Summary
Grafen har potential som ett beläggningsmaterial för biomedicinska implantat. I denna studie visar vi en metod för beläggning av nitinol legeringar med nanometer tjocka lager av grafen och hur grafen kan påverka implantatets svar.
Abstract
Atomically slät grafen som en ytbeläggning har potential att förbättra implantat egenskaper. Detta visar en metod för beläggning av nitinol legeringar med nanometer tjocka lager av grafen för applikationer som en stent material. Grafen odlades på koppar substrat via kemisk ångavsättning och överfördes sedan på nitinol substrat. För att förstå hur grafen beläggningen kan förändra biologisk respons var cellviabiliteten av endotelceller från råtta aorta celler och råtta aorta glatta muskelceller undersökas. Dessutom var effekten av grafen-beläggningar på celladhesion och morfologi undersöktes med fluorescerande konfokalmikroskopi. Celler färgades för aktin och kärnor, och det fanns märkbara skillnader mellan orörda nitinol prover jämfört med grafen-belagda proverna. Totalt aktin uttryck från glatta råtta aorta muskelceller hittades med western blöt. Proteinadsorption egenskaper, en indikator för potentiella trombogenicitet, were bestämdes för serumalbumin och fibrinogen med gelelektrofores. Dessutom var överföringen av laddningen från fibrinogen till substrat härledas med Ramanspektroskopi. Det visade sig att grafen beläggning på nitinol substrat träffade de funktionella kraven på en stent material och förbättrade biologiska svar jämfört med obelagd nitinol. Således är grafen-belagd nitinol en livskraftig kandidat för en stent material.
Introduction
De senaste tre decennierna har bevittnat upptäckten av nya material baserade behandlingar och apparater för sjukdomar behandlingar och diagnostik. Nya legeringar material såsom nitinol (NiTi) och rostfritt stål används ofta i biomedicinsk implantat tillverkning på grund av deras överlägsna mekaniska egenskaper. 1-3 Men många utmaningar återstår på grund av exogent material cytotoxicitet, bio-och hemo-kompatibilitet. Den metalliska naturen hos dessa legeringar resulterar i dålig bio-och hemokompatibilitet grund metall urlakning, brist på celladhesion, proliferation och trombos när det kommer i kontakt med strömmande blod (såsom katetrar, blodkärlens transplantat, vaskulära stentar, konstgjorda hjärtklaffar osv.). ett, 4, 5 Interaktionen av proteiner eller levande celler med implantatytan kan leda till en stark immunologisk respons och efterföljande kaskad av biokemiska reaktioner kan påverka enhetens funktion. Därför är det pertinende att uppnå kontroll över samspelet mellan biomedicinska implantat och dess omgivande biologiska miljö. Ytmodifiering används ofta för att minska eller förhindra de negativa fysiologiska respons som härrör från implantatmaterialet. En idealisk ytbeläggning förväntas ha hög vidhäftningsstyrka, kemisk inerthet, hög ytjämnhet och goda hemö-och biokompatibilitet. Tidigare har många material inklusive diamantliknande kol (DLC), SiC, TiN, TiO 2 och många polymera material testats som biokompatibla beläggningar implantatytan. 1, 6-23 Dessa material är fortfarande inte uppfylla alla de funktionella kriterierna för en lämplig implantat ytbeläggning.
Upptäckten av atom tjockt lager av sp 2 kol, känd som grafen, har öppnat dörrarna för utveckling av nya multifunktionella material. Grafen väntas bli en idealisk kandidat för implantat ytbeläggning eftersomär kemiskt inert, Atomically smidig och mycket slitstark. I detta brev undersöker vi livskraft grafen som en ytbeläggning för biomedicinska implantat. Våra studier visar att grafen belagda nitinol (Gr-NiTi) uppfyller alla de funktionella kriterier, och dessutom stöder utmärkt glatt muskulatur och endotelcellstillväxt leder till bättre cellproliferation. Vi finner också att den serumalbumin adsorption på Gr-NiTi är högre än fibrinogen. Det är viktigt att (i) våra detaljerade spektroskopiska mätningar bekräftade bristen på laddningsöverföring mellan grafén och fibrinogen tyder på att grafen beläggning hämmar trombocytaggregering av implantat, (ii) grafen beläggningar inte uppvisar någon signifikant in vitro-toxicitet för endotelceller och glatta linjer muskelcell bekräftar deras biokompatibilitet, och (iii) grafen beläggningar är kemiskt inerta, hållbar och ogenomtränglig i strömmande blod miljö. Dessa hemo-och biokompatibla egenskaper, tillsammans med hög strength, kemisk inerthet och hållbarhet, gör grafen beläggningar som en idealisk ytbeläggning.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Grafen-beläggning av NiTi
- Grafen prover som används i denna studie odlades på koppar (Cu) substrat med hjälp av CVD teknik och därefter överföras till 4,5 mm 2 NiTi substrat.
