Дякуємо, що відвідали Nature.com.Ви використовуєте версію браузера з обмеженою підтримкою CSS.Для найкращої роботи радимо використовувати оновлений браузер (або вимкнути режим сумісності в Internet Explorer).Крім того, щоб забезпечити постійну підтримку, ми показуємо сайт без стилів і JavaScript.
Відображає карусель із трьох слайдів одночасно.Використовуйте кнопки «Попередній» і «Наступний», щоб переходити по трьох слайдах одночасно, або використовуйте кнопки повзунка в кінці, щоб переходити по трьох слайдах одночасно.
З розробкою нових надм’яких матеріалів для медичних пристроїв і біомедичних застосувань комплексна характеристика їхніх фізичних і 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 модифіковану техніку наноіндентування за допомогою атомно-силової мікроскопії (АСМ).Цей метод дозволяє точно визначати точки контакту без ефектів в’язкої екструзії при наближенні до розгалужених полімерів.Крім того, це дає можливість визначити механічні характеристики окремих елементів щітки без ефекту пороеластичності.Це досягається шляхом вибору зонда АСМ із конструкцією (розмір наконечника, геометрія та швидкість пружини), яка особливо підходить для вимірювання властивостей м’яких матеріалів і біологічних зразків.Цей метод підвищує чутливість і точність для точного вимірювання дуже м’якого матеріалу lehfilcon A, який має надзвичайно низький модуль пружності на площі поверхні (до 2 кПа) і надзвичайно високу еластичність у внутрішньому (майже 100%) водному середовищі. .Результати дослідження поверхні не тільки показали властивості надм’якої поверхні лінзи lehfilcon A, але й показали, що модуль розгалужених полімерних щіток порівнянний із модулем кремнієво-водневої підкладки.Цей метод визначення характеристик поверхні можна застосувати до інших надм’яких матеріалів і медичних пристроїв.
Механічні властивості матеріалів, призначених для прямого контакту з живою тканиною, часто визначаються біологічним середовищем.Ідеальна відповідність цих властивостей матеріалу допомагає досягти бажаних клінічних характеристик матеріалу, не викликаючи несприятливих клітинних реакцій1,2,3.Для сипучих однорідних матеріалів характеристика механічних властивостей відносно проста завдяки наявності стандартних процедур і методів випробувань (наприклад, мікроіндентування 4,5,6).Однак для надм’яких матеріалів, таких як гелі, гідрогелі, біополімери, живі клітини тощо, ці методи випробувань зазвичай не застосовуються через обмеження роздільної здатності вимірювання та неоднорідність деяких матеріалів7.Протягом багатьох років традиційні методи індентування були модифіковані та адаптовані для характеристики широкого діапазону м’яких матеріалів, але багато методів все ще мають серйозні недоліки, які обмежують їх використання8,9,10,11,12,13.Відсутність спеціалізованих методів випробувань, які могли б точно й надійно охарактеризувати механічні властивості надм’яких матеріалів і поверхневих шарів, сильно обмежує їх використання в різних сферах застосування.
У нашій попередній роботі ми представили контактну лінзу lehfilcon A (CL), м’який гетерогенний матеріал із усіма надм’якими властивостями поверхні, отриманими від потенційно біоміметичних дизайнів, натхненних поверхнею рогівки ока.Цей біоматеріал було розроблено шляхом щеплення розгалуженого зшитого полімерного шару полі(2-метакрилоїлоксиетилфосфорилхоліну (MPC)) (PMPC) на силікон-гідрогель (SiHy) 15, призначений для медичних пристроїв на основі.Цей процес щеплення створює шар на поверхні, що складається з дуже м’якої та високоеластичної розгалуженої полімерної щіткової структури.Наша попередня робота підтвердила, що біоміметична структура lehfilcon A CL забезпечує чудові властивості поверхні, такі як покращене змочування та запобігання засміченню, підвищена змащувальна здатність і знижена клітинна та бактеріальна адгезія15,16.Крім того, використання та розвиток цього біоміметичного матеріалу також передбачає подальше поширення на інші біомедичні пристрої.Тому надзвичайно важливо охарактеризувати властивості поверхні цього надм’якого матеріалу та зрозуміти його механічну взаємодію з оком, щоб створити всеосяжну базу знань для підтримки майбутніх розробок і застосувань.Більшість комерційно доступних контактних лінз SiHy складаються з однорідної суміші гідрофільних і гідрофобних полімерів, які утворюють однорідну структуру матеріалу17.Було проведено кілька досліджень для вивчення їх механічних властивостей з використанням традиційних методів випробування на стиск, розтяг і мікровдавлення18,19,20,21.Однак новий біоміметичний дизайн lehfilcon A CL робить його унікальним гетерогенним матеріалом, у якому механічні властивості розгалужених полімерних щіткових структур значно відрізняються від властивостей базової підкладки SiHy.Тому дуже важко точно кількісно визначити ці властивості за допомогою звичайних методів і методів відступу.Перспективний метод використовує метод тестування наноіндентування, 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’яких полімерів22,23,24,25. .,26,27,28,29,30.У АСМ-наноіндентуванні основи тестування наноіндентування поєднуються з останніми досягненнями в АСМ-технології для забезпечення підвищеної чутливості вимірювання та тестування широкого діапазону надм’яких за своєю суттю матеріалів31,32,33,34,35,36.Крім того, технологія пропонує інші важливі переваги завдяки використанню різних геометрій.індентор і зонд і можливість тестування в різних рідких середовищах.
