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Jun 23, 2023

Batería flexible

Informes científicos volumen 12,

Scientific Reports volumen 12, Número de artículo: 12356 (2022) Citar este artículo

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Detalles de métricas

En este trabajo, una comunicación de campo cercano (NFC) basada en un microcontrolador de baja potencia interconectada con una celda de combustible híbrida de glucosa abiótica flexible está diseñada para funcionar como un sensor de glucosa sin batería. La celda de combustible de glucosa abiótica se fabrica depositando platino coloidal (co-Pt) en la región anódica y un compuesto de nanopartículas de óxido de plata y nanotubos de carbono de paredes múltiples (Ag2O-MWCNT) en la región catódica. El comportamiento electroquímico se caracteriza mediante voltamperometría cíclica y cronoamperometría. Esta celda de combustible híbrida de glucosa generó un voltaje de circuito abierto de 0,46 V, una densidad de corriente de cortocircuito de 0,444 mA/cm2 y una densidad de potencia máxima de 0,062 mW/cm2 a 0,26 V en presencia de glucosa fisiológica 7 mM. Tras la integración del dispositivo de la celda de combustible híbrida de glucosa abiótica con el módulo NFC, los datos del sistema de monitoreo de glucosa se transmiten con éxito a una aplicación de Android para su visualización en la interfaz de usuario. El voltaje de la celda correlacionó (r2 = 0,989) con la concentración de glucosa (hasta 19 mM) con una sensibilidad de 13,9 mV/mM•cm2.

El monitoreo continuo de la glucosa es la estrategia más efectiva para reducir las complicaciones que pueden surgir de los niveles elevados de glucosa en el cuerpo. Las personas con diabetes deben controlar con frecuencia los niveles de glucosa mediante una prueba de punción en el dedo y/o monitores continuos de glucosa (MCG). Un sensor ideal para monitorear la glucosa en el cuerpo debe exhibir estabilidad a largo plazo y comunicar de forma inalámbrica los cambios transitorios en los niveles de glucosa con el paciente o el cuidador. Los transductores electroquímicos han atraído mucha atención en las últimas décadas en el desarrollo de biosensores basados ​​en glucosa1,2,3. Los transductores electroquímicos convierten la información química o biológica, como la concentración de analitos y la composición general, en una señal eléctrica útil. Además, tienen una amplia gama de beneficios sobre otras técnicas, como ser simples de construir y exhibir un tiempo de reacción rápido con un gran límite de detección, selectividad y sensibilidad4,5,6.

La sensibilidad de los biosensores electroquímicos se ve significativamente mejorada por los materiales conductores utilizados en el diseño del área electroactiva y los nanomateriales se han explorado ampliamente como materiales de detección para aumentar la sensibilidad y el rango lineal de los biosensores electroquímicos7. La mayoría de los biosensores electroquímicos están diseñados para detectar una amplia gama de analitos y generalmente están compuestos por un material sensor de electrodo modificado con un elemento de bioreconocimiento o biorreceptor, como enzimas, anticuerpos o aptámeros8, 9. Nanotubos de carbono de pared simple y multicapa6, 9, los óxidos de metales semiconductores7, 10, los polímeros conductores11,12,13 y el grafeno14 son algunos de los materiales de detección más utilizados. La aplicación de nanopartículas o nanoestructuras, como el platino, el oro y la plata, sigue atrayendo una atención significativa debido a sus excepcionales propiedades electroquímicas15, 16 para mejorar la transferencia directa y rápida de electrones desde el biorreceptor al colector de corriente, así como la eficiencia del biosensor en la ausencia de mediadores17, 18. Estos materiales exhiben una alta relación volumen/superficie y una gran biocompatibilidad y, por lo tanto, son una alternativa atractiva a los biorreceptores para el desarrollo de biosensores para dispositivos portátiles de monitoreo de la salud1, 19,20,21.

Los dispositivos portátiles para el cuidado de la salud se han centrado principalmente en la miniaturización del dispositivo y el funcionamiento inalámbrico (p. ej., Bluetooth y comunicación de campo cercano [NFC])22, 23. Aunque el dispositivo portátil ha utilizado principalmente la tecnología Bluetooth, su gran tamaño y peso pueden afectar la portabilidad22. Alí et al. informó sobre el desarrollo de un dispositivo de monitorización de glucosa implantado que utiliza Bluetooth de baja energía (BLE)24. Los datos de glucosa del sistema se transfieren a través de BLE a una PDA (teléfono inteligente o iPad), que muestra los datos en formato de texto. Esta tecnología tiene cierto éxito en la reducción del consumo de energía de una unidad de energía externa y la unidad implantada. De manera similar, se construyó un sistema de monitoreo de nivel de glucosa en sangre basado en una red de área corporal inalámbrica utilizando un glucómetro, un Arduino Uno y un módulo Zigbee y se utilizó un sitio web para lograr el monitoreo remoto de glucosa25. Sin embargo, debido al alto consumo de energía de la placa Arduino Uno y el módulo Zigbee, el sistema no es energéticamente eficiente. Para abordar esta limitación, otros han empleado un transmisor externo para conectar y cargar el sensor de glucosa de forma inalámbrica con la función Bluetooth y la aplicación para teléfonos inteligentes26. Además, se han propuesto dispositivos basados ​​en NFC para mejorar la comodidad del cuerpo debido a sus ventajas de no tener batería y ser inalámbricos27, 28. Se han demostrado varias aplicaciones basadas en NFC, incluida la detección colorimétrica del sudor26, dispositivo "similar a la piel" para monitorear el corazón variabilidad de la tasa (HRV)27, dosímetro ultravioleta epidérmico28, oximetría de pulso29, lentes de contacto inteligentes30 y tatuaje electrónico inalámbrico18.

