Дякуємо за відвідування Nature.com. Ви використовуєте версію браузера з обмеженою підтримкою CSS. Для найкращого досвіду рекомендуємо використовувати оновлений браузер (або вимкнути режим сумісності в Internet Explorer). Крім того, для забезпечення постійної підтримки ми показуємо сайт без стилів та JavaScript.
Відображає карусель із трьох слайдів одночасно. Використовуйте кнопки «Попередній» та «Наступний», щоб переходити між трьома слайдами одночасно, або скористайтеся кнопками-повзунками в кінці, щоб переходити між трьома слайдами одночасно.
З розробкою нових надм'яких матеріалів для медичних приладів та біомедичних застосувань, комплексна характеристика їхніх фізичних та механічних властивостей є одночасно важливою та складною. Для характеристики надзвичайно низького модуля поверхні нової біоміметичної силікон-гідрогелевої контактної лінзи lehfilcon A, покритої шаром розгалужених полімерних щіткових структур, було застосовано модифікований метод наноіндентування атомно-силової мікроскопії (АСМ). Цей метод дозволяє точно визначати точки контакту без впливу в'язкої екструзії при наближенні до розгалужених полімерів. Крім того, він дає змогу визначати механічні характеристики окремих елементів щітки без впливу поропружності. Це досягається шляхом вибору АСМ-зонда з конструкцією (розмір наконечника, геометрія та жорсткість пружини), яка особливо підходить для вимірювання властивостей м'яких матеріалів та біологічних зразків. Цей метод підвищує чутливість та точність для точного вимірювання дуже м'якого матеріалу lehfilcon A, який має надзвичайно низький модуль пружності на площі поверхні (до 2 кПа) та надзвичайно високу еластичність у внутрішньому (майже 100%) водному середовищі. Результати дослідження поверхні не лише виявили властивості надм’якої поверхні лінзи lehfilcon A, але й показали, що модуль розгалужених полімерних щіток був порівнянний з модулем кремній-водневої підкладки. Цей метод характеристики поверхні може бути застосований до інших надм’яких матеріалів та медичних пристроїв.
Механічні властивості матеріалів, призначених для безпосереднього контакту з живою тканиною, часто визначаються біологічним середовищем. Ідеальне поєднання цих властивостей матеріалу допомагає досягти бажаних клінічних характеристик матеріалу, не викликаючи несприятливих клітинних реакцій1,2,3. Для об'ємних гомогенних матеріалів характеристика механічних властивостей є відносно легкою завдяки наявності стандартних процедур та методів випробувань (наприклад, мікроіндентування4,5,6). Однак для надм'яких матеріалів, таких як гелі, гідрогелі, біополімери, живі клітини тощо, ці методи випробувань зазвичай не застосовуються через обмеження роздільної здатності вимірювань та неоднорідність деяких матеріалів7. Протягом багатьох років традиційні методи індентування були модифіковані та адаптовані для характеристики широкого спектру м'яких матеріалів, але багато методів все ще мають серйозні недоліки, що обмежують їх використання8,9,10,11,12,13. Відсутність спеціалізованих методів випробувань, які можуть точно та надійно характеризувати механічні властивості надм'яких матеріалів та поверхневих шарів, серйозно обмежує їх використання в різних застосуваннях.
У нашій попередній роботі ми представили контактну лінзу lehfilcon A (CL) – м’який гетерогенний матеріал з усіма властивостями надм’якої поверхні, отриманими з потенційно біоміметичних дизайнів, натхненних поверхнею рогівки ока. Цей біоматеріал був розроблений шляхом щеплення розгалуженого, зшитого полімерного шару полі(2-метакрилоїлоксиетилфосфорилхоліну (MPC)) (PMPC) на силікон-гідрогель (SiHy) 15, розроблений для медичних пристроїв на основі. Цей процес щеплення створює на поверхні шар, що складається з дуже м’якої та високоеластичної розгалуженої полімерної щітчастої структури. Наша попередня робота підтвердила, що біоміметична структура lehfilcon A CL забезпечує чудові властивості поверхні, такі як покращене змочування та запобігання забрудненню, підвищена змащувальна здатність та знижена адгезія клітин і бактерій 15,16. Крім того, використання та розробка цього біоміметичного матеріалу також передбачає подальше розширення на інші біомедичні пристрої. Отже, критично важливо охарактеризувати поверхневі властивості цього надм'якого матеріалу та зрозуміти його механічну взаємодію з оком, щоб створити комплексну базу знань для підтримки майбутніх розробок та застосувань. Більшість комерційно доступних контактних лінз SiHy складаються з однорідної суміші гідрофільних та гідрофобних полімерів, які утворюють однорідну структуру матеріалу17. Було проведено кілька досліджень для вивчення їхніх механічних властивостей з використанням традиційних методів випробувань на стиск, розтяг та мікроіндентування18,19,20,21. Однак нова біоміметична конструкція lehfilcon A CL робить його унікальним гетерогенним матеріалом, у якому механічні властивості розгалужених полімерних щіткових структур суттєво відрізняються від властивостей базової підкладки SiHy. Тому дуже важко точно кількісно визначити ці властивості за допомогою звичайних методів та методів індентування. Перспективний метод використовує метод наноіндентаційного тестування, реалізований в атомно-силовій мікроскопії (АСМ), метод, який використовувався для визначення механічних властивостей м'яких в'язкопружних матеріалів, таких як біологічні клітини та тканини, а також м'які полімери22,23,24,25, ,26,27,28,29,30. У наноіндентуванні методом АСМ основи наноіндентування поєднуються з найновішими досягненнями технології АСМ для забезпечення підвищеної чутливості вимірювання та тестування широкого спектру надм'яких матеріалів за своєю суттю31,32,33,34,35,36. Крім того, технологія пропонує інші важливі переваги завдяки використанню різних геометрій індентора та зонда, а також можливості проведення випробувань у різних рідких середовищах.