- Cu folierna (1 cm x 1 cm) placerades i en 1 tum kvartsrör ugn och upphettades till 1.000 ° C i närvaro av 50 sccm H 2 och 450 sccm Ar.
- Nästa, metan (1 och 4 sccm) infördes i ugnen vid olika flödeshastigheter för 20-30 min. Proverna kyldes slutligen till rumstemperatur under strömmande H 2, Ar och CH 4.
- Därefter var Cu folierna spinn-belagd med PMMA (utspädd med 4% anisol) vid 4.000 rpm, följt av en värmebehandling under 5 min vid 150 ° C. Grafen fäst till PMMA skikt erhölls genom etsning av Cu-folien med Transene Inc., CE-100 etsmedel, och efterföljande sköljning i 10% HCl och avjoniserat vatten under 10 minuter.
- Sempel överfördes till NiTi substrat (4,5 mm 2) och glödgades vid 450 ° C i Ar (300 sccm) och H 2 (700 sccm) under 2 h för att avlägsna PMMA. Slutligen, har substraten tvättades med aceton för att lösa den återstående PMMA att erhålla Gr-NiTi prov. En Dilor XY trippel gittermonokromator användes för mikro-Raman karaktärisering (med 100X mål) av alla GR-NiTisamples med 514,5 nm excitation från en Ar + jon laser.
2. In vitro Toxicitet av Gr-NiTi
Råtta aortaendotelceller (Cell ansökan Inc.) odlades på en gelatin belagd 8 kammare bild. För att testa celltillväxt, ren och Gr-NiTisubstrates placerades i brunnar utan gelatin beläggning. Svepelektronmikroskopi bilder erhölls med användning av en Hitachi S-4800 SEM. Dessutom var råtta aorta glattmuskelceller även odlas i Cellbind 96-brunnsplattor som en kontrollgrupp (Corning) i Dulbecco s Modified Eagle Medium (ATCC).
- För testning cellviabiliteten, celler (både endotelceller och glatta muskelceller) såddes vid 10 5 celler / brunn i brunnar innehållande ren NiTi, 1 sccm eller 4 sccm Gr-NiTi-substrat, där den angivna sccm motsvarar metanflödet används i CVD tillväxt av grafen. Celler odlades under den önskade tidsperioden i en inkubator vid 37 ° C och 5% CO 2, utbyta medier varannan dag.
- Vid slutet tidpunkt var mediet avlägsnades och färskt medium innehållande 0,5 mg / ml tiazolyl tetrazolium bromid (eller MTT erhållen från Sigma) sattes till varje brunn. Cellerna inkuberades sedan under ytterligare 3 timmar. För MTS-analys, var mediet avlägsnas vid den sista tidpunkten och ersattes med 120 pl av MTS arbetslösning (Cell Nivå 96 vattenhaltig, Promega) och inkuberades under 3 timmar.
- Därefter blev mediet försiktigt bort och 100 ml dimetylsulfoxid (Sigma) tillsattes till varje brunn. Efter allovinge 10 min för de MTT kristallerna att upplösa, lösningen överfördes till en annan brunn platta. För MTS-analys, var ingen dimetylsulfoxid sattes till brunnarna. Well innehåll flyttades till en ny platta.
- Absorbans avlästes vid 490 nm och den procentuella viabilitet bestämdes genom normalisering absorbansen den genomsnittliga absorbansen för den orörda NiTi provet. Minst fem upprepningar gjordes för varje provtyp.
3. Konfokalmikroskopi Studier av cellmorfologin
- För konfokal avbildning av glatta aorta från råtta muskelceller, togs substrat placerades i en 8-kammare slid (Thermo Scientific). Cellerna såddes vid 25.000 celler / kammare och inkuberades under 3 dagar vid 37 ° C och 5% COj 2.