АСМ наноіндентування можна умовно розділити на три основні складові: (1) обладнання (сенсори, 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).Суттєвою проблемою цього методу є те, що кілька досліджень у літературі з використанням наноіндентування АСМ повідомляють про дуже різні кількісні результати для одного зразка/клітини/типу матеріалу37,38,39,40,41.Наприклад, Lekka et al.Досліджено та порівняно вплив геометрії зонда АСМ на виміряний модуль Юнга зразків механічно однорідного гідрогелю та гетерогенних комірок.Вони повідомляють, що значення модуля сильно залежать від вибору кантилевера та форми наконечника, з найвищим значенням для зонда у формі піраміди та найнижчим значенням 42 для сферичного зонда.Подібним чином Selhuber-Unkel et al.Було показано, як швидкість індентора, розмір індентора та товщина зразків поліакриламіду (PAAM) впливають на модуль Юнга, виміряний наноіндентуванням ACM43.Іншим ускладнюючим фактором є відсутність стандартних матеріалів для випробування з надзвичайно низьким модулем і безкоштовних процедур випробувань.Це дуже ускладнює впевнене отримання точних результатів.Однак цей метод дуже корисний для відносних вимірювань і порівняльних оцінок між аналогічними типами зразків, наприклад, з використанням наноіндентування АСМ для відмінності нормальних клітин від ракових 44, 45 .
Під час тестування м’яких матеріалів за допомогою АСМ-наноіндентування загальним правилом є використання зонда з низькою постійною пружини (k), яка точно відповідає модулю зразка, і напівсферичним/круглим наконечником, щоб перший зонд не проколював поверхню зразка на перший контакт з м'якими матеріалами.Також важливо, щоб сигнал відхилення, створюваний зондом, був достатньо сильним, щоб його виявила система лазерного детектора24,34,46,47.У випадку надм’яких гетерогенних клітин, тканин і гелів ще однією проблемою є подолання сили адгезії між зондом і поверхнею зразка для забезпечення відтворюваних і надійних вимірювань48,49,50.До недавнього часу більшість робіт з АСМ наноіндентування були зосереджені на вивченні механічної поведінки біологічних клітин, тканин, гелів, гідрогелів і біомолекул з використанням відносно великих сферичних зондів, які зазвичай називають колоїдними зондами (CP)., 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) і алмазу. як вуглець (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 площі, вдавлення CP може приховати будь-яку неоднорідність властивостей у локальному масштабі52.Колоїдні зонди зазвичай виготовляють шляхом приєднання колоїдних сфер мікронного розміру до консолей без наконечників за допомогою епоксидних клеїв.Сам процес виробництва пов’язаний з багатьма проблемами та може призвести до неузгодженості в процесі калібрування зонда.Крім того, розмір і маса колоїдних частинок безпосередньо впливають на основні параметри калібрування кантилевера, такі як резонансна частота, жорсткість пружини та чутливість до відхилення56,57,58.Таким чином, зазвичай використовувані методи для звичайних АСМ зондів, такі як калібрування температури, можуть не забезпечити точного калібрування для CP, і інші методи можуть знадобитися для виконання цих поправок57, 59, 60, 61. Типові експерименти з індентуванням CP використовують великі відхилення кантилевера для вивчати властивості м’яких зразків, що створює ще одну проблему під час калібрування нелінійної поведінки кантилевера при відносно великих відхиленнях62,63,64.Сучасні методи індентування колоїдного зонда зазвичай враховують геометрію кантилевера, який використовується для калібрування зонда, але ігнорують вплив колоїдних частинок, що створює додаткову невпевненість у точності методу38,61.Подібним чином, модулі пружності, розраховані підгонкою контактної моделі, безпосередньо залежать від геометрії зонда для вдавлення, і невідповідність між характеристиками наконечника та поверхні зразка може призвести до неточностей27, 65, 66, 67, 68. Деякі останні роботи Спенсера та ін.Виділено фактори, які слід враховувати при характеристиці м’яких полімерних щіток методом 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 залежних від швидкості властивостей30,69,70,71.