Наноіндентування АСМ умовно можна розділити на три основні компоненти: (1) обладнання (датчики, детектори, зонди тощо); (2) параметри вимірювання (такі як сила, переміщення, швидкість, розмір рампи тощо); (3) обробка даних (корекція базової лінії, оцінка точки дотику, підгонка даних, моделювання тощо). Істотною проблемою цього методу є те, що кілька досліджень у літературі з використанням наноіндентування АСМ повідомляють про дуже різні кількісні результати для одного й того ж зразка/комірки/типу матеріалу37,38,39,40,41. Наприклад, Лекка та ін. вивчали та порівнювали вплив геометрії зонда АСМ на виміряний модуль Юнга зразків механічно однорідного гідрогелю та гетерогенних комірок. Вони повідомляють, що значення модуля сильно залежать від вибору консолі та форми наконечника, з найвищим значенням для зонда у формі піраміди та найнижчим значенням 42 для сферичного зонда. Аналогічно, Сельхубер-Ункель та ін. Було показано, як швидкість індентора, розмір індентора та товщина зразків поліакриламіду (PAAM) впливають на модуль Юнга, виміряний за допомогою наноіндентування ACM43. Ще одним ускладнюючим фактором є відсутність стандартних випробувальних матеріалів з надзвичайно низьким модулем та вільних процедур випробувань. Це дуже ускладнює отримання точних результатів з упевненістю. Однак, цей метод дуже корисний для відносних вимірювань та порівняльних оцінок між подібними типами зразків, наприклад, за допомогою наноіндентування AFM для розрізнення нормальних клітин від ракових клітин 44, 45.
Під час тестування м’яких матеріалів за допомогою АСМ-наноіндентації загальним правилом є використання зонда з низькою коефіцієнтом пружності (k), який точно відповідає модулю зразка, та напівсферичним/круглим кінчиком, щоб перший зонд не проколював поверхні зразка при першому контакті з м’якими матеріалами. Також важливо, щоб сигнал відхилення, що генерується зондом, був достатньо сильним, щоб його могла виявити лазерна детекторна система24,34,46,47. У випадку надм’яких гетерогенних клітин, тканин та гелів ще однією проблемою є подолання сили адгезії між зондом та поверхнею зразка для забезпечення відтворюваних та надійних вимірювань48,49,50. Донедавна більшість робіт з АСМ-наноіндентації була зосереджена на вивченні механічної поведінки біологічних клітин, тканин, гелів, гідрогелів та біомолекул з використанням відносно великих сферичних зондів, які зазвичай називають колоїдними зондами (КП). , 47, 51, 52, 53, 54, 55. Ці наконечники мають радіус від 1 до 50 мкм і зазвичай виготовляються з боросилікатного скла, поліметилметакрилату (PMMA), полістиролу (PS), діоксиду кремнію (SiO2) та алмазоподібного вуглецю (DLC). Хоча наноіндентування CP-AFM часто є першим вибором для характеристики м'яких зразків, воно має свої проблеми та обмеження. Використання великих сферичних наконечників мікронного розміру збільшує загальну площу контакту наконечника зі зразком і призводить до значної втрати просторової роздільної здатності. Для м'яких, неоднорідних зразків, де механічні властивості локальних елементів можуть суттєво відрізнятися від середніх на ширшій області, CP-індентування може приховати будь-яку неоднорідність властивостей у локальному масштабі52. Колоїдні зонди зазвичай виготовляються шляхом прикріплення колоїдних сфер мікронного розміру до безнаконечникових консолей за допомогою епоксидних клеїв. Сам процес виробництва пов'язаний з багатьма проблемами та може призвести до невідповідностей у процесі калібрування зонда. Крім того, розмір і маса колоїдних частинок безпосередньо впливають на основні параметри калібрування консолі, такі як резонансна частота, жорсткість пружини та чутливість до відхилення 56,57,58. Таким чином, загальновживані методи для звичайних зондів АСМ, такі як калібрування температури, можуть не забезпечити точне калібрування для КП, і для виконання цих коригувань можуть знадобитися інші методи 57, 59, 60, 61. У типових експериментах з індентування КП для вивчення властивостей м'яких зразків використовується консоль з великими відхиленнями, що створює ще одну проблему під час калібрування нелінійної поведінки консолі при відносно великих відхиленнях 62,63,64. Сучасні методи індентування колоїдних зондів зазвичай враховують геометрію консолі, що використовується для калібрування зонда, але ігнорують вплив колоїдних частинок, що створює додаткову невизначеність у точності методу 38,61. Аналогічно, модулі пружності, розраховані за допомогою контактної моделі, безпосередньо залежать від геометрії інденторного зонда, а невідповідність між характеристиками наконечника та поверхні зразка може призвести до неточностей27, 65, 66, 67, 68. Виділено деякі нещодавні роботи Спенсера та ін., які слід враховувати при характеристиці м'яких полімерних щіток за допомогою методу наноіндентування CP-AFM. Вони повідомили, що утримання в'язкої рідини в полімерних щітках як функція швидкості призводить до збільшення навантаження на головку і, отже, до різних вимірювань властивостей, що залежать від швидкості30,69,70,71.