- Cellerna fixerades på substratet med 4% formaldehyd i fosfatbuffrad saltlösning under 20 min.
- Permeabiliserades med 0,1% Triton-X under 1 min.
- Aktin färgades med Alexa Fluor 488 falloidin (LIFe Technologies). 100 pl alexafluor 488 falloidin vid 200 enheter / ml i metanol sattes till 1,9 ml fosfatbuffrad saltlösning. Celler färgades med 250 pl alexafluor 488 falloidin under 45 minuter och tvättades sedan två gånger med fosfatbuffrad saltlösning.
- Kärnor monterades med VectaShield fluorescerande montering medium innehållande DAPI (Vector Laboratories). Konfokala bilder samlades in med en Nikon Confocal TI. En kammare ympades med celler utan substrat användes som en kontroll.
4. Protein Adsorption Studier
- Substrat dimensioner mättes med skjutmått innan du startar protein adsorption experiment. Tre mätningar gjordes för varje sida av de approximativt kvadratiska prover och medelvärdet för att få längd och bredd.
- Varje prov, orörda NiTi, 1sccm och 4sccm Gr-NiTiwere inkuberades med 1 mg / ml albumin i fosfatbuffrad saltlösning (PBS) eller 1 mg / ml fibrinogen i PBS vid rumstemperatur temperatur under 3 timmar.
- Lika prover kombinerades i ett mikrocentrifugrör med 200 pl reducerande provbuffert och kokades under 5 min.
- Proverna späddes i en Tris / glycin / SDS-buffert (Bio-Rad) och kördes genom en 4-15% Tris-polyakrylamidgelelektrofores (Bio-Rad) vid 90 V under 100 min.
- Geler färgades sedan med SYPRO Red. Späd SYPRO Röd (Life Technologies) stamlösning vid 1:5000 i 7,5 v / v% ättiksyra. Stain geler under 60 min.
- Bild geler med en Flourchem SP (Alpha Innotech). Fluorescensintensitet kvantifierades med ImageJ programvara. Fluorescensintensitet från varje prov normaliserades genom den totala ytan av substrat och fibrinogen adsorption jämfördes till albumin adsorption.
5. Western blotting för proteinexpression
- Western blöt utfördes för att analysera den totala aktin i glatt råtta aorta muskelceller. Celler såddes vid 10.000 celler / substrat i en 96-well plattan.
- Celler odlades i tre dagar innan avlägsnande medier. Totalt protein extraherades med RIPA-buffert och en standard BCA-analys (Lamda) utfördes för att kvantifiera totalt protein.
- Prover späddes till samma koncentration i RIPA och därefter kokas i en reducerande provbuffert under 5 min.
- Proteiner separerades med en 4-15% Tris-polyakrylamidgel genom elektrofores vid 90 V under 100 min. En kaleidoskop proteinstandard (Bio-Rad) användes för att bedöma protein molekylvikt.
- Proteiner överfördes till ett PVDF-membran och blockerades med en 1% fettfri torrmjölk (Bio-Rad)-lösning.
- Totalt aktin märkt med en kanin-anti-rått-aktin-antikropp (Sigma). En BM kemiluminescent sats (Roche) användes för att detektera den primära antikroppen. Membran avbildas med FlourChem SP bildutrustning och fluorescerande intensitet mättes med ImageJ programvara. Fluorescensintensitet normaliserades genom att jämföra med priStine NiTisample.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
. Figur 1 a) CVD vuxit polykristallin grafen på Cu folie härmar kornen metall kristall (skala bar: 10 pm). b) Ramanspektrum av 1 sccm (4 sccm) grafen visar intensiv (relativt svagare) G bandet indikerar monolager (några lager) natur som förberedda grafen. c) AFM bild av grafen överförs till NiTi visar en ojämnhet ~ 5 nm. Skala bar = 500 nm.
Figur 2 Konfokala optisk mikroskopi bilder för SMC som odlas på a) kontroll glasskiva, b) orörda NiTi, C) 1 SCCM Gr-NiTi och d) 4 sccm Gr-NiTi substrat (skalstock:. 50 pm).
Figur 3. A) MTT-analys visar att GR-NiTi substrat (1 och 4 sccm) inte uppvisar en signifikant skillnad i SMC cellviabilitet relativt orörda NiTi. B.) MTS-analys visar att 3 dagars cellviabilitet för RAECs var inte signifikant annorlunda än kontrollerna.