У цьому дослідженні ми охарактеризували поверхневий модуль надм’якого високоеластичного матеріалу lehfilcon A CL за допомогою модифікованого методу наноіндентування АСМ.Враховуючи властивості та нову структуру цього матеріалу, діапазон чутливості традиційного методу індентування явно недостатній для характеристики модуля цього надзвичайно м’якого матеріалу, тому необхідно використовувати метод АСМ наноіндентування з вищою та нижчою чутливістю.рівень.Після огляду недоліків і проблем існуючих методів наноіндентування колоїдного АСМ-зонда ми показуємо, чому ми обрали менший, спеціально розроблений АСМ-зонд для усунення чутливості, фонового шуму, точної точки контакту, вимірювання модуля швидкості м’яких гетерогенних матеріалів, таких як утримання рідини. залежність.і точне кількісне визначення.Крім того, ми змогли точно виміряти форму та розміри наконечника вдавлення, що дозволило нам використовувати модель підгонки конуса та сфери для визначення модуля пружності без оцінки площі контакту наконечника з матеріалом.Двома неявними припущеннями, які кількісно визначені в цій роботі, є повністю еластичні властивості матеріалу та незалежний від глибини вдавлення модуль.Використовуючи цей метод, ми спочатку протестували надм’які стандарти з відомим модулем для кількісної оцінки методу, а потім використали цей метод для характеристики поверхонь двох різних матеріалів для контактних лінз.Очікується, що цей метод характеристики поверхонь наноіндентування АСМ із підвищеною чутливістю буде застосовний до широкого діапазону біоміметичних гетерогенних ультрам’яких матеріалів із потенційним використанням у медичних пристроях і біомедичних додатках.
Контактні лінзи Lehfilcon A (Alcon, Форт-Ворт, Техас, США) та їх силікон-гідрогелеві підкладки були обрані для експериментів з наноіндентуванням.В експерименті використовувався спеціально розроблений байонет для об’єктива.Щоб встановити лінзу для тестування, її акуратно помістили на куполоподібну підставку, 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 повну гідратацію лінз.Як тестовий розчин використовували 500 мкл розчину для упаковки контактних лінз.Для перевірки кількісних результатів комерційно доступні неактивовані поліакриламідні (PAAM) гідрогелі були виготовлені з поліакриламід-ко-метилен-бісакриламідної композиції (чашки Петрі 100 мм Petrisoft, Matrigen, Irvine, CA, США), відомий модуль пружності 1 кПа.Використовуйте 4-5 крапель (приблизно 125 мкл) фосфатно-сольового буферу (PBS від Corning Life Sciences, Tewkesbury, MA, USA) і 1 краплю розчину для контактних лінз OPTI-FREE Puremoist (Alcon, Vaud, TX, USA).) на межі АСМ гідрогель-зонд.
Зразки підкладок Lehfilcon A CL і SiHy візуалізували за допомогою системи FEI Quanta 250 Field Emission Scanning Electron Microscope (FEG SEM), оснащеної детектором Scanning Transmission Electron Microscope (STEM).Щоб підготувати зразки, лінзи спочатку промивали водою і нарізали на пластини у формі пирога.Для досягнення диференційного контрасту між гідрофільною та гідрофобною складовими зразків як барвник використовували 0,10% стабілізований розчин RuO4, у який зразки занурювали на 30 хв.Фарбування lehfilcon A CL RuO4 важливе не тільки для досягнення покращеного диференціального контрасту, але також допомагає зберегти структуру розгалужених полімерних кистей у їхній первісній формі, які потім видно на STEM-зображеннях.Потім їх промивали і зневоднювали в серії сумішей етанол/вода зі збільшенням концентрації етанолу.Потім зразки відливали за допомогою епоксидної смоли EMBed 812/Araldite, яка тверділа протягом ночі при 70°C.Блоки зразків, отримані полімеризацією смоли, розрізали ультрамікротомом, а отримані тонкі зрізи візуалізували за допомогою STEM-детектора в режимі низького вакууму при прискорювальній напрузі 30 кВ.Та сама система SEM була використана для детальної характеристики зонда PFQNM-LC-A-CAL AFM (Bruker Nano, Санта-Барбара, Каліфорнія, США).СЕМ-зображення зонда АСМ були отримані в типовому режимі високого вакууму з прискорювальною напругою 30 кВ.Отримайте зображення під різними кутами та збільшеннями, щоб записати всі деталі форми та розміру наконечника зонда АСМ.Усі цікаві розміри наконечників на зображеннях були виміряні цифровим способом.
Атомно-силовий мікроскоп Dimension FastScan Bio Icon (Bruker Nano, Санта-Барбара, Каліфорнія, США) з режимом «PeakForce QNM in Fluid» використовувався для візуалізації та наноіндентування зразків lehfilcon A CL, субстрату SiHy та гідрогелю PAAm.Для експериментів із зображеннями використовувався зонд PEAKFORCE-HIRS-FA (Bruker) з номінальним радіусом наконечника 1 нм для отримання зображень зразка з високою роздільною здатністю при частоті сканування 0,50 Гц.Усі зображення були зроблені у водному розчині.