У цьому дослідженні ми охарактеризували модуль поверхні надм'якого високоеластичного матеріалу lehfilcon A CL за допомогою модифікованого методу АСМ-наноіндентування. Враховуючи властивості та нову структуру цього матеріалу, діапазон чутливості традиційного методу вдавлювання явно недостатній для характеристики модуля цього надзвичайно м'якого матеріалу, тому необхідно використовувати метод АСМ-наноіндентування з вищим та нижчим рівнем чутливості. Після розгляду недоліків та проблем існуючих методів наноіндентування колоїдним АСМ-зондом, ми показуємо, чому ми обрали менший, спеціально розроблений АСМ-зонд для усунення чутливості, фонового шуму, точного визначення точки контакту, вимірювання модуля швидкості м'яких гетерогенних матеріалів, таких як залежність від утримання рідини, та точного кількісного визначення. Крім того, ми змогли точно виміряти форму та розміри наконечника для вдавлювання, що дозволило нам використовувати модель конусно-сферичної апроксимації для визначення модуля пружності без оцінки площі контакту наконечника з матеріалом. Два неявні припущення, які кількісно визначені в цій роботі, - це повністю еластичні властивості матеріалу та модуль, незалежний від глибини вдавлювання. Використовуючи цей метод, ми спочатку протестували надм'які стандарти з відомим модулем для кількісної оцінки методу, а потім застосували цей метод для характеристики поверхонь двох різних матеріалів для контактних лінз. Очікується, що цей метод характеристики поверхонь АСМ-наноіндентування з підвищеною чутливістю буде застосовним до широкого спектру біоміметичних гетерогенних надм'яких матеріалів з потенційним використанням у медичних пристроях та біомедичних застосуваннях.
Для експериментів з наноіндентуванням було обрано контактні лінзи Lehfilcon A (Alcon, Форт-Ворт, Техас, США) та їхні силікон-гідрогелеві підкладки. В експерименті було використано спеціально розроблене кріплення об'єктива. Щоб встановити лінзу для тестування, її обережно розмістили на куполоподібній підставці, переконавшись, що всередину не потрапили бульбашки повітря, а потім зафіксували краями. Отвір у кріпленні у верхній частині тримача лінзи забезпечує доступ до оптичного центру лінзи для експериментів з наноіндентуванням, утримуючи рідину на місці. Це забезпечує повне зволоження лінз. Як тестовий розчин було використано 500 мкл розчину для упаковки контактних лінз. Для перевірки кількісних результатів було виготовлено комерційно доступні неактивовані поліакриламідні (PAAM) гідрогелі з композиції поліакриламід-ко-метилен-бісакриламід (100 мм чашки Петрі Petrisoft, Matrigen, Ірвайн, Каліфорнія, США) з відомим модулем пружності 1 кПа. Використовуйте 4-5 крапель (приблизно 125 мкл) фосфатно-сольового буферного розчину (PBS від Corning Life Sciences, Тьюксбері, Массачусетс, США) та 1 краплю розчину для контактних лінз OPTI-FREE Puremoist (Alcon, Во, Техас, США). ) на межі розділу гідрогелю AFM-зонда.
Зразки підложок Lehfilcon A CL та SiHy візуалізували за допомогою системи польового емісійного скануючого електронного мікроскопа (FEG SEM) FEI Quanta 250, оснащеної детектором скануючого просвічуючого електронного мікроскопа (STEM). Для підготовки зразків лінзи спочатку промивали водою та нарізали на клиноподібні форми. Для досягнення диференціального контрасту між гідрофільними та гідрофобними компонентами зразків як барвник використовували 0,10% стабілізований розчин RuO4, в який зразки занурювали на 30 хвилин. Фарбування lehfilcon A CL RuO4 важливе не тільки для досягнення покращеного диференціального контрасту, але й допомагає зберегти структуру розгалужених полімерних щіток у їхньому первісному вигляді, які потім видно на STEM-зображеннях. Потім їх промивали та зневоднювали в серії сумішей етанолу/води зі збільшенням концентрації етанолу. Потім зразки відливали епоксидною смолою EMBed 812/Araldite, яка затверділа протягом ночі при 70°C. Зразкові блоки, отримані полімеризацією смоли, були нарізані ультрамікротомом, а отримані тонкі зрізи візуалізовані за допомогою STEM-детектора в режимі низького вакууму при прискорювальній напрузі 30 кВ. Та сама система SEM була використана для детальної характеристики AFM-зонда PFQNM-LC-A-CAL (Bruker Nano, Санта-Барбара, Каліфорнія, США). SEM-зображення AFM-зонда були отримані в типовому режимі високого вакууму з прискорювальною напругою 30 кВ. Зображення були отримані під різними кутами та збільшеннями, щоб зафіксувати всі деталі форми та розміру кінчика AFM-зонда. Всі розміри кінчика, що цікавлять зображення, були виміряні цифровим способом.
Для візуалізації та наноіндентації зразків lehfilcon A CL, підложки SiHy та гідрогелю PAAm використовували атомно-силовий мікроскоп Dimension FastScan Bio Icon (Bruker Nano, Санта-Барбара, Каліфорнія, США) з режимом «PeakForce QNM in Fluid». Для експериментів з візуалізації використовували зонд PEAKFORCE-HIRS-FA (Bruker) з номінальним радіусом кінчика 1 нм для отримання зображень зразка високої роздільної здатності зі швидкістю сканування 0,50 Гц. Всі зображення були отримані у водному розчині.
