy pomiary przepływu płynu. Obejmuje to projektowanie systemu lewitacji akustycznej, kalibrację akustyczną, zarodkowanie pęcherzykowe i technikę koalescencji, pomiar dynamiki granicy faz pęcherzyków i przepływu otaczającego płynu oraz przetwarzanie obrazu.

Protokół

1. Projekt akustycznej komory lewitacyjnej

1. Zaprojektuj optycznie przezroczysty (podobny do PMMA) sześcienny zbiornik (krawędź 8 cm i grubość 2,8 mm na powierzchnię) z modułem geometrii oprogramowania do symulacji multifizycznej (tabela materiałów).
2. Włóż cylindryczną powierzchnię (Ø = 35 mm) wyśrodkowaną na dnie zbiornika, aby zamodelować przetwornik ultradźwiękowy.
3. Ustaw warunki brzegowe na zerowe ciśnienie na każdej ścianie z normalnym przemieszczeniem amplitudy 1 μm na powierzchni przetwornika.
4. Korzystając z modułu dziedziny częstotliwości, zasymuluj funkcję odpowiedzi częstotliwościowej (FRF) zbiornika w zakresie częstotliwości [10 - 40] kHz, w trzech dowolnych lokalizacjach loc1 = (0,01375, 0,01375, 0,04125), loc2 = (0, 0, 0,0088) i loc3 = (0,021725, 0,023375, 0,00935).
5. Dostosuj wielkość zbiornika tak, aby jeden z trybów akustycznych wnęki odpowiadał częstotliwości znamionowej przetwornika (tutaj 31,2 kHz). FRF zawiera zatem jeden pik rezonansowy bliski tej częstotliwości, jak pokazano na Rysunek 3.
6. Wykreśl pole ciśnienia wewnątrz zbiornika, jak pokazano na rysunku Rysunek 4. Wybrany tryb rezonansu musi zawierać co najmniej jeden antywęzeł ciśnieniowy we wnętrzu pojemnika, na którym zostanie uwięziony pęcherzyk akustyczny.
7. Projektując zbiornik, zaprojektuj ruchomą górną powierzchnię z rowkiem prowadzącym na każdej krawędzi, aby szczelnie zamknąć powierzchnie zbiornika. Wywierć mały otwór na górnej powierzchni, aby napełnić zbiornik płynnym medium.
8. Umieść zbiornik na wodę na domowej ramie, w której znajduje się przetwornik ultradźwiękowy (typ Langevin, częstotliwość nominalna 31.2 kHz). Użyj żelu echograficznego, aby połączyć przetwornik ze ścianą dna zbiornika.
9. Umieść zbiornik i system ramowy na trójkierunkowym stole przemieszczeniowym za pomocą mikrometrycznych.
10. Napełnij zbiornik mikrofiltrowaną, zdemineralizowaną i wodą (nie odgazowaną, objętość ~ 500 ml, nasycenie tlenem około 8 mg·^L-1).
    UWAGA: Użycie wody nieodgazowanej zamiast odgazowanej umożliwia utrzymanie stabilnych pęcherzyków przez cały czas trwania eksperymentów. Użycie odgazowanej wody przyspieszy kurczenie się pęcherzyków w wyniku dyfuzji gazu, nawet jeśli zostanie to nieznacznie zrównoważone przez dyfuzję rektyfikowaną (za pośrednictwem ultradźwięków).

