Высокоточное аналитическое оборудование
(отдел продаж)
(сервисный отдел)

Наноиндентированный подход к механическому испытанию сверхмягких материалов

Наноиндентированный подход к механическому испытанию сверхмягких материалов

Продукты

Ультрананоиндентор имеет уникальную конфигурацию из двух параллельных колонок индентора. Одна действует как наконечник вмятины, другая имеет большой радиус кривизны в качестве эталонного щупа. У каждой колонки индентора есть свой собственный датчик нагрузки. Колонки подсоединены рядом с поверхностью образца с помощью дифференциального емкостного датчика, измеряющего разницу в положениях двух наконечников. Поэтому наконечник вмятины всегда активно привязан к положению на поверхности образца.

Введение

Характеристика механических свойств тканей и других биологических материалов становится важной темой современных биомедицинских исследований. По мере развития биомедицинской инженерии были разработаны новые материалы для замены тканей человека. Для того чтобы правильно адаптировать эти новые ткани, необходимо знать не только их биосовместимость, устойчивость к воспалениям и срок службы, но и механические свойства. Поэтому сейчас требуется метод, который позволит оценить механические свойства этих новых материалов. Этот метод может быть полезен в другом случае: известно, что больные или инфицированные клетки и ткани изменяют свою жесткость по сравнению со здоровыми. Поэтому соответствующий метод измерения механических свойств тканей может быстро определить, является ли ткань здоровой или больной.

Однако ткани – это сложный класс материалов, состоящий из многосложных структур. В то же время они мягче, чем обычно проверяемые материалы: металлические материалы имеют модуль упругости в диапазоне ~ 100 ГПа, а модуль упругости мягких биологических тканей варьируется между 5 кПа и 1000 кПа. Конечно, есть более жесткие и твердые биологические ткани, такие как дентин, но испытание этих материалов очень похоже на испытание обычных инженерных материалов и не является задачей значительной сложности. Поэтому метод, который быстро определяет механические свойства таких мягких материалов, представляет большой интерес. Поэтому инструментальное вдавливание как способ испытания мягких материалов также представляет такой большой интерес.

Инструментальное вдавливание как способ испытания мягких материалов

До сих пор измерение механических свойств биологических тканей было затруднено, и получение результатов было довольно сложным [1]. Инструментальное вдавливание, с другой стороны, предлагает довольно простой метод измерения механических свойств многих видов материалов и не требует сложной подготовки образцов. Инструментальные системы вдавливания, такие как ультрананоиндентор Anton Paar Anton Paar (UNHT) или настольная система NHT (см. рис. 1) относительно компактны и поэтому могут легко устанавливаться в медицинских исследовательских центрах. Эти устройства предлагают простой и понятный результат, что является большим преимуществом перед многими биологическими методами. Кроме того, результаты измерений могут быть понятны даже для неопытного пользователя.

Рис. 1 - Ультрананоиндентор на компактной платформе
Рис. 1 - настольный наноиндентор
Рис. 1 - Ультрананоиндентор на компактной платформе (а) и настольный наноиндентор (b)

Оба устройства оснащены оптическим микроскопом. Кроме того, AFM можно установить рядом с головкой UNHT на компактной платформе.

Техника инструментального вдавливания использовалась более 20 лет и сейчас хорошо адаптирована для разных типов материалов. Доступные в настоящее время устройства обладают достаточным разрешением по силе и перемещению. Это позволяет эффективно контролировать глубины до нескольких нанометров и нагрузки для нескольких десятков микроньютонов. С другой стороны, устройства могут легко выполнять перемещения до нескольких десятков микрометров и прилагать нагрузки до сотен миллиньютонов.

Конструкция систем вдавливания Anton Paar (и особенно UNHT) обеспечивает отличную устойчивость обоих сигналов нагрузки и перемещения. Уникальный принцип привязки к активной поверхности вместе с использованием самой современной электроники и материалов почти полностью устраняет проблему температурного дрейфа и упругой деформации (Подробную информацию и характеристики системы UNHT см. в пункте [2]). Благодаря принципу использования двух независимых датчиков силы и перемещения система UNHT может также легко обнаруживать эффекты адгезии, которые обычно наблюдаются на очень мягких материалах.