Експерименти з наноіндентування AFM були проведені з використанням зонда PFQNM-LC-A-CAL (Bruker). Зонд AFM має кремнієвий наконечник на нітридній консолі товщиною 345 нм, довжиною 54 мкм та шириною 4,5 мкм з резонансною частотою 45 кГц. Він спеціально розроблений для характеристики та проведення кількісних наномеханічних вимірювань на м'яких біологічних зразках. Датчики індивідуально калібруються на заводі з попередньо відкаліброваними налаштуваннями пружин. Константи пружин зондів, що використовувалися в цьому дослідженні, знаходилися в діапазоні 0,05–0,1 Н/м. Для точного визначення форми та розміру наконечника зонд був детально охарактеризований за допомогою SEM. На рис. 1a показано фотографію зонда PFQNM-LC-A-CAL з високою роздільною здатністю та малим збільшенням, отриману за допомогою скануючого електронного мікроскопа, що забезпечує цілісне уявлення про конструкцію зонда. На рис. 1b показано збільшене зображення верхньої частини наконечника зонда, що надає інформацію про форму та розмір наконечника. На крайньому кінці голка являє собою півсферу діаметром близько 140 нм (рис. 1c). Нижче кінчик звужується до конічної форми, досягаючи виміряної довжини приблизно 500 нм. Поза областю звуження кінчик має циліндричну форму та закінчується загальною довжиною кінчика 1,18 мкм. Це основна функціональна частина кінчика зонда. Крім того, для тестування як колоїдний зонд також використовувався великий сферичний полістирольний (PS) зонд (Novascan Technologies, Inc., Бун, Айова, США) з діаметром кінчика 45 мкм та коефіцієнтом пружності 2 Н/м, а для порівняння - зонд PFQNM-LC-A-CAL 140 нм.
Повідомлялося, що рідина може затримуватися між AFM-зондом та полімерною щітковою структурою під час наноіндентування, що чинить спрямовану вгору силу на AFM-зонд, перш ніж він фактично торкнеться поверхні69. Цей ефект в'язкої екструзії, спричинений затримкою рідини, може змінити видиму точку контакту, тим самим впливаючи на вимірювання модуля поверхні. Для вивчення впливу геометрії зонда та швидкості вдавлювання на затримку рідини, криві сили вдавлювання були побудовані для зразків lehfilcon A CL з використанням зонда діаметром 140 нм при постійних швидкостях переміщення 1 мкм/с та 2 мкм/с. Діаметр зонда 45 мкм, фіксоване значення сили 6 нН досягалося при 1 мкм/с. Експерименти з зондом діаметром 140 нм проводилися при швидкості вдавлювання 1 мкм/с та встановленій силі 300 пН, обраній для створення контактного тиску в межах фізіологічного діапазону (1–8 кПа) верхньої повіки. тиск 72. М'які готові зразки гідрогелю PAA під тиском 1 кПа були випробувані на силу вдавлювання 50 пН зі швидкістю 1 мкм/с за допомогою зонда діаметром 140 нм.
Оскільки довжина конічної частини кінчика зонда PFQNM-LC-A-CAL становить приблизно 500 нм, для будь-якої глибини вдавлювання < 500 нм можна сміливо припустити, що геометрія зонда під час вдавлювання залишатиметься вірною своїй конічній формі. Крім того, передбачається, що поверхня досліджуваного матеріалу демонструватиме оборотну пружну реакцію, що також буде підтверджено в наступних розділах. Тому, залежно від форми та розміру кінчика, ми обрали модель апроксимації конус-сфера, розроблену Бріско, Себастьяном та Адамсом, яка доступна в програмному забезпеченні постачальника, для обробки наших експериментів з АСМ наноіндентування (NanoScope). Програмне забезпечення для аналізу даних розділення, Bruker) 73. Модель описує залежність сили від зміщення F(δ) для конуса зі сферичним дефектом вершини. На рис. На рисунку 2 показано геометрію контакту під час взаємодії жорсткого конуса зі сферичним кінчиком, де R – радіус сферичного кінчика, a – радіус контакту, b – радіус контакту на кінці сферичного кінчика, δ – радіус контакту. θ – глибина вдавлення, півкут конуса. Зображення SEM цього зонда чітко показує, що сферичний кінчик діаметром 140 нм тангенціально переходить у конус, тому тут b визначається лише через R, тобто b = R cos θ. Програмне забезпечення, що надається постачальником, забезпечує співвідношення конус-сфера для розрахунку значень модуля Юнга (E) з даних розділення сил, припускаючи, що a > b. Співвідношення:
де F – сила вдавлювання, E – модуль Юнга, ν – коефіцієнт Пуассона. Радіус контакту a можна оцінити за допомогою:
Схема контактної геометрії жорсткого конуса зі сферичним кінчиком, запресованим у матеріал контактної лінзи Lefilcon з поверхневим шаром розгалужених полімерних щіток.
Якщо a ≤ b, співвідношення зводиться до рівняння для звичайного сферичного індентора;
Ми вважаємо, що взаємодія інденторного зонда з розгалуженою структурою полімерної щітки PMPC призведе до того, що радіус контакту a буде більшим за сферичний радіус контакту b. Тому для всіх кількісних вимірювань модуля пружності, виконаних у цьому дослідженні, ми використовували залежність, отриману для випадку a > b.