Figur 4. Skanna bilder elektronmikroskopiska för RAECs odlas a) ren NiTi, b) 1 sccm Gr-NiTi och c) 4 sccm Gr-NiTi substrat visar att grafen beläggningar leder till bättre sfärisk cellmorfologin av RAECs. Skala bar = 10 | im.
Figur 5. A) fibrinogen / Albumin förhållande för orörda NiTi, GR-NiTi (1 och 4 SCCM prov). B) Energi nivå diagram för fibrinogen och elektronisk täthet av stater för grafen visar utjämning av Fermi-nivån. En elektronöverföring från fibrinogen till Gr-NiTi är endast möjligt från de ockuperade elektroniska tillstånden hos fibrinogenmolekylen i tomma elektroniska tillstånd av Gr-NiTi på samma energinivå. Både enkel-och få-lager grafen är semi-metaller vid rumstemperatur med låg densitet av stater på EF vilket resulterar i en svag (jämfört med nakna nitinol) laddningsöverföring från fibrinogen till grafen.
Figur 6. Grafen uppvisar inte några förändringar i G-bandet LineShape eller frekvens indikerar avsaknad av laddningsöverföring från plasmaproteiner. Den deconvoluted toppar som erhållits från kurvanpassning visas i svart.
Figur 7. A) Grafen belagd del av en Cu öre utsätts för 5% H 2 O 2 förblir oförändrad medan den obetäckta delen är missfärgad. B) Ingen förändring i G-bandet frekvens observerades i vårt in situ Raman studier av Gr- NiTi nedsänkt i 70% HNO 3 bekräftar hållbarheten av grafen beläggningar. c) etch tid för Cu i CE 100 lösningsmedel fördubblas när Cu är belagd med grafen (som i Gr-NiTi) anger ogenomtränglighet av grafen membran.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Biokompatibilitet och cytotoxicitet: kemisk förångningsdeposition (CVD) gav polykristallina grafen prover som härmade Cu kristallkorn, som visas i figur 1a. Vi använde Raman-spektroskopi för att bekräfta närvaron av monoskiktet (få skikt) grafen på 1 sccm (4 sccm) prover (se figur 1b). Uppenbarligen 1 sccm (4 sccm) prover uppvisar intensiv (relativt svagare) G bandet indikerar monolager (få skikt) grafen. Figur 1c visar en atomkraftsmikroskopi (AFM) bild av några lager grafen på NiTi substrat. Våra detaljerade mätningar gav ett värde av ytjämnhet R ^ q = 5 nm för överförda grafen lager (Gr-NiTi). Det är väl känt att den nanostrukturerade yttopografin starkt påverkar cellform och cytoskelett montering i endotelceller och glatt-muskelceller. Dessa cellinjer svarar på de mekaniska påkänningar genom att ändra deras lipid-dubbelskiktfluiditet, som negativt kan påverka protein translokation och inträde aktivatorer som kalcium in i cellerna. Ännu viktigare, kan en ökning i cellmembranet stressen gradient ändra konformation och täthet av cellytreceptorer. För att testa inverkan av grafen beläggning på den stress gradienter av celler, studerade vi den glatta muskulaturen och endotelcell morfologi med mikroskopitekniker.
Såsom visas i figur 2, glatt muskelcell (SMC) morfologi på ren NiTi är icke-sfärisk. Vidare är cellerna glest spridda indikerar svag vidhäftning av SMC till den orörda NiTi. Tvärtom, SMC är tät och sfäriska på GR-NiTi (både 1 och 4 sccm) ytor snarlikt reglersystemet. Grafen beläggning minskar stress gradienter i cellerna genom att tillhandahålla jämnare ytor (framgår låga R q-värden som visas i figur 1c), och därför ger en bättre cellmorfologi.För att mäta cellviabiliteten och spridning utförde vi MTT-analys på SMC odlas på ren och Gr-NiTisubstrates vid 3 och 7 dagar punkter tid. I denna analys är MTT-färg (gul färg) reduceras till formazan-färgämne (lila färg) av de aktiva enzymerna reduktas och därför friska och prolifererande celler (eller materialets cytotoxicitet) kan kvantifieras genom att utföra kolorimetriska mätningar. Som visas i figur 3a, vi observerar inte några väsentliga förändringar i toxiciteten för GR-NiTi substrat efter 3 och 7 dagar. Dessa resultat bekräftar att grafen beläggningarna inte framkalla överskott toxicitet jämfört med den orörda NiTi substrat själva.