Експерименти з наноіндентування АСМ проводилися з використанням зонда PFQNM-LC-A-CAL (Bruker).Зонд АСМ має кремнієвий наконечник на нітридному кантилевері товщиною 345 нм, довжиною 54 мкм і шириною 4,5 мкм з резонансною частотою 45 кГц.Він спеціально розроблений для характеристики та виконання кількісних наномеханічних вимірювань м’яких біологічних зразків.Датчики індивідуально відкалібровані на заводі з попередньо відкаліброваними налаштуваннями пружини.Константи пружини зондів, використаних у цьому дослідженні, були в діапазоні 0,05–0,1 Н/м.Щоб точно визначити форму та розмір наконечника, зонд був детально охарактеризований за допомогою SEM.На рис.На малюнку 1а показана скануюча електронна мікрофотографія зонда PFQNM-LC-A-CAL із високою роздільною здатністю та низьким збільшенням, що забезпечує цілісне уявлення про конструкцію зонда.На рис.1b показує збільшений вигляд верхньої частини наконечника зонда, надаючи інформацію про форму та розмір наконечника.На крайньому кінці голка являє собою півсферу діаметром близько 140 нм (рис. 1в).Нижче кінчик звужується до конічної форми, досягаючи виміряної довжини приблизно 500 нм.За межами звуженої області наконечник циліндричний і закінчується загальною довжиною наконечника 1,18 мкм.Це основна функціональна частина наконечника зонда.Крім того, великий сферичний зонд з полістиролу (PS) (Novascan Technologies, Inc., Boone, Iowa, USA) з діаметром наконечника 45 мкм і постійною пружиною 2 Н/м також використовувався для тестування як колоїдний зонд.із зондом PFQNM-LC-A-CAL 140 нм для порівняння.
Повідомлялося, що рідина може потрапити в пастку між АСМ-зондом і структурою полімерної щітки під час наноіндентування, що спричинить спрямовану вгору силу на АСМ-зонд до того, як він фактично торкнеться поверхні69.Цей ефект в’язкої екструзії через утримання рідини може змінити видиму точку контакту, тим самим впливаючи на вимірювання модуля поверхні.Щоб вивчити вплив геометрії зонда та швидкості вдавлення на утримання рідини, були побудовані криві сили вдавлення для зразків lehfilcon A CL з використанням зонда діаметром 140 нм при постійних швидкостях переміщення 1 мкм/с і 2 мкм/с.діаметр зонда 45 мкм, фіксоване налаштування сили 6 нН досягається при 1 мкм/с.Експерименти із зондом діаметром 140 нм проводили зі швидкістю вдавлення 1 мкм/с і встановленою силою 300 пН, вибраною для створення контактного тиску в межах фізіологічного діапазону (1–8 кПа) верхньої повіки.тиск 72. М’які готові зразки гідрогелю ПАА з тиском 1 кПа випробовували на силу індентування 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 вдавлення < 500 нм можна з упевненістю припустити, що геометрія зонда під час вдавлення залишатиметься вірною своїй форма конуса.Крім того, передбачається, що поверхня досліджуваного матеріалу демонструватиме оборотну пружну реакцію, що також буде підтверджено в наступних розділах.Таким чином, залежно від форми та розміру наконечника, ми вибрали модель підгонки конуса-сфери, розроблену Бріско, Себастьяном і Адамсом, яка доступна в програмному забезпеченні постачальника, для обробки наших експериментів з наноіндентування АСМ (NanoScope).Програмне забезпечення для аналізу даних розділення, Bruker) 73. Модель описує залежність F(δ) сила-зміщення для конуса зі сферичним вершинним дефектом.На рис.На рис. 2 показано геометрію контакту під час взаємодії жорсткого конуса зі сферичним вістрям, де R – радіус сферичного вістря, a – радіус контакту, b – радіус контакту на кінці сферичного вістря, δ – радіус контакту.глибина вдавлення, θ – півкут конуса.SEM-зображення цього зонда чітко показує, що сферична вершина діаметром 140 нм тангенціально зливається в конус, тому тут b визначається лише через R, тобто b = R cos θ.Програмне забезпечення, що надається постачальником, надає взаємозв’язок конус-сфера для обчислення значень модуля Юнга (E) на основі даних поділу сил за умови, що a > b.Відносини:
де F — сила вдавлення, E — модуль Юнга, ν — коефіцієнт Пуассона.Радіус контакту a можна оцінити за допомогою:
Схема контактної геометрії жорсткого конуса зі сферичним наконечником, впресованого в матеріал контактної лінзи Лефілкон з поверхневим шаром розгалужених полімерних щіток.
Якщо a ≤ b, то співвідношення зводиться до рівняння для звичайного сферичного індентора;
Ми вважаємо, що взаємодія індентуючого зонда з розгалуженою структурою полімерної щітки PMPC призведе до того, що радіус контакту a буде більшим, ніж радіус сферичного контакту b.Тому для всіх кількісних вимірювань модуля пружності, проведених у цьому дослідженні, ми використовували залежність, отриману для випадку a > b.