Ультрам'які біоміметичні матеріали, досліджені в цьому дослідженні, були комплексно зображені за допомогою скануючої просвічувальної електронної мікроскопії (STEM) поперечного перерізу зразка та атомно-силової мікроскопії (АСМ) поверхні. Ця детальна характеристика поверхні була виконана як розширення нашої раніше опублікованої роботи, в якій ми визначили, що динамічно розгалужена полімерна щіткова структура поверхні модифікованої PMPC CL lehfilcon A демонструє подібні механічні властивості до нативної тканини рогівки 14. З цієї причини ми називаємо поверхні контактних лінз біоміметичними матеріалами 14. На рис. 3a,b показано поперечні перерізи розгалужених полімерних щіткових структур PMPC на поверхні підкладки lehfilcon A CL та необробленої підкладки SiHy відповідно. Поверхні обох зразків були додатково проаналізовані за допомогою АСМ-зображень високої роздільної здатності, що додатково підтвердило результати STEM-аналізу (рис. 3c, d). Разом ці зображення дають приблизну довжину розгалуженої полімерної щіткової структури PMPC при 300–400 нм, що є критичним для інтерпретації вимірювань АСМ-наноіндентування. Ще одне ключове спостереження, отримане на основі зображень, полягає в тому, що загальна структура поверхні біоміметичного матеріалу CL морфологічно відрізняється від структури поверхні матеріалу підкладки SiHy. Ця різниця в морфології їхньої поверхні може стати очевидною під час їхньої механічної взаємодії з індентуючим зондом AFM, а згодом і у виміряних значеннях модуля.
Поперечні перерізи STEM-зображень (a) підкладки lehfilcon A CL та (b) підкладки SiHy. Масштабна шкала, 500 нм. АСМ-зображення поверхні підкладки lehfilcon A CL (c) та базової підкладки SiHy (d) (3 мкм × 3 мкм).
Біонатхненні полімери та полімерні щіткові структури за своєю суттю м'які та широко вивчалися та використовуються в різних біомедичних застосуваннях74,75,76,77. Тому важливо використовувати метод наноіндентування АСМ, який може точно та надійно вимірювати їхні механічні властивості. Але водночас унікальні властивості цих надм'яких матеріалів, такі як надзвичайно низький модуль пружності, високий вміст рідини та висока еластичність, часто ускладнюють вибір правильного матеріалу, форми та розміру інденторного зонда. Це важливо для того, щоб індентор не пронизував м'яку поверхню зразка, що призвело б до помилок у визначенні точки контакту з поверхнею та площі контакту.
Для цього необхідне всебічне розуміння морфології надм’яких біоміметичних матеріалів (lehfilcon A CL). Інформація про розмір та структуру розгалужених полімерних щіток, отримана за допомогою методу візуалізації, забезпечує основу для механічної характеристики поверхні за допомогою методів АСМ-наноіндентування. Замість сферичних колоїдних зондів мікронного розміру ми обрали зонд PFQNM-LC-A-CAL з нітриду кремнію (Bruker) з діаметром кінчика 140 нм, спеціально розроблений для кількісного картування механічних властивостей біологічних зразків 78, 79, 80, 81, 82, 83, 84. Обґрунтування використання відносно гострих зондів порівняно зі звичайними колоїдними зондами можна пояснити структурними особливостями матеріалу. Порівнюючи розмір кінчика зонда (~140 нм) з розгалуженими полімерними щітками на поверхні CL lehfilcon A, показаними на рис. 3a, можна зробити висновок, що кінчик достатньо великий, щоб безпосередньо контактувати з цими щітковими структурами, що зменшує ймовірність проколювання їх кінчиком. Для ілюстрації цього моменту на рис. 4 наведено зображення STEM-зображення lehfilcon A CL та індентуючого кінчика зонда AFM (зображено в масштабі).
Схематичне зображення STEM-зображення lehfilcon A CL та індентуючого зонда ACM (зображено в масштабі).
Крім того, розмір наконечника 140 нм достатньо малий, щоб уникнути ризику будь-яких ефектів липкої екструзії, про які раніше повідомлялося для полімерних щіток, виготовлених методом наноіндентування CP-AFM [69,71]. Ми припускаємо, що через особливу конусосферичну форму та відносно малий розмір цього наконечника AFM (рис. 1), характер кривої сили, що генерується наноіндентуванням lehfilcon A CL, не залежатиме від швидкості вдавлювання або швидкості навантаження/розвантаження. Отже, на нього не впливають поропружні ефекти. Щоб перевірити цю гіпотезу, зразки lehfilcon A CL були індентовані при фіксованій максимальній силі за допомогою зонда PFQNM-LC-A-CAL, але при двох різних швидкостях, а отримані криві сили розтягування та втягування були використані для побудови графіка сили (нН) на відстані відстань (мкм), як показано на рисунку 5a. Зрозуміло, що криві сили під час навантаження та розвантаження повністю перекриваються, і немає чітких доказів того, що сила зсуву при нульовій глибині вдавлювання збільшується зі швидкістю вдавлювання на рисунку, що свідчить про те, що окремі елементи щітки були охарактеризовані без поропружного ефекту. Навпаки, ефекти утримання рідини (в'язка екструзія та ефекти поропружності) очевидні для зонда AFM діаметром 45 мкм при тій самій швидкості вдавлювання та підкреслюються гістерезисом між кривими розтягування та втягування, як показано на рисунку 5b. Ці результати підтверджують гіпотезу та свідчать про те, що зонди діаметром 140 нм є хорошим вибором для характеристики таких м'яких поверхонь.