Att bekräfta effekterna av grafen beläggning, utförde vi detaljerade elektron experiment mikroskopi avbildning på råtta-aortaendotelceller (se figur 4). Cellerna på orörda NiTi substrat är glesa och avlånga medan de är elliptiskt och dENSE på GR-NiTi substrat. Sådan förbättrad cellmorfologi och densitet befanns vara besläktad med SMC bekräftar minskningen i stressituationer gradienter tillhandahålls av grafen beläggningen. Vidare, mätte vi grafen beläggning cytotoxicitet på RAEC med MTS 3 - (4,5-dimetyltiazol-2-yl) -5 - (3-karboximetoxifenyl) -2 - (4-sulfofenyl)-2H-tetrazolium-analys. Motivet för att använda MTS-analys (i stället för MTT) ligger i dess bättre kompatibilitet med de RAEC tillväxtmedia och villkor. Såsom visas i figur 3b, uppvisade vår MTS-analys på endotelcell mycket god cellviabilitet och tillväxt bekräftar inget överskott toxicitet från grafen beläggningarna även för RAEC. Viktigt, uppvisade både 1 och 4 sccm Gr-NiTi inga signifikanta förändringar i cellproliferation tyder inget beroende av cellmorfologin vid antalet grafen skikt.
Proteinadsorption och hemokompatibilitet: Blodkoagulering i närheten av implantatmaterialet hektarhar varit en av de största hindren i implantatet tekniken sedan 2003. Såsom nämnts tidigare, utlöser implantatmaterialet koagulationskaskaden när det kommer i kontakt med blod. Interaktionen mellan biomedicinska implantat och blod börjar med adsorption av plasmaproteiner (serumalbumin, fibrinogen, osv.) På dess yta. Inledningsvis förekommer rikligt proteiner såsom serumalbumin, flbrinogen och flbronectin adsorberat men senare ersatt av faktorerna XII och hög molekylvikt kininogen. Förhållandet mellan adsorberat flbrinogen och albumin är avgörande vid fastställandet av hemokompatibilitet av biomaterialet. Tidigare ett lågt förhållande av fibrinogen / albumin adsorberat på en biomedicinsk implantatyta har korrelerats med låg trombocytvidhäftning och trombbildning. Såsom visas i figur 5a 1, Gr-NiTi uppvisar låg fibrinogen / albumin förhållande relativt orörda NiTi tyder bättre hemokompatibilitet uppstår från grafen. FIB / alb ratiO var signifikant lägre för både 1 och 4 sccm Gr-NiTi indikerar att hemokompatibilitet av grafen är lagret oberoende.
Det är känt att den elektronöverföring från fibrinogenmolekylen till implantatet är ansvarig för bildningen av fibrin som ett första steg till tromber tillväxt. Såsom visas i figur 5b, uppvisar fibrinogen halvledare liknande densitet elektroniska stater eller DOS (betecknas med p (E)) med en energi gap på 1,8 eV. Fermi-nivåer (EF) av fibrinogen och Gr-NiTi jämvikt vid deras gränsyta. En laddningsöverföring av en elektron per fibrinogen erfordras för bildningen av fibrin på orörd NiTi, och elektronöverföring från fibrinogen-molekylen till Gr-NiTi är endast möjligt från de ockuperade elektroniska tillstånden hos fibrinogenmolekylen i tomma elektroniska tillstånd av Gr-NiTi på samma energinivå. Både enkel-och få-skikt grafen är semi-metaller vid rumstemperatur med en låg p (E) E F. 24 Sålunda är laddningen utbyte ström från fibrinogen till grafen obetydlig (jämfört med nakna nitinol) på grund av låga värden på p (E). Denna inneboende egenskap hos grafen beläggningar är avgörande för att hämma en avgift överföring från fibrinogen (och efterföljande blodpropp).