Ультрам’які біоміметичні матеріали, досліджені в цьому дослідженні, були детально зображені за допомогою скануючої просвічуючої 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 структура полімерної щітки поверхні lehfilcon A CL, модифікованої PMPC, демонструє схожі механічні властивості з нативною тканиною рогівки 14 .З цієї причини ми називаємо поверхні контактних лінз біоміметичними матеріалами14.На рис.3a,b показують 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).У сукупності ці зображення дають приблизну довжину розгалуженої полімерної пензликової структури PMPC при 300–400 нм, що є критичним для інтерпретації вимірювань наноіндентування АСМ.Іншим ключовим спостереженням, отриманим із зображень, є те, що загальна структура поверхні біоміметичного матеріалу CL морфологічно відрізняється від структури підкладки SiHy.Ця різниця в морфології їх поверхні може стати очевидною під час їх механічної взаємодії з індентуючим АСМ-зондом і згодом у виміряних значеннях модуля.
STEM-зображення поперечного перерізу (a) lehfilcon A CL і (b) субстрату SiHy.Шкала, 500 нм.АСМ-зображення поверхні підкладки lehfilcon A CL (c) і базової підкладки SiHy (d) (3 мкм × 3 мкм).
Біоінспіровані полімери та структури полімерних щіток за своєю природою є м’якими, їх широко вивчають і використовують у різних біомедичних цілях74,75,76,77.Тому важливо використовувати метод наноіндентування АСМ, який може точно та надійно вимірювати їх механічні властивості.Але в той же час 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 форми зонда для вдавлювання.розмір.Це важливо для того, щоб індентор не пробив м'яку поверхню зразка, що призвело б до помилок у визначенні місця контакту з поверхнею і площі контакту.
Для цього необхідне комплексне розуміння морфології надм’яких біоміметичних матеріалів (lehfilcon A CL).Інформація про розмір і структуру розгалужених полімерних щіток, отримана за допомогою методу візуалізації, є основою для механічної характеристики поверхні за допомогою методів наноіндентування АСМ.Замість сферичних колоїдних зондів мікронного розміру ми обрали зонд із нітриду кремнію PFQNM-LC-A-CAL (Bruker) з діаметром наконечника 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 наконечника зонда (~140 нм) з розгалуженими полімерними щітками на поверхні CL lehfilcon A, показаних на рис. 3a, можна зробити висновок, що наконечник є достатньо великим, щоб вступати в безпосередній контакт із цими структурами щіток, які зменшує ймовірність пробивання наконечника через них.Щоб проілюструвати цю думку, на рис. 4 наведено STEM-зображення lehfilcon A CL і вдавленого наконечника АСМ-зонда (намальовано в масштабі).
Схема, що демонструє STEM-зображення lehfilcon A CL та датчика вдавлення ACM (намальовано в масштабі).
Крім того, розмір наконечника 140 нм достатньо малий, щоб уникнути будь-якого ефекту липкої екструзії, про який раніше повідомлялося для полімерних пензлів, виготовлених методом наноіндентування CP-AFM69,71.Ми припускаємо, що завдяки особливій конусоподібній формі та відносно малому розміру цього АСМ-кінчика (рис. 1), характер силової кривої, створеної наноіндентуванням lehfilcon A CL, не залежатиме від швидкості індентування або швидкості завантаження/розвантаження .Тому на нього не впливають пороеластичні ефекти.Щоб перевірити цю гіпотезу, зразки lehfilcon A CL були вдавлені з фіксованою максимальною силою за допомогою зонда PFQNM-LC-A-CAL, але з двома різними швидкостями, і отримані криві сили розтягування та втягування використовувалися для побудови сили (нН) у розділенні (мкм) показано на малюнку 5а.Зрозуміло, що криві сили під час навантаження та розвантаження повністю перекриваються, і немає чітких доказів того, що сила зсуву при нульовій глибині вдавлення зростає зі швидкістю вдавлення на малюнку, що свідчить про те, що окремі елементи щітки характеризувалися без пороеластичного ефекту.Навпаки, ефекти утримання рідини (ефекти в’язкої екструзії та поропружності) очевидні для зонда AFM діаметром 45 мкм при тій самій швидкості вдавлення та підкреслюються гістерезисом між кривими розтягування та втягування, як показано на малюнку 5b.Ці результати підтверджують гіпотезу та припускають, що зонди діаметром 140 нм є хорошим вибором для характеристики таких м’яких поверхонь.
криві сили вдавлення lehfilcon A CL з використанням ACM;(a) використання зонда діаметром 140 нм при двох швидкостях навантаження, що демонструє відсутність пороеластичного ефекту під час поверхневого вдавлення;(б) з використанням зондів діаметром 45 мкм і 140 нм.s показують вплив в’язкої екструзії та поропружності для великих зондів у порівнянні з меншими зондами.