Криві сили вдавлювання lehfilcon A CL з використанням ACM; (a) використання зонда діаметром 140 нм за двох швидкостей навантаження, що демонструє відсутність поропружного ефекту під час поверхневого вдавлювання; (b) використання зондів діаметром 45 мкм та 140 нм. s показують вплив в'язкої екструзії та поропружності для великих зондів порівняно з меншими зондами.
Для характеристики ультрам'яких поверхонь методи наноіндентування АСМ повинні мати найкращий зонд для вивчення властивостей досліджуваного матеріалу. Окрім форми та розміру наконечника, важливу роль у визначенні точності та надійності вимірювань наноіндентування відіграють чутливість системи детектора АСМ, чутливість до відхилення наконечника в тестовому середовищі та жорсткість консолі. Для нашої системи АСМ межа виявлення позиційно-чутливого детектора (PSD) становить приблизно 0,5 мВ та базується на попередньо каліброваній жорсткості пружини, а розрахована чутливість зонда PFQNM-LC-A-CAL до відхилення рідини, що відповідає теоретичній чутливості навантаження, менше 0,1 пН. Отже, цей метод дозволяє вимірювати мінімальну силу вдавлювання ≤ 0,1 пН без будь-якої периферійної шумової складової. Однак, для системи АСМ практично неможливо зменшити периферійний шум до такого рівня через такі фактори, як механічна вібрація та гідродинаміка. Ці фактори обмежують загальну чутливість методу наноіндентування АСМ, а також призводять до сигналу фонового шуму приблизно ≤ 10 пН. Для характеристики поверхні зразки підкладок lehfilcon A CL та SiHy були індентовані в умовах повної гідратації за допомогою зонда 140 нм для SEM-характеристики, а отримані криві сили були накладені між силою (pN) та тиском. Графік розділення (мкм) показано на рисунку 6a. Порівняно з базовою підкладкою SiHy, крива сили lehfilcon A CL чітко показує перехідну фазу, що починається в точці контакту з роздвоєною полімерною щіткою та закінчується різкою зміною нахилу, що позначає контакт кінчика з підстилаючим матеріалом. Ця перехідна частина кривої сили підкреслює справді пружну поведінку розгалуженої полімерної щітки на поверхні, про що свідчить крива стиснення, що тісно пов'язана з кривою натягу, та контраст механічних властивостей між структурою щітки та об'ємним матеріалом SiHy. При порівнянні lefilcon. Розділення середньої довжини розгалуженої полімерної щітки на STEM-зображенні PCS (рис. 3a) та її крива сили вздовж осі абсциси на рис. 3a. 6a показує, що метод здатний виявити кінчик та розгалужений полімер, що досягають самої верхівки поверхні. Контакт між структурами щітки. Крім того, близьке перекриття кривих сили вказує на відсутність ефекту утримання рідини. У цьому випадку абсолютно відсутня адгезія між голкою та поверхнею зразка. Верхні ділянки кривих сили для двох зразків перекриваються, що відображає подібність механічних властивостей матеріалів підкладки.
(a) Криві сили нановдавлювання АСМ для підкладок lehfilcon A CL та підкладок SiHy, (b) криві сили, що показують оцінку точки контакту за допомогою методу порогу фонового шуму.
Для вивчення детальнішої картини кривої сили, крива натягу зразка lehfilcon A CL повторно зображена на рис. 6b з максимальною силою 50 пН вздовж осі y. Цей графік надає важливу інформацію про початковий фоновий шум. Шум знаходиться в діапазоні ±10 пН, що використовується для точного визначення точки контакту та розрахунку глибини вдавлювання. Як повідомляється в літературі, ідентифікація точок контакту має вирішальне значення для точної оцінки властивостей матеріалу, таких як модуль85. Підхід, що включає автоматичну обробку даних кривої сили, показав покращену відповідність між підбором даних та кількісними вимірюваннями для м'яких матеріалів86. У цій роботі наш вибір точок контакту є відносно простим та об'єктивним, але має свої обмеження. Наш консервативний підхід до визначення точки контакту може призвести до дещо завищених значень модуля для менших глибин вдавлювання (<100 нм). Використання алгоритмічного виявлення точок контакту та автоматизованої обробки даних може бути продовженням цієї роботи в майбутньому для подальшого вдосконалення нашого методу. Таким чином, для власного фонового шуму порядку ±10 пН ми визначаємо точку контакту як першу точку даних на осі x на рисунку 6b зі значенням ≥10 пН. Потім, відповідно до порогу шуму 10 пН, вертикальна лінія на рівні ~0,27 мкм позначає точку контакту з поверхнею, після чого крива розтягування продовжується, доки глибина вдавлювання підкладки не досягне ~270 нм. Цікаво, що, виходячи з розміру розгалужених полімерних щіткових структур (300–400 нм), виміряних за допомогою методу візуалізації, глибина вдавлювання зразка CL lehfilcon A, що спостерігалася за допомогою методу порогу фонового шуму, становить близько 270 нм, що дуже близько до розміру вимірювання за допомогою STEM. Ці результати додатково підтверджують сумісність та застосовність форми та розміру кінчика зонда АСМ для вдавлювання цієї дуже м'якої та високоеластичної розгалуженої полімерної щіткової структури. Ці дані також надають вагомі докази на підтримку нашого методу використання фонового шуму як порогу для точного визначення точок контакту. Таким чином, будь-які кількісні результати, отримані в результаті математичного моделювання та апроксимації кривої сили, повинні бути відносно точними.