Здесь рассматривается вопрос, подходят ли существующие наноинденторские системы для вдавливания биологических тканей и мягких гелей разного типа. В процессе выполнения текущего совместного проекта компаний «Anton Paar» и «ETHZ» в Цюрихе пришлось столкнуться со значительными проблемами при разработке методологии вдавливания для этого особого класса материалов. Для того чтобы назвать самые важные, устройство должно:

  • быть способно применить очень малые нагрузки (~ мкм),
  • измерять большие глубины (~ мкм) при низких нагрузках,
  • иметь отличную устойчивость нормальной силы,
  • быть способно регистрировать сигналы перемещения и нормальной силы до и после самого процесса вдавливания.

Еще одна проблема: какая геометрия индентора лучше всего подходит для вдавливания таких мягких материалов.

Экспериментальная база

Идея использования инструментального вдавливания на сверхмягких материалах была нова, и на тот момент не было общей методологии. Поэтому было решено начать с вдавливания на мягких эластомерах, где уже накоплен значительный опыт. Схема экспериментальной работы представлена на рис. 2.

Рис 2 Схема экспериментальных действий для разработки методологии вдавливания сверхмягких материалов
Рис. 2 – Схема экспериментальных действий для разработки методологии вдавливания сверхмягких материалов

Вдавливание на эластомерах

В экспериментах по вдавливанию на эластомерах использовались три типа фотоэластичных листов Vishay – от твердых (PS- 4A, E = 3 ГПа) до относительно мягких (PS-6C, E = 0,7 ГПа).

Эти материалы с широким спектром механическим свойств гарантировали соответствующий подход к вдавливанию даже более мягких гелей и тканей. Измерения были выполнены с помощью системы UNHT Anton Paar и использованием индентора Берковича и сферического индентора в режиме управляемой нагрузки. Вдавливания были выполнены с разными скоростями нагружения и с 120-секундным удержанием при максимальной нагрузке. Целью этих экспериментов было оптимизировать параметры вдавливания, такие как радиус индентора, приложенные нагрузки и скорости нагружения, а также параметры управления с обратной связью (PID).

Типичные кривые силы и перемещения вдавливания трех испытательных эластомеров Vishay представлены на рис. 3. Они четко иллюстрируют большие различия в жесткости для трех образцов: несмотря на то, что максимальная нагрузка во всех случаях была 500 мН, максимальная глубина вдавливания достигла 11200 нм на образце PS-6C, но только 312 нм в образце PS-8А.

Рис. 3 – Типичные графики перемещения нагрузки для трех типов фотоэластичных листов Vishay
Рис. 3 – Типичные графики перемещения нагрузки для трех типов фотоэластичных листов Vishay

Модуль упругости, рассчитанный методом Oliver & Pharr (O&P) для сверхтвердых эластомеров, очень хорошо согласовался с данными производителя, в то время как для более мягких эластомеров модуль упругости был завышен. Это было связано с сильным вязкопластическим поведением эластомеров, что привело к явному завышению значений модуля упругости для более мягких образцов. В настоящее время текущая работа фокусируется на применении соответствующей модели для расчета вязкоупругих свойств.

Вдавливание гелей

После установки оптимальных параметров (тип индентора, скорость подвода индентора, скорость нагружения и максимальная нагрузка) для вдавливания мягких эластомеров экспериментальная работа была сфокусирована на вдавливании гелей. Были выполнены измерения трех серийно выпускаемых декоративных гелей, различных по цвету (белый, желтый и синий) со свойствами, аналогичными свойствам гелей, используемых для замены биологических тканей. Кроме того, результаты вдавливания на гидрогеле Ecoflex 0030 (модуль упругости ~29 кПа) использовались для моделирования его механических свойств. Вдавливание на гелях было выполнено с помощью сферического индентора с радиусом 100 мм. Максимальная нагрузка, использованная в измерениях, составила 20 мН с 120-секундным удержанием при максимальной нагрузке.