Vi använde mikro-Raman-spektroskopi för att bekräfta att laddningsöverföringar dynamiken mellan fibrinogen och Gr-NiTi verkligen obetydlig. Raman spektrum av grafen uppvisar flera skarpa drag på grund av resonans effekter. Noterbart uppstår tangentiella bandet (G-band) från den plana vibrationer av kolatomer och har tidigare visat sig vara mycket känsliga för laddningsöverföring. 25 G-bandfrekvens känd uppväxling (nedväxling) när någon acceptor (donator) arter interagerar med grafen genom hålet (elektron) överföring. Viktigt är att LineShape av G-bandet deviates från en symmetrisk Lorentz till en asymmetrisk Breit-Wigner-Fano (BWF) LineShape grund laddningsöverföring. 25 Som väntat, vi observerar inte en förändring i G-bandet frekvens av grafen på adsorption av fibrinogen som bekräftar avsaknaden av laddningsöverföring mellan Gr-NiTi och fibrinogen (Figur 6). Sådan hämning av laddningsöverföring och låg FIB / ALB förhållande indikerar god hemokompatibilitet av grafen beläggningar.
Kemiska inerthet av grafen Coatings: Grafen är känd för att fungera som ett skyddsskikt på grund av dess unika fysikalisk-kemiska egenskaper. Dess sp 2 bikakestruktur gitter ger en naturlig diffusionsbarriär och därför förhindrar urlakning metalljon från implantatmaterialet. Nyligen har grafén använts som en mikroskopisk lufttät ballong 26 och skyddande beläggning för Cu / Ni. Även om stabilitet och täthet av grafen är väl dokumenterade i liter 27turen presenterar vi våra uppgifter om etsning av en Cu mynt i figur 7 att upprepa nyttan och livskraft grafen som implantat beläggningar. Såsom visas i figur 7a, förblir grafen belagda delen av myntet (~ 95% Cu) skyddas från oxidation när de utsätts för H 2 O 2, medan den nakna området av myntet blev missfärgad vid kontakt med 5% H 2 O 2 (se den förstorade optiskt mikroskop bilden i figur 7a).
För att testa hållbarheten av grafen beläggningar, utsatt vi Gr-NiTi substrat till 70% salpetersyra tills NiTi delvis etsas bort. Vår in situ Ramanspektroskopi av Gr-NiTi nedsänkt i HNO 3 visade ingen förändring i D-och G-band av grafen innebär att grafen beläggningen är extremt tålig (figur 7b). Dessutom fann vi att grafen beläggning i Gr-NiTi minskar etsningshastigheten av den underliggande Copper visas i fig. 7c.
Sammanfattningsvis bekräftade våra detaljerade spektroskopiska mätningar bristen på laddningsöverföring mellan grafén och fibrinogen antyder att grafen beläggning hämmar trombocytaktiveringen av implantat. Dessutom uppvisar grafen beläggningar någon betydande in vitro-toxicitet för endotelceller och glatta linjer muskelcell bekräftar deras biokompatibilitet. Vidare var grafen beläggningar visat sig vara kemiskt inert, hållbar och ogenomtränglig i strömmande blodet miljö. Bio-och hemokompatibilitet av grafen beläggningar tillsammans med sin kemiska inerthet, hållbarhet och ogenomtränglighet gör grafen ett unikt material för beläggning biomedicinska implantat. Slutligen kan vi konstatera att vi lyckats överföra grafen ark på enskilda NiTi fibrer, med vilken grafen belagda nät kan tillverkas. Vi har också utvecklat kemiskt exfolierad grafen ark som direkt kan spinnbelades onto den nätliknande stent. Dessutom har våra preliminära experiment visar att det faktiskt är möjligt att odla grafen direkt på NiTi legering.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Inga intressekonflikter deklareras.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Reagent | |||
| Dulbecco's Modified Eagle Medium | ATCC | 30-2002 | |
| Thiazolyl blue tetrazolium bromide | Sigma-Aldrich | M2128 | |
| CellTiter 96 Aqueous One solution cell proliferation assay (MTS) | Promega | G3582 | |
| Dimethyl sulfoxide | Sigma-Aldrich | D8418 | |