Щоб охарактеризувати ультрам’які поверхні, методи АСМ наноіндентування повинні мати найкращий зонд для вивчення властивостей досліджуваного матеріалу.Окрім форми та розміру наконечника, важливу роль у визначенні точності та надійності наноіндентування відіграють чутливість системи АСМ-детектора, чутливість до відхилення наконечника в тестовому середовищі та жорсткість кантилевера.вимірювань.Для нашої системи AFM межа виявлення позиційно-чутливого детектора (PSD) становить приблизно 0,5 мВ і базується на попередньо відкаліброваній швидкості пружини та розрахованій чутливості відхилення рідини датчика PFQNM-LC-A-CAL, що відповідає теоретична чутливість до навантаження.менше 0,1 пН.Таким чином, цей метод дозволяє вимірювати мінімальну силу вдавлення ≤ 0,1 пН без будь-якої складової периферійного шуму.Однак системі AFM майже неможливо знизити периферійний шум до цього рівня через такі фактори, як механічна вібрація та динаміка рідини.Ці фактори обмежують загальну чутливість методу наноіндентування АСМ, а також призводять до сигналу фонового шуму приблизно ≤ 10 пН.Для характеристики поверхні зразки підкладки lehfilcon A CL і SiHy були вбиті в умовах повної гідратації за допомогою зонда 140 нм для визначення характеристик SEM, і отримані криві сили були накладені між силою (pN) і тиском.Графік поділу (мкм) показаний на малюнку 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 матеріалом, що лежить під ним.Ця перехідна частина кривої сил підкреслює справді пружну поведінку розгалуженої полімерної щітки на поверхні, про що свідчить крива стиснення, що точно слідує за кривою розтягування, і контраст механічних властивостей між структурою щітки та об’ємним матеріалом SiHy.При порівнянні лефілкон.Поділ середньої довжини розгалуженої полімерної щітки на STEM-зображенні PCS (рис. 3а) та її силової кривої по осі абсцис на рис. 3а.6а показує, що метод здатний виявити кінчик і розгалужений полімер, що досягає самого верху поверхні.Контакт між щітковими структурами.Крім того, тісне перекриття кривих сили вказує на відсутність ефекту утримання рідини.У цьому випадку між голкою і поверхнею зразка немає абсолютно ніякого зчеплення.Верхні ділянки кривих сили для двох зразків перекриваються, що відображає подібність механічних властивостей матеріалів підкладки.
(a) Криві сили наноіндентування АСМ для підкладок lehfilcon A CL і підкладок SiHy, (b) криві сили, що показують оцінку точки контакту за допомогою методу порогового фонового шуму.
Для того, щоб вивчити дрібніші деталі кривої сили, криву розтягування зразка lehfilcon A CL відображено на рис. 6b з максимальною силою 50 пН вздовж осі y.Цей графік надає важливу інформацію про вихідний фоновий шум.Шум знаходиться в діапазоні ±10 пН, який використовується для точного визначення точки контакту та розрахунку глибини вдавлення.Як повідомляється в літературі, ідентифікація точок контакту має вирішальне значення для точної оцінки властивостей матеріалу, таких як модуль85.Підхід, що передбачає автоматичну обробку даних кривої сили, показав покращену відповідність між підгонкою даних і кількісними вимірюваннями для м’яких матеріалів86.У цій роботі наш вибір точок дотику відносно простий і об’єктивний, але він має свої обмеження.Наш консервативний підхід до визначення точки контакту може призвести до дещо завищених значень модуля для менших глибин вдавлення (< 100 нм).Використання заснованого на алгоритмі виявлення точок дотику та автоматизованої обробки даних може бути продовженням цієї роботи в майбутньому для подальшого вдосконалення нашого методу.Таким чином, для внутрішнього фонового шуму порядку ±10 пН ми визначаємо точку контакту як першу точку даних на осі абсцис на малюнку 6b зі значенням ≥10 пН.Потім, відповідно до шумового порогу 10 пН, вертикальна лінія на рівні ~0,27 мкм позначає точку контакту з поверхнею, після чого крива розтягування продовжується до тих пір, поки підкладка не досягне глибини відбитка ~270 нм.Цікаво, що виходячи з розміру розгалужених елементів полімерної щітки (300–400 нм), виміряного за допомогою методу візуалізації, глибина вдавлення зразка CL lehfilcon A, спостережуваного за допомогою методу порогового фонового шуму, становить приблизно 270 нм, що дуже близько до вимірювання розміру за допомогою STEM.Ці результати додатково підтверджують сумісність і придатність форми та розміру наконечника зонда AFM для вдавлення цієї дуже м’якої та високоеластичної розгалуженої полімерної щіткової структури.Ці дані також є переконливими доказами 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 підгонки кривої сил, повинні бути відносно точними.