Кількісні вимірювання методами АСМ-наноіндентування повністю залежать від математичних моделей, що використовуються для вибору даних та подальшого аналізу. Тому важливо враховувати всі фактори, пов'язані з вибором індентора, властивостями матеріалу та механікою їхньої взаємодії, перш ніж вибрати конкретну модель. У цьому випадку геометрію вістря було ретельно охарактеризовано за допомогою SEM-мікрофотографій (рис. 1), і на основі результатів зонд для АСМ-наноіндентування діаметром 140 нм з твердим конусом та сферичною геометрією вістря є хорошим вибором для характеристики зразків lehfilcon A CL79. Ще одним важливим фактором, який необхідно ретельно оцінити, є еластичність полімерного матеріалу, що тестується. Хоча вихідні дані наноіндентування (рис. 5a та 6a) чітко окреслюють особливості перекриття кривих розтягу та стиснення, тобто повне пружне відновлення матеріалу, надзвичайно важливо підтвердити чисто пружний характер контактів. З цією метою було виконано два послідовних вдавлювання в одному місці на поверхні зразка lehfilcon A CL зі швидкістю вдавлювання 1 мкм/с за умов повної гідратації. Отримані дані кривої сили показані на рис. 7, і, як і очікувалося, криві розширення та стиснення двох відбитків майже ідентичні, що підкреслює високу еластичність розгалуженої полімерної щіткової структури.
Дві криві сили вдавлювання в одному місці на поверхні lehfilcon A CL вказують на ідеальну еластичність поверхні лінзи.
На основі інформації, отриманої з SEM та STEM зображень кінчика зонда та поверхні lehfilcon A CL відповідно, конусно-сферична модель є прийнятним математичним представленням взаємодії між кінчиком зонда AFM та м'яким полімерним матеріалом, що тестується. Крім того, для цієї конусно-сферичної моделі фундаментальні припущення щодо пружних властивостей відбитого матеріалу є справедливими для цього нового біоміметичного матеріалу та використовуються для кількісної оцінки модуля пружності.
Після комплексної оцінки методу АСМ-наноіндентування та його компонентів, включаючи властивості зонда для вдавлювання (форма, розмір та жорсткість пружини), чутливість (фоновий шум та оцінка точки контакту) та моделі апроксимації даних (кількісні вимірювання модуля пружності), цей метод було використано для характеристики комерційно доступних ультрам'яких зразків для перевірки кількісних результатів. Комерційний поліакриламідний (PAAM) гідрогель з модулем пружності 1 кПа був випробуваний в гідратованих умовах за допомогою зонда 140 нм. Деталі випробувань модулів та розрахунків наведено в Додатковій інформації. Результати показали, що середній виміряний модуль становив 0,92 кПа, а %RSD та відсоткове (%) відхилення від відомого модуля були менше 10%. Ці результати підтверджують точність та відтворюваність методу АСМ-наноіндентування, використаного в цій роботі для вимірювання модулів ультрам'яких матеріалів. Поверхні зразків lehfilcon A CL та базової підкладки SiHy були додатково охарактеризовані за допомогою того ж методу АСМ-наноіндентування для вивчення видимого модуля контакту ультрам'якої поверхні як функції глибини вдавлювання. Криві розділення сили вдавлювання були побудовані для трьох зразків кожного типу (n = 3; одне вдавлювання на зразок) при силі 300 пН, швидкості 1 мкм/с та повній гідратації. Крива розподілу сили вдавлювання була апроксимована за допомогою конусно-сферичної моделі. Щоб отримати модуль, що залежить від глибини вдавлювання, ділянка кривої сили шириною 40 нм була встановлена ​​на кожному кроці 20 нм, починаючи з точки контакту, та виміряні значення модуля на кожному кроці кривої сили. Spin Cy та ін. Подібний підхід був використаний для характеристики градієнта модуля полімерних щіток з полі(лаурилметакрилату) (P12MA) за допомогою колоїдного АСМ-зондового наноіндентування, і вони узгоджуються з даними, отриманими за допомогою контактної моделі Герца. Такий підхід забезпечує графік залежності видимого модуля контакту (кПа) від глибини вдавлювання (нм), як показано на рисунку 8, який ілюструє градієнт видимого модуля контакту/глибини. Розрахований модуль пружності зразка CL lehfilcon A знаходиться в діапазоні 2–3 кПа у верхніх 100 нм зразка, за межами якого він починає збільшуватися з глибиною. З іншого боку, під час випробування базової підкладки SiHy без щіткоподібної плівки на поверхні максимальна глибина вдавлювання, досягнута при зусиллі 300 пН, становить менше 50 нм, а значення модуля, отримане з даних, становить близько 400 кПа, що можна порівняти зі значеннями модуля Юнга для сипучих матеріалів.
Видимий модуль контакту (кПа) в залежності від глибини вдавлювання (нм) для підкладок lehfilcon A CL та SiHy з використанням методу наноіндентування АСМ з конусно-сферичною геометрією для вимірювання модуля.
Верхня поверхня нової біоміметичної структури розгалуженого полімерного щітки демонструє надзвичайно низький модуль пружності (2–3 кПа). Це відповідає вільно висячому кінця роздвоєного полімерного щітки, як показано на STEM-зображенні. Хоча є деякі ознаки градієнта модуля на зовнішньому краю CL, основна підкладка з високим модулем пружності має більший вплив. Однак верхні 100 нм поверхні знаходяться в межах 20% від загальної довжини розгалуженого полімерного щітки, тому розумно припустити, що виміряні значення модуля в цьому діапазоні глибини вдавлювання є відносно точними та не сильно залежать від впливу нижнього об'єкта.