| 36.5% formaldehyde | Sigma-Aldrich | F8775 | |
| Triton X-100 | Sigma-Aldrich | T8787 | |
| Alexafluor 488 phalloidin | Life Technologies | A12379 | |
| VECTASHIELD mounting medium with DAPI | Vector Laboratories | H-1200 | |
| Human serum albumin | Sigma-Aldrich | A9511 | |
| Human fibrinogen | |||
| Tris/Glycine/SDS | Bio-Rad | 161-0732 | |
| Ready Gel Tris-HCl Gel | Bio-Rad | 161-1158 | |
| Acetic acid | Sigma-Aldrich | 45726 | |
| SYPRO Red | Life Technologies | S-6653 | |
| Protein low BCA assay | Lamda Biotech | G1003 | |
| Precision Plus Protein Kaleidoscope Standard | Bio-Rad | 161-0375 | |
| Immun-Blot PVDF membrane | Bio-Rad | 162-0177 | |
| Blotting grade blocker non-fat dry milk | Bio-Rad | 170-6404XTU | |
| Anti-actin antibody produced in rabbit | Sigma-Aldrich | A2066 | |
| BM Chemiluminescence Western Blotting kit (mouse/rabbit) | Roche Applied Science | 11520709001 | |
| RIPA buffer | Sigma-Aldrich | R0278 | |
| NiTi (51% Ni, 49% Ti) | Alfa-Aesar | 44953 | |
| Equipment | |||
| Horiba JobinYvon | Raman spectrometer | Dilor XY 98 | |
| Nikon | Confocal microscope | Eclipse TI microscope | |
| Thermoscientific | Plate reader | ||
| Bio-Rad | Power supply | 164-5050 | PowerPac basic power supply |
| Bio-Rad | Electrophoresis cell | 165-8004 | Mini-PROTEAN tetra cell |
| Bio-Rad | Gel holder cassette | 170-3931 | Mini gel holder cassette |
References
- Roy, R. K., Lee, K. -R. Biomedical applications of diamond-like carbon coatings: A review. Journal of Biomedical Materials Research Part B-Applied Biomaterials. 83 B (1), 72-84 (2007).
- Shah, A. K., Sinha, R. K., Hickok, N. J., Tuan, R. S. High-resolution morphometric analysis of human osteoblastic cell adhesion on clinically relevant orthopedic alloys. Bone. 24 (5), 499-506 (1999).
- Huang, N., Yang, P., Leng, Y. X., Chen, J. Y., Sun, H., Wang, J., Wang, G. J., Ding, P. D., Xi, T. F., Leng, Y.
- Gutensohn, K., Beythien, C., Bau, J., Fenner, T., Grewe, P., Koester, R., Padmanaban, K., Kuehnl, P. In vitro analyses of diamond-like carbon coated stents: Reduction of metal ion release, platelet activation, and thrombogenicity. Thrombosis Research. 99 (6), 577-585 (2000).
- Gillespie, W. J., Frampton, C. M. A., Henderson, R. J., Ryan, P. M. The Incidence of Cancer Following Total Hip-Replacement. Journal of Bone and Joint Surgery-British Volume. 70 (4), 539-542 (1988).
- Sperling, C., Schweiss, R. B., Streller, U., Werner, C. In vitro hemocompatibility of self-assembled monolayers displaying various functional groups. Biomaterials. 26 (33), 6547-6557 (2005).
- Mikhalovska, L. I., Santin, M., Denyer, S. P., Lloyd, A. W., Teer, D. G., Field, S., Mikhalovsky, S. Fibrinogen adsorption and platelet adhesion to metal and carbon coatings. Thrombosis and Haemostasis. 92 (5), 1032-1039 (2004).
- Airoldi, F., Colombo, A., Tavano, D., Stankovic, G., Klugmann, S., Paolillo, V., Bonizzoni, E., Briguori, C., Carlino, M., Montorfano, M., Liistro, F., Castelli, A., Ferrari, A., Sgura, F., Mario, C. D. i Comparison of diamond-like carbon-coated stents versus uncoated stainless steel stents in coronary artery disease. American Journal of Cardiology. 93 (4), 474-477 (2004).
- Allen, M., Myer, B., Rushton, N. In vitro and in vivo investigations into the biocompatibility of diamond-like carbon (DLC) coatings for orthopedic applications. Journal of Biomedical Materials Research. 58 (3), 319-328 (2001).
- Butter, R., Allen, M., Chandra, L., Lettington, A. H., Rushton, N. In-vitro Studies of DLC Coatings with Silicon Intermediate Layer. Diamond and Related Materials. 4 (5-6), 857-861 (1995).
- Dearnaley, G., Arps, J. H. Biomedical applications of diamond-like carbon (DLC) coatings: A review. Surface & Coatings Technology. 200 (7), 2518-2524 (2005).