Кількісні вимірювання методами АСМ наноіндентування повністю залежать від математичних моделей, які використовуються для відбору даних і подальшого аналізу.Тому перед вибором конкретної моделі важливо враховувати всі фактори, пов’язані з вибором індентора, властивостями матеріалу та механізмом їх взаємодії.У цьому випадку геометрія наконечника була ретельно охарактеризована за допомогою SEM мікрофотографій (рис. 1), і, виходячи з результатів, АСМ наноіндентуючий зонд діаметром 140 нм із твердим конусом і сферичною геометрією наконечника є хорошим вибором для характеристики зразків lehfilcon A CL79. .Ще один важливий фактор, який необхідно ретельно оцінити, це еластичність полімерного матеріалу, що перевіряється.Хоча вихідні дані наноіндентування (рис. 5а, 6а) чітко окреслюють особливості перекривання кривих розтягу та стиску, тобто повного пружного відновлення матеріалу, надзвичайно важливо підтвердити суто пружний характер контактів. .З цією метою було виконано два послідовних вдавлення в одному місці на поверхні зразка lehfilcon A CL зі швидкістю вдавлення 1 мкм/с в умовах повної гідратації.Дані результуючої кривої сили показані на рис.7 і, як і очікувалося, криві розширення та стиснення двох відбитків майже ідентичні, підкреслюючи високу еластичність розгалуженої полімерної пензликової структури.
Дві криві сили вдавлення в одному місці на поверхні lehfilcon A CL вказують на ідеальну еластичність поверхні лінзи.
Ґрунтуючись на інформації, отриманій із SEM та STEM зображень наконечника зонда та поверхні lehfilcon A CL, відповідно, модель конус-сфера є розумним математичним представленням взаємодії між наконечником зонда AFM та м’яким полімерним матеріалом, що тестується.Крім того, для цієї моделі конус-сфера фундаментальні припущення щодо пружних властивостей відбитого матеріалу справедливі для цього нового біоміметичного матеріалу та використовуються для кількісного визначення модуля пружності.
Після всебічної оцінки методу наноіндентування АСМ та його компонентів, включаючи властивості зонда індентування (форма, розмір і жорсткість пружини), чутливість (фоновий шум і оцінка точки контакту) і моделі підгонки даних (кількісні вимірювання модуля), метод був використовується.охарактеризувати комерційно доступні надм’які зразки для перевірки кількісних результатів.Комерційний поліакриламідний (PAAM) гідрогель з модулем пружності 1 кПа був протестований у гідратованих умовах з використанням зонда 140 нм.Деталі тестування модуля та обчислень наведено в Додатковій інформації.Результати показали, що виміряний середній модуль становив 0,92 кПа, а %RSD і процентне (%) відхилення від відомого модуля становили менше 10%.Ці результати підтверджують точність і відтворюваність методу наноіндентування АСМ, який використовується в цій роботі для вимірювання модулів ультрам’яких матеріалів.Поверхні зразків lehfilcon A CL і базової підкладки SiHy були додатково охарактеризовані за допомогою того самого методу наноіндентування АСМ для вивчення уявного контактного модуля надм’якої поверхні як функції глибини вдавлення.Для трьох зразків кожного типу (n = 3; одне вдавлення на зразок) були створені криві розділення сили вдавлення при силі 300 пН, швидкості 1 мкм/с і повній гідратації.Криву розподілу сили вдавлення було апроксимовано за допомогою моделі конус-сфера.Щоб отримати модуль залежно від глибини відбитка, ділянку кривої сили шириною 40 нм встановлювали на кожному кроці 20 нм, починаючи з точки контакту, і вимірювали 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) з використанням наноіндентування колоїдного АСМ-зонда, і вони узгоджуються з даними за допомогою контактної моделі Герца.Цей підхід забезпечує графік залежності видимого контактного модуля (кПа) від глибини вдавлення (нм), як показано на малюнку 8, який ілюструє видимий контактний модуль/глибину градієнта.Розрахований модуль пружності зразка CL lehfilcon A знаходиться в діапазоні 2–3 кПа в межах верхніх 100 нм зразка, за якими він починає збільшуватися з глибиною.З іншого боку, під час тестування базової підкладки SiHy без пензликової плівки на поверхні максимальна глибина відбитка, досягнута при силі 300 пН, становить менше 50 нм, а значення модуля, отримане з даних, становить близько 400 кПа. , що порівнянно зі значеннями модуля Юнга для сипучих матеріалів.
Уявний контактний модуль (кПа) від глибини вдавлення (нм) для підкладок lehfilcon A CL та SiHy з використанням методу наноіндентування АСМ із геометрією конусної сфери для вимірювання модуля.
Верхня поверхня нової біоміметичної розгалуженої полімерної щіткової структури демонструє надзвичайно низький модуль пружності (2–3 кПа).Це відповідатиме вільному висячому кінці роздвоєної полімерної щітки, як показано на зображенні STEM.Хоча є певні докази градієнта модуля на зовнішньому краю CL, основна високомодульна підкладка є більш впливовою.Однак верхні 100 нм поверхні знаходяться в межах 20% від загальної довжини розгалуженої полімерної щітки, тому розумно припустити, що виміряні значення модуля в цьому діапазоні глибини вдавлення є відносно точними і не сильно залежить від впливу нижнього предмета.