Через унікальний біоміметичний дизайн контактних лінз lehfilcon A, що складаються з розгалужених полімерних щіткових структур PMPC, щеплених на поверхню SiHy-субстратів, дуже важко надійно охарактеризувати механічні властивості їхніх поверхневих структур за допомогою традиційних методів вимірювання. Тут ми представляємо вдосконалений метод АСМ-наноіндентування для точної характеристики надм'яких матеріалів, таких як lefilcon A, з високим вмістом води та надзвичайно високою еластичністю. Цей метод базується на використанні АСМ-зонда, розмір та геометрія якого ретельно підібрані відповідно до структурних розмірів надм'яких поверхневих елементів, що підлягають відбиттю. Таке поєднання розмірів між зондом та структурою забезпечує підвищену чутливість, дозволяючи нам вимірювати низький модуль пружності та властиві еластичні властивості розгалужених полімерних щіткових елементів, незалежно від поропружних ефектів. Результати показали, що унікальні розгалужені полімерні щіткові елементи PMPC, характерні для поверхні лінзи, мали надзвичайно низький модуль пружності (до 2 кПа) та дуже високу еластичність (майже 100%) при випробуванні у водному середовищі. Результати АСМ-наноіндентування також дозволили нам охарактеризувати видимий градієнт контактного модуля/глибини (30 кПа/200 нм) поверхні біоміметичної лінзи. Цей градієнт може бути зумовлений різницею модулів між розгалуженими полімерними щітками та підкладкою SiHy, або розгалуженою структурою/щільністю полімерних щіток, або їх поєднанням. Однак, для повного розуміння взаємозв'язку між структурою та властивостями, особливо впливу розгалуження щіток на механічні властивості, необхідні подальші поглиблені дослідження. Подібні вимірювання можуть допомогти охарактеризувати механічні властивості поверхні інших надм'яких матеріалів та медичних пристроїв.
Набори даних, згенеровані та/або проаналізовані під час поточного дослідження, доступні у відповідних авторів за обґрунтованим запитом.
Рахматі, М., Сілва, Е.А., Резеланд, Дж.Є., Хейворд, К. та Хауген, Х.Дж. Біологічні реакції на фізичні та хімічні властивості поверхонь біоматеріалів. Хімічне товариство. Ред. 49, 5178–5224 (2020).
Чен, Ф.М. та Лю, Х. Удосконалення біоматеріалів людського походження для тканинної інженерії. програмування. полімер. наука. 53, 86 (2016).
Садтлер, К. та ін. Розробка, клінічне впровадження та імунна відповідь біоматеріалів у регенеративній медицині. National Matt Rev. 1, 16040 (2016).
Олівер В.К. та Фарр Г.М. Удосконалений метод визначення твердості та модуля пружності за допомогою експериментів з вдавлюванням з вимірюваннями навантаження та переміщення. J. Alma mater. Резервуар для зберігання. 7, 1564–1583 (2011).
Уоллі, С.М. Історичне походження вимірювання твердості вдавлюванням. альма-матер. наука. технології. 28, 1028–1044 (2012).
Бройтман, Е. Вимірювання твердості методом вдавлювання на макро-, мікро- та нанорівні: критичний огляд. tribe. Wright. 65, 1–18 (2017).
Кауфман, Дж. Д. та Клапперіч, С. М. Помилки виявлення поверхні призводять до завищення модуля пружності при наноіндентуванні м'яких матеріалів. J. Mecha. Behavior. Biomedical Science. alma mater. 2, 312–317 (2009).
Карімзаде А., Колур ССР, Аятоллахі М.Р., Бушроа А.Р. та Ях'я М.Ю. Оцінка методу наноіндентування для визначення механічних характеристик гетерогенних нанокомпозитів з використанням експериментальних та обчислювальних методів. The science. House 9, 15763 (2019).
Liu, K., VanLendingham, MR, та Owart, TS Механічна характеристика м'яких в'язкопружних гелів методом вдавлювання та оптимізації на основі зворотного методу скінченних елементів. J. Mecha. Behavior. Biomedical Science. alma mater. 2, 355–363 (2009).
Ендрюс Дж. В., Боуен Дж. та Шанелер Д. Оптимізація визначення в'язкопружності за допомогою сумісних вимірювальних систем. Soft Matter 9, 5581–5593 (2013).
Бріско, Б. Дж., Фіорі, Л. та Пеллілло, Е. Наноіндентування полімерних поверхонь. J. Physics. D. Apply for physics. 31, 2395 (1998).
Міяйлович А.С., Цінь Б., Фортунато Д. та Ван Вліт К.Й. Характеристика в'язкопружних механічних властивостей високоеластичних полімерів та біологічних тканин за допомогою ударного вдавлювання. Журнал біоматеріалів. 71, 388–397 (2018).
Перепьолкін Н.В., Ковальов А.Є., Горб С.Н., Бородич Ф.М. Оцінка модуля пружності та роботи адгезії м'яких матеріалів за допомогою розширеного методу Бородича-Галанова (БГ) та глибокого вдавлювання. fur. alma mater. 129, 198–213 (2019).
Ши, Х. та ін. Нанорозмірна морфологія та механічні властивості біоміметичних полімерних поверхонь силікон-гідрогелевих контактних лінз. Langmuir 37, 13961–13967 (2021).