- Dorner-Reisel, A., Schurer, C., Nischan, C., Seidel, O., Muller, E. Diamond-like carbon: alteration of the biological acceptance due to Ca-O incorporation. Thin Solid Films. 420, 263-268 (2002).
- Dowling, D. P., Kola, P. V., Donnelly, K., Kelly, T. C., Brumitt, K., Lloyd, L., Eloy, R., Therin, M., Weill, N. Evaluation of diamond-like carbon-coated orthopaedic implants. Diamond and Related Materials. 6 (2-4), 390-393 (1997).
- Grill, A. Diamond-like carbon coatings as biocompatible materials - an overview. Diamond and Related Materials. 12 (2), 166-170 (2003).
- Hauert, R. A review of modified DLC coatings for biological applications. Diamond and Related Materials. 12 (3-7), 583-589 (2003).
- Windecker, S., Mayer, I., De Pasquale, G., Maier, W., Dirsch, O., De Groot, P., Wu, Y. P., Noll, G., Leskosek, B., Meier, B., Hess, O. M. Working Grp Novel Surface, C., Stent coating with titanium-nitride-oxide for reduction of neointimal hyperplasia. Circulation. 104 (8), 928-933 (2001).
- Zhang, F., Zheng, Z. H., Chen, Y., Liu, X. G., Chen, A. Q., Jiang, Z. B. In vivo investigation of blood compatibility of titanium oxide films. Journal of Biomedical Materials Research. 42 (1), 128-133 (1998).
- Bolz, A., Schaldach, M. Artificial-Heart Valves - Improved Blood Compatibility By PECVD a-SiC-H COATING. Artificial Organs. 14 (4), 260-269 (1990).
- Haude, M., Konorza, T. F. M., Kalnins, U., Erglis, A., Saunamaki, K., Glogar, H. D., Grube, E., Gil, R., Serra, A., Richardt, H. G., Sick, P., Erbel, R., Invest, C. T. Heparin-coated stent placement for the treatment of stenoses in small coronary arteries of symptomatic patients. Circulation. 107 (9), 1265-1270 (2003).
- Suggs, L. J., Shive, M. S., Garcia, C. A., Anderson, J. M., Mikos, A. G. In vitro cytotoxicity and in vivo biocompatibility of poly(propylene fumarate-co-ethylene glycol) hydrogels. Journal of Biomedical Materials Research. 46 (1), 22-32 (1999).
- Clarotti, G., Schue, F., Sledz, J., Benaoumar, A. A., Geckeler, K. E., Orsetti, A., Paleirac, G. Modification of the biocompatible and haemocompatible properties of polymer substrates by plasma-deposited fluorocarbon coatings. Biomaterials. 13 (12), 832-840 (1992).
- Gombotz, W. R., Guanghui, W., Horbett, T. A., Hoffman, A. S. Protein adsorption to poly(ethylene oxide) surfaces. Journal of Biomedical Materials Research. 25 (12), 1547-1562 (1991).
- Ishihara, K., Fukumoto, K., Iwasaki, Y., Nakabayashi, N. Modification of polysulfone with phospholipid polymer for improvement of the blood compatibility. Part 2. Protein adsorption and platelet adhesion. Biomaterials. 20 (17), 1553-1559 (1999).
- Jung, N., Kim, B., Crowther, A. C., Kim, N., Nuckolls, C., Brus, L. Optical Reflectivity and Raman Scattering in Few-Layer-Thick Graphene Highly Doped by K and Rb. ACS Nano. 5 (7), 5708-5716 (2011).
- Rao, A. M., Eklund, P. C., Bandow, S., Thess, A., Smalley, R. E. Evidence for charge transfer in doped carbon nanotube bundles from Raman scattering. Nature. 388 (6639), 257-259 (1997).
- Bunch, J. S., Verbridge, S. S., Alden, J. S., vander Zande, A. M., Parpia, J. M., Craighead, H. G., McEuen, P. L. Impermeable atomic membranes from graphene sheets. Nano Letters. 8 (8), 2458-2462 (2008).
- Chen, S., Brown, L., Levendorf, M., Cai, W., Ju, S. -Y., Edgeworth, J., Li, X., Magnuson, C. W., Velamakanni, A., Piner, R. D., Kang, J., Park, J., Ruoff, R. S. Oxidation Resistance of Graphene-Coated Cu and Cu/Ni Alloy. Acs Nano. 5 (2), 1321-1327 (2011).