2. Generowanie pęcherzyków i kalibracja akustyczna

1. Przygotuj zestaw eksperymentalny używany do indukowanego laserem zarodkowania pęcherzykowego, wzbudzenia akustycznego i szybkiego nagrywania (Rysunek 5a,b,c). Układ eksperymentalny składa się z (A) systemu lewitacji akustycznej, (B) zasilacza laserowego i (C) głowicy laserowej, (D) jednej sferycznej soczewki wklęsłej, (E) jednej soczewki płasko-wklęsłej i jednej soczewki asferycznej, (F) szybkiej kamery, (G) diody elektroluminescencji ciągłej. Później, do pomiarów przepływów cieczy (Rysunek 5d) (H) jedno źródło lasera o ciągłej fali, (I) zostanie dodana cylindryczna soczewka płasko-wklęsła, a następnie cylindryczna soczewka płasko-wklęsła umieszczona za pierwszą soczewką i zorientowana na osi prostopadłej.
2. Podłącz przetwornik ultradźwiękowy do generatora funkcyjnego. Ustaw sygnał wzbudzenia jako: przebieg sinusoidalny, fala ciągła, częstotliwość 31,2 kHz. Amplituda jest jedynym parametrem zmiennym.
3. Umieść soczewkę (D) w odległości około 6 cm przed głowicą lasera (C).
4. Umieść obiektyw (E) w odległości około 12 cm przed obiektywem (D).
5. Umieść zbiornik na wodę (A) w taki sposób, aby punkt skupienia lasera znajdował się wewnątrz zbiornika na wodę, co prowadzi do generowania iskry dla każdego impulsu laserowego (5 -10 mJ). Iskra laserowa powinna znajdować się około 3 cm poniżej docelowego antywęzła ciśnieniowego.
   UWAGA: Bez ultradźwięków (US) pęcherzyk jądrkowany laserowo uniesie się do górnej powierzchni z powodu wyporu.
6. Włączyć przetwornik ultradźwiękowy. Zwiększaj przyłożone napięcie, aż pęcherzyk przestanie unosić się pionowo, ale zostanie odchylony w kierunku antywęzła ciśnieniowego i, aby uzyskać wystarczająco wysokie ciśnienie, zostanie uwięziony.
7. Ustaw podświetlenie (ciągłą diodę elektroluminescencyjną) i szybką kamerę, aby obserwować uwięzioną bańkę.
   UWAGA: Podczas zarodkowania nowej bańki za pomocą iskry laserowej łatwo jest uchwycić trajektorię pęcherzyki zbliżającej się do miejsca pułapki.
8. Przesuń położenie iskry laserowej w zbiorniku na wodę tak, aby trajektoria pęcherzyka pozostała w płaszczyźnie ogniskowej aparatu.
9. Złap jeden bąbelek i uchwyć jego oscylacje radialne z następującymi parametrami: rozmiar klatki 128 x 128 pikseli, szybkość akwizycji 180 kHz. Przykład oscylacji radialnych o dużej amplitudzie w dwóch okresach akustycznych znajduje się na rysunku Rysunek 6. Typowa wielkość pęcherzyków gazu waha się od 30 do 80 μm.
10. Rejestruj oscylacje promieniowe pęcherzyków w ciągu 3 do 30 milisekund, aby uchwycić setki do tysięcy oscylacji pęcherzyków. Powtórz ten zapis, aby zwiększyć przyłożone napięcie przetwornika. Typowe stosowane napięcia mieszczą się w zakresie 0 - 8 V.
    UWAGA: Podczas modyfikowania przyłożonego napięcia położenie równowagi uwięzionej bańki nieznacznie przesuwa się w pionie. Aby śledzić oscylacje bez przesuwania podświetlanego oświetlenia i kamery, umieść system (przetwornik i zbiornik na wodę) na ruchomym stole w trzech kierunkach z dokładnością mikrometryczną.
11. Włącz przetwornik ultradźwiękowy i uchwyć jeden obraz tła do analizy końcowej.
12. Przetwarzaj serię filmów po wykonaniu tej procedury:
    1. Uruchom plik wykonywalny VoltagePressure.exe. Interfejs pokazany w Rysunek 7 powinien się otworzyć.
       UWAGA: Skrypt jest dostępny jako dokument uzupełniający.
    2. Określ parametry fizyczne i eksperymentalne w lewej kolumnie (Rysunek 7A).
    3. Określ wartości przyłożonego napięcia dla serii nagrań w tabeli w prawym dolnym rogu tabeli (Rysunek 7B).
    4. W panelu Analiza promienia bąbelkowego kliknij Parametry obciążenia (Rysunek 7C) i wybierz folder zawierający wszystkie pliki z Twojej serii wideo, a następnie obraz tła (obowiązkowy).
    5. Dozwolony jest wybór między analizą wszystkich filmów jednocześnie, klikając Auto, lub pojedynczo, klikając Krok po kroku.
    6. Dla każdego pliku wideo wykreślana jest ewolucja promienia pęcherzyka w ciągu jednego okresu akustycznego, a następnie nakładane jest dopasowanie numeryczne. Czerwona krzywa odpowiada zlinearyzowanemu modelowaniu Rayleigha-Plesseta. Wyświetlany jest promień bąbelka równowagi (Rysunek 7D).
    7. Zgodnie z dopasowaniem numerycznym, przyłożone ciśnienie dla tego napięcia jest wyświetlane w panelu wykresu ciśnienia (napięcia) (Rysunek 7E). Wartość przyłożonego ciśnienia jest również wyświetlana w tabeli w prawym dolnym rogu (Rysunek 7B). Typowe stosowane ciśnienia odpowiadające dynamice napięcia 0 - 8 V wynoszą 0 - 25 kPa.
    8. Po przetworzeniu wszystkich filmów kliknij przycisk Regresja liniowa, aby wykonać liniowe dopasowanie krzywej ciśnienia/napięcia. Dane (wartości napięcia i ciśnienia) są zapisywane w pliku .txt znajdującym się w bieżącym katalogu. Zapewnione jest nachylenie pasowania.