Предварительные эксперименты с гелями послужили для оптимизации параметров управления с обратной связью (PID) и разработки оптимальной процедуры вдавливания. Несмотря на то, что управление с обратной связью системой UNHT оптимизировано для широкого спектра материалов, ее пришлось адаптировать для сверхмягких материалов. Параметры PID имеют решающее значение для правильного управления силой и перемещением после запуска вдавливания. Неправильные параметры управления могут стать причиной сильнейших осцилляций и повреждения устройства. Поэтому оптимизация параметров PID была неотъемлемой составляющей в разработке характеристики геля с помощью инструментального вдавливания. После определения набора оптимизированных параметров с помощью трибометра Anton Paar пользователю нет необходимости изменять их, за исключением некоторых экстремальных условий испытания. После этого важного этапа вдавливания можно выполнять в обычном порядке, а саму процедуру вдавливания можно точно настраивать. Большое количество экспериментов продемонстрировало, что в результате использования сферических инденторов с радиусами в диапазоне ~100 были получены следующие типичные параметры для вдавливания на мягком геле:

  • максимальная нагрузка ~20 мкм,
  • максимальная глубина вдавливания ~20 мкм,
  • адгезия при натяжении и отрыве ~30 мкм,
  • общая длина перемещения индентора ~35 мкм (необходима для записи всех фаз процесса вдавливания).

Поэтому устройство, способное контролировать такие небольшие нагрузки при измерении больших перемещений, стало решающим фактором в этом исследовании.

Оптимизация процедуры вдавливания на гелях

Во время вдавливаний посредством сферических инденторов сразу проявился феномен адгезии. Этот эффект наблюдался во время подвода (адгезия при натяжении) и отвода индентора (адгезия при отрыве). Это было обусловлено гораздо большей площадью контакта сферического индентора по сравнению с индентором Берковича. Кроме того, другие явления, такие как чрезвычайно низкий модуль упругости мягких гелей, который обеспечил взаимное сближение поверхности образца и индентора, что играет ключевую роль в эффектах адгезии. Процедуру вдавливания пришлось скорректировать, чтобы регистрировать все данные вдавливания: (1) подвод индентора в воздухе, (2) адгезию при натяжении, (3) сам процесс вдавливания, (4) адгезию при отрыве и удаление индентора – см. рис. 4.

Четыре фазы кривой нагрузки-перемещения
Рис. 4 – Типичный ответ геля при вдавливании. Четыре фазы кривой нагрузки-перемещения (R=100 мм индентора на синем декоративном геле)

Оптимизация потребовалась для правильного определения контактной точки, обязательной для компьютерного моделирования.

Сферическое вдавливание на самых мягких эластомерах показало, что индентор с радиусом 100 мкм больше всего подходил для измерений геля. Инденторы с меньшими радиусами приведут к недопустимо большой глубине, а инденторы с большими радиусами приведут к большим силам адгезии.

Эффект адгезии и определение контактной точки

Одной из основных сложностей при вдавливании гелей (также предполагается при вдавливании других мягких биологических тканей) был эффект адгезии [3,4].

Процедуру вдавливания пришлось отрегулировать так, чтобы запись сигналов силы и перемещения начиналась задолго до контакта с поверхностью образца. Обычно отвод индентора (расстояние над поверхностью образца, где начинается запись нормальной силы и перемещения) производится так, чтобы весь процесс вдавливания был достаточно быстрым. Однако если это материалы с проявлением эффектов адгезии, расстояние отвода должно быть достаточно большим, чтобы учесть движение индентора в воздухе и эффект адгезии при натяжении. Одновременно расстояние отвода индентора должно оставаться небольшим, чтобы наблюдать и записывать адгезию при отрыве, которая имеет место после разгрузочной фазы. Скорость подвода индентора к поверхности также должна увеличиваться, поскольку расстояние перемещения намного больше, чем в случае с обычными материалами.

Рисунок 4 представляет типичную запись нормальной силы: во время подвода индентора нормальная сила равно нулю, поскольку индентор перемещается только по воздуху. Запись сигналов силы и перемещения пришлось вести достаточно долго, чтобы адгезия при отрыве наблюдалась до точки, где индентор снова находился в воздухе (участок кривой удаления индентора на рис. 4, нормальная сила возвращается к нулю).

Тот факт, что все данные вдавливания, включая адгезию при натяжении и отрыве, записываются, дает пользователю свободу решать, где определить точку контакта, поскольку нет единого соглашения по определению точки контакта для материалов, проявляющих эффекты адгезии.