Через унікальний біоміметичний дизайн контактних лінз lehfilcon A, що складається з розгалужених полімерних щіткових структур PMPC, прищеплених на поверхню підкладок SiHy, дуже важко достовірно охарактеризувати механічні властивості їхніх поверхневих структур за допомогою традиційних методів вимірювання.Тут ми представляємо передовий метод наноіндентування АСМ для точного визначення характеристик надм’яких матеріалів, таких як лефілкон А, з високим вмістом води та надзвичайно високою еластичністю.Цей метод заснований на використанні АСМ-зонда, розмір наконечника та геометрія якого ретельно підібрані відповідно до структурних розмірів надм’якої поверхні, що друкується.Таке поєднання розмірів між зондом і структурою забезпечує підвищену чутливість, дозволяючи нам вимірювати низький модуль і властиві пружні властивості розгалужених полімерних елементів щітки, незалежно від пороеластичного ефекту.Результати показали, що унікальні розгалужені полімерні щітки PMPC, характерні для поверхні лінз, мали надзвичайно низький модуль пружності (до 2 кПа) і дуже високу еластичність (майже 100%) під час тестування у водному середовищі.Результати АСМ наноіндентування також дозволили нам охарактеризувати видимий контактний модуль/градієнт глибини (30 кПа/200 нм) поверхні біоміметичної лінзи.Цей градієнт може бути наслідком різниці модулів між розгалуженими полімерними щітками та підкладкою SiHy, або розгалуженою структурою/щільністю полімерних щіток, або їх комбінацією.Однак необхідні подальші поглиблені дослідження, щоб повністю зрозуміти взаємозв’язок між структурою та властивостями, особливо вплив розгалуження кисті на механічні властивості.Подібні вимірювання можуть допомогти охарактеризувати механічні властивості поверхні інших надм’яких матеріалів і медичних пристроїв.
Набори даних, створені та/або проаналізовані під час поточного дослідження, доступні у відповідних авторів за обґрунтованим запитом.
Rahmati, M., Silva, EA, Reseland, JE, Hayward, K. і Haugen, HJ Біологічні реакції на фізичні та хімічні властивості поверхонь біоматеріалів.хімічний.суспільства.ред.49, 5178–5224 (2020).
Chen, FM і Liu, X. Удосконалення біоматеріалів людського походження для тканинної інженерії.програмування.полімер.наука.53, 86 (2016).
Sadtler, K. та ін.Дизайн, клінічне впровадження та імунна відповідь біоматеріалів у регенеративній медицині.National Matt Rev. 1, 16040 (2016).
Олівер В. К. та Фарр Г. М. Покращений метод визначення твердості та модуля пружності за допомогою експериментів із вдавленням із вимірюванням навантаження та переміщення.Ж. Alma mater.резервуар для зберігання.7, 1564–1583 (2011).
Уоллі, С. М. Історичні витоки вимірювання твердості вдавлення.альма-матер.наука.технології.28, 1028–1044 (2012).
Бройтман, Е. Вимірювання твердості вдавлення на макро-, мікро- та наномасштабі: Критичний огляд.плем'я.Райт.65, 1–18 (2017).
Кауфман, Дж. Д. та Клапперіх, С. М. Помилки виявлення поверхні призводять до завищення модуля при наноіндентуванні м’яких матеріалів.Я. Меха.Поведінка.Біомедична наука.альма-матер.2, 312–317 (2009).
Карімзаде А., Колоор ССР, Аятоллахі М.Р., Бушроа А.Р. і Яхья М.Ю.Оцінка методу наноіндентування для визначення механічних характеристик гетерогенних нанокомпозитів за допомогою експериментальних та розрахункових методів.наука.Будинок 9, 15763 (2019).
Лю, К., ВанЛендінгем, М. Р., і Оварт, Т. С. Механічна характеристика м’яких в’язкопружних гелів за допомогою індентування та інверсного аналізу кінцевих елементів на основі оптимізації.Я. Меха.Поведінка.Біомедична наука.альма-матер.2, 355–363 (2009).
Andrews JW, Bowen J і Chaneler D. Оптимізація визначення в'язкопружності за допомогою сумісних вимірювальних систем.М’яка матерія 9, 5581–5593 (2013).
Briscoe, BJ, Fiori, L. і Pellillo, E. Наноіндентування полімерних поверхонь.Ж. Фізика.Г. Подати заявку на фізику.31, 2395 (1998).
Miyailovich AS, Tsin B., Fortunato D. and Van Vliet KJ Характеристика в'язкопружних механічних властивостей високоеластичних полімерів і біологічних тканин за допомогою ударного вдавлення.Журнал біоматеріалів.71, 388–397 (2018).
Перепьолкін Н.В., Ковальов А.Є., Горб С.Н., Бородич Ф.М. Оцінка модуля пружності та адгезії м'яких матеріалів розширеним методом Бородіча-Галанова (БГ) і глибоким індентуванням.хутро.альма-матер.129, 198–213 (2019).
Shi, X. та ін.Нанорозмірна морфологія та механічні властивості біоміметичних полімерних поверхонь силікон-гідрогелевих контактних лінз.Ленгмюра 37, 13961–13967 (2021).