3. Technika koalescencyjna

1. Włączyć przetwornik ultradźwiękowy. Ustaw przyłożone napięcie na tyle wysoko, aby odpowiednie ciśnienie akustyczne mogło doprowadzić do wyzwolenia niestabilności powierzchni, zgodnie z numerycznym wykresem ciśnienia/promienia stref niestabilności, jak pokazano na Rysunek 8.
2. Zarodkować bąbel, który następnie będzie migrował do miejsca pułapki. Jeśli uwięziony pęcherzyk wykazuje tylko oscylacje sferyczne, przejdź do następnego kroku. Jeśli pojawią się oscylacje niesferyczne:
   1. Wyłącz moc ultradźwięków, aby pęcherzyk mógł unieść się na górną powierzchnię.
   2. Zmodyfikuj energię lasera (poprzez precyzyjne dostrojenie o kilka mJ) lub zmniejsz napięcie przetwornika.
   3. Włącz moc ultradźwięków.
   4. Zarodkować nową bańkę.
   5. Powtarzaj tę procedurę, aż rozmiar pęcherzyka doprowadzi do czysto sferycznych oscylacji.
3. Gdy uwięziony bąbel wykazuje tylko oscylacje sferyczne, wygeneruj nową iskrę laserową. Gdy nowy pęcherzyk dotrze do miejsca pułapki, następuje koalescencja.
4. Jeśli zlana bańka wykazuje tylko oscylacje sferyczne, wygeneruj nową bańkę. Wielokrotne koalescencje mogą być konieczne, aby osiągnąć promień pęcherzyka, przy którym występują deformacje niesferyczne. Przykład koalescencji pęcherzyków prowadzącej do oscylacji niesferycznych jest pokazany na Rysunek 9.
5. Gdy zlana bańka wykazuje niesferyczne oscylacje, rejestruj oscylacje pęcherzyka przez czas około 3 do 30 milisekund.
6. Zidentyfikuj liczbę drgań kształtu, odwołując się do Rysunek 10.

4. Pomiary przepływu płynów

1. W przypadku pomiarów mikrostrumieniowania kawitacyjnego, fluorescencyjne cząstki znacznikowe muszą zostać dodane do wody przed zarodkowaniem pęcherzyków. W tym badaniu wykorzystano cząstki o wielkości 0,71 μm (tabela materiałów). Są one wystarczająco małe, aby były akustycznie przezroczyste (nie miały wpływu na siłę promieniowania akustycznego) i dokładnie podążały za przepływem, a także wystarczająco duże, aby rozpraszać światło laserowe. Użyj trzech kropli na objętość zbiornika na wodę, co odpowiada w przybliżeniu 2,10⁴ cząstki/mm³.
2. Przed wykonaniem pomiarów należy ustawić następujące parametry rejestrowania zarówno dynamiki pęcherzyków (szybka skala czasowa), jak i przepływu płynu (niska skala czasowa):
   1. Utwórz partycjonowanie dysku z nagraniem kamery.
   2. Alternatywnie można zdefiniować parametry zapisu jako:
      1. Liczba klatek na sekundę 180 kHz, rozmiar klatki 128 x 128 pikseli i czas naświetlania 1 μs dla jednego nagrania dynamiki interfejsu bąbelkowego
      2. Liczba klatek na sekundę 600 Hz, rozmiar klatki 1024 x 768 pikseli i czas naświetlania 1 ms dla jednego nagrania ruchu znaczników barwnikowych.
3. Użyj lasera ciągłego.
4. Utwórz cienki arkusz laserowy, kolejno przepuszczając wiązkę lasera przez cylindryczną soczewkę płasko-wklęsłą i cylindryczną soczewkę płasko-wypukłą zorientowaną na osi prostopadłej. Można uzyskać szerokość wiązki około 160 μm.
5. Ustaw arkusz lasera tak, aby odpowiadał płaszczyźnie obrazowania:
   1. Ustaw laser na ruchomym urządzeniu tak, aby arkusz lasera można było przesuwać równolegle do płaszczyzny obrazowania.
   2. Dostosuj pozycję tak, aby oświetlone cząstki były widoczne dla kamery.
   3. Zarodkować i uwięzić bańkę.
   4. Dostosuj położenie arkusza laserowego dalej, tak aby cień stał się widoczny za bańką. Bąbelek znajduje się teraz wewnątrz arkusza laserowego, jak pokazano na rysunku Rysunek 11.
6. Wywołaj koalescencję pęcherzyków, aż pojawi się stabilny tryb oscylacji kształtu.
7. Wykonaj kilka nagrań, przełączając się między dynamiką bąbelków a mikrostrumieniowaniem.
   UWAGA: Wyłącz laser ciągły, gdy nie jest potrzebny. Ogrzewanie może powodować niepożądane przepływy konwekcyjne. Wyłącz również diodę elektroluminescencyjną podczas wykonywania pomiarów przepływu strumienia.