Весь процесс вдавливания на геле может занимать до 5 минут, поэтому незначительный температурный дрейф устройства неизбежен. Было также очевидно, что даже при использовании индентора с радиусом 100 мкм силы адгезии (~ 15 мкм для адгезии при натяжении и ~ 48 мкм для адгезии при отрыве) были аналогичны или даже выше сил, приложенных во время самого вдавливания. Поэтому эффект адгезии необходимо учитывать и включать в анализ данных вдавливания.

Адгезия при отрыве также усложняет определение точки контакта, т.е. точки, где индентор впервые соприкасается с поверхностью образца. Эту точку, исходя из кривой силы-перемещения, можно определить несколькими способами. В нашем случае точка контакта была задана таким же способом, что при стандартном вдавливании, т.е. точка, где сила начинает увеличиваться. Схематично это показано на рис. 5.

Рис. 5 – Определение точки контакта как точки перегиба на кривой силы во время адгезии при натяжении.
Рис. 5 – Определение точки контакта как точки перегиба на кривой силы во время адгезии при натяжении

Сравнение типичных кривых силы-перемещения из экспериментов с тремя декоративными гелями вместе с эластомерами PS-6C см. на рис. 6. Различия между всеми четырьмя испытательными материалами очевидны, причем эластомер PS-6C был намного жестче, чем три декоративных геля. При первом приближении эта разница также подтверждается значениями модуля упругости, рассчитанными с помощью модели O&P.

Рис. 6 – Сравнение графиков силы-перемещения для трех гелей (синий, желтый, белый) и самого мягкого эластомера PS-6C
Рис. 6 – Сравнение графиков силы-перемещения для трех гелей (синий, желтый, белый) и самого мягкого эластомера PS-6C

Моделирование

Несмотря на наличие нескольких моделей для интерпретации данных вдавливания, моделей, предназначенных для мягких и сверхмягких материалов, в настоящее время нет. Кроме того, проблема адгезии должна быть правильно понята и включена в модель. В большинстве случаев, связанных с моделированием адгезии, теория Джонсона, Кендалла и Робертса (JKR) используется для расчета сил адгезии. Применение этого подхода несколько усложняется тем, что площадь контакта изменяется во время вдавливания. Тем не менее, моделирование методом конечно-элементного анализа (FEA) с использованием теории JKR дало многообещающие результаты. В настоящее время моделирование оптимизируется для извлечения механических свойств гелей из данных вдавливания.

Выводы

Инструментальное вдавливание оказалось эффективным методом измерения сверхмягких гелей со свойствами и структурой, аналогичными биологическим тканям. Полезность метода заключается в возможности неразрушающего измерения небольших образцов для получения данных вдавливания, которые можно анализировать для определения механических свойств образца. Большим преимуществом ультрананоиндентора является то, что систему можно использовать для таких измерений без каких-либо модификаций оборудования. Благодаря уникальной конструкции и таким характеристикам, как отсутствие температурного дрейфа и отличная стабильность силы, система UNHT представляет собой быстрый и простой способ испытания сверхмягких материалов. Все это делает метод вдавливания очень привлекательным для испытания в биомедицинских исследовательских учреждениях и больницах.

Подтверждения

Автор хотел бы поблагодарить Марка Фарина из компании «ETHZ» за моделирование FEA и Ричарда Консильо из компании «Anton Paar» за ценные обсуждения.

Литература

  1. Ансет К. С., Боуман С. Н., Браннон-Пеппас Л.: Механические свойства гидрогелей и их экспериментальное определение, Биоматериалы 1996, том 17 № 17, стр. 1647–1657.
  2. Нохава Дж., Рандалл Н. X, Конте Н.: Новый метод ультра наноиндентирования с чрезвычайно низким температурным дрейфом: Принцип и экспериментальные результаты, журнал «Исследование материалов» том 24, № 3, март 2009 г., стр. 873-882.
  3. Эбенштейн Д. М., Прюитт Л. А. Наноиндентирование биологических материалов, Nanotoday, август 2006 г., том 1, № 3, стр. 26-33.
  4. Справочник по наноиндентированию с биологическими приложениями, М. Л. Ойен (ред.) компания «Pan Stanford Publishing Pte. Ltd.» Сингапур, 2011 г.

Автор

Д-р Юрий Нохава


Все поля, обозначенные звездочкой *, обязательны для заполнения
(0)