5. Przetwarzanie obrazu w celu wizualizacji wzorców mikrostrumieniowania kawitacji

1. Zainstaluj oprogramowanie do wizualizacji ImageJ do przetwarzania i analizy obrazu w języku Java. Zainstaluj także wtyczkę CINE File Reader, aby otworzyć pliki z kamery o dużej szybkości.
2. Kliknij Plik | Import | CineFile i wybierz wideo *.cine zawierające ujęcie ruchu cząstek.
3. Wybierz Użyj wirtualnego stosu w nowym oknie, wideo jest teraz załadowane.
4. Aby obserwować ruch cząstek bez wyświetlania wzoru strumieniowania, kliknij na Obraz | Dostosuj | Jasność/Kontrast | Automatyczny. Ciemne tło jest teraz zastępowane automatycznie optymalizowanym obrazem.
5. Aby wyświetlić powstały wzór, kliknij Obraz | Stosy | Z Project (Projekcja maksymalna) i wybierz opcję Max Intensity (Maksymalna intensywność) dla projekcji obrazu. Wyświetlany jest obraz wyjściowy z pikselami zawierającymi maksymalną wartość dla wszystkich obrazów w stosie. W razie potrzeby dostosuj kontrast obrazu zgodnie z opisem w kroku 5.4.
   UWAGA: Uzyskuje się wzorzec przesyłania strumieniowego, taki jak te pokazane na Rysunek 12b i Rysunek 12d.

Wyniki

Pełna sekwencja koalescencji bąbelków prowadząca do stabilnych w czasie, kontrolowanych symetrią oscylacji niesferycznych jest przedstawiona w Rysunek 9. Zbliżająca się faza dwóch sferycznie oscylujących pęcherzyków kończy się, gdy cienka warstwa cieczy między dwoma pęcherzykami zostaje rozerwana. Warto zauważyć, że na ostatnim etapie przed koalescencją interfejsy pęcherzyków odchylają się od sferyczności. Oba pęcherzyki wydłużają się na kształt elipsoidalny ...

Dyskusja

Przedstawiona procedura polega na wykorzystaniu koalescencji pęcherzykowej w celu wyzwolenia oscylacji kształtu pęcherzyków w stanie ustalonym, kontrolowanych symetrią, co pozwala na badanie długotrwałego przepływu płynu wywołanego tymi oscylacjami. Głównym wyzwaniem w tej technice jest kontrola niesferycznych oscylacji dla uwięzionej bańki, z dala od jakichkolwiek granic.

Większość istniejących technik zaproponowanych w literaturze koncentrowała się na pęcherzykach

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule

Nazwa	Firma	Numer katalogowy	Komentarze
Soczewka asferyczna	Thorlabs	AL4050	Soczewka ostrości 40 mm
Źródło lasera o fali ciągłej	CNI	MLL6FN	Laser DPSS o długości fali 532nm, energia 400 mW
Cylindryczna soczewka płasko-wklęsła	Thorlabs	LJ1277L1-A	soczewka o ogniskowej -25×4mm
Cylindryczna soczewka płasko-wklęsła	Thorlabs	LK1900L1	soczewka ostrości 250 mm
Cząstki fluorescencyjne	Duke Scientific	R700	Czerwone polimerowe mikrosfery fluorescencyjne
Generator funkcyjny	Agilent	HP33120	Generator funkcji zasilającej przetwornik ultradźwiękowy
Szybka kamera	Vision Research	Phantom v12.0	Szybki zapis do 1 Mfps
Płynne medium	Carlo Erba	Woda do analizy	Woda demineralizowana, nieodgazowana
Oprogramowanie Multiphysics	Comsol	None	Softwate do symulacji pola akustycznego komory lewitacyjnej
Laser impulsowy Nd:Yag	New Wave Research	Solo III-15	Czas trwania impulsu 5 ns, λ=532 nm, średnica wiązki 3,5 mm, do 50 mJ
Soczewka płasko-wklęsła	Thorlabs	N-BK7	o ogniskowej 125 mm
Sferyczna soczewka wklęsła	Thorlabs	N-SF11	Dwuwklęsła soczewka ostrości -25mm
Przetwornik ultradźwiękowy	SinapTec	Wykonany na zamówienie	Częstotliwość nominalna 31kHz, obszar aktywny o średnicy 35mm
Oprogramowanie do wizualizacji	NIH	ImageJ	Oprogramowanie do przetwarzania i analizy obrazu w Java
XY Stolik liniowy	Newport	M-406	Stopień przemieszczenia ze śrubą mikrometryczną
Stolik liniowy osi Z	Edmund Optics	62-299	Stopień przemieszczenia pionowego ze śrubą mikrometryczną