En este trabajo, presentamos un sistema de monitoreo de glucosa inalámbrico sin batería flexible impreso que comprende una celda de combustible híbrida abiótica de glucosa y un módulo inalámbrico sin batería que utiliza tecnología NFC. Los electrodos anódicos y catódicos desarrollados están decorados con compuestos de co-Pt y Ag2O-MWCNT, respectivamente. El voltaje generado a partir de la celda de combustible híbrida abiótica desarrollada se correlaciona con la glucosa y sirve como señal analógica para la transferencia de datos del módulo NFC a una aplicación de teléfono inteligente portátil. El módulo de transferencia de datos utilizó un microcontrolador de baja potencia (MSP 430) que se habilita mediante un teléfono inteligente con antena NFC que recibe los respectivos datos instantáneos de voltaje de la celda de combustible híbrida abiótica. Se implementa una aplicación de teléfono inteligente desarrollada para comunicar los datos entre el dispositivo NFC y el teléfono inteligente para la visualización del usuario final y el teléfono inteligente proporciona la energía necesaria para la transmisión de datos. El sistema fabricado tiene el potencial de usarse como una herramienta para permitir que el paciente registre y controle los niveles de glucosa con la marca de tiempo adecuada y otras variables para manejar mejor la enfermedad. Además, la aplicación para teléfonos inteligentes puede mejorar la conveniencia de la atención médica portátil al proporcionar información de salud personalizada a través de dispositivos móviles (por ejemplo, teléfonos inteligentes y tabletas).

La Figura 1 ilustra esquemáticamente el sistema de monitoreo de glucosa basado en la celda de combustible abiótico, el módulo NFC y la aplicación para teléfonos inteligentes. El material del sustrato del electrodo se imprimió en nanocelulosa bacteriana en oblea de tereftalato de polietileno utilizando tinta dorada NGP-J y una impresora de materiales Fujifilm Dimatix 2850 equipada con un cartucho DMC-11610 (tamaño de gota de 10 pL) siguiendo el método informado anteriormente18. Brevemente, el ánodo y el cátodo de Au impresos se modificaron con platino coloidal (co-Pt) y nanopartículas de óxido de plata-nanotubos de carbono de pared múltiple (Ag2O-MWCNT), respectivamente, y se recubrieron con Nafion. El ánodo de co-Pt electrocatalítico combinado con el cátodo de óxido de plata de sacrificio juega un papel importante en el uso de la celda de combustible híbrida como dispositivo de monitoreo de glucosa, ya que el voltaje eléctrico se correlaciona con la concentración de glucosa y, por lo tanto, funciona como un sensor de glucosa16, 31. La reacción de oxidación-reducción (redox) de la celda de combustible híbrida abiótica es la siguiente:

Una ilustración esquemática del sistema inalámbrico de monitoreo de glucosa que comprende una celda de combustible híbrida de glucosa abiótica, un módulo NFC y una aplicación de teléfono inteligente. La celda de combustible híbrida de glucosa abiótica se construye utilizando ánodo de platino coloidal (co-Pt) (a) y cátodo de nanopartículas de óxido de plata (Ag2O)-nanotubos de carbono (MWCNT) (b).

en el que el Ag2O puede regenerarse lentamente a través de la exposición al aire/oxígeno a temperatura ambiente18. La celda de combustible de glucosa abiótica ensamblada se conectó al módulo NFC (TI RF430FRL152H) para transmisión inalámbrica.

Como se muestra en la Fig. 2A, el funcionamiento del dispositivo se divide en dos partes: (1) la interfaz inalámbrica que comprende el chip NFC y la bobina para la comunicación inalámbrica con el teléfono inteligente y (2) la interfaz de celda de combustible híbrida de glucosa abiótica con el chip NFC que lee la señal analógica en valores ADC sigma-delta de 14 bits. Un lector NFC, como un teléfono inteligente, se acerca al módulo NFC para alimentar el dispositivo y obtener los datos transferidos del módulo NFC. Aquí se acopló una resistencia (R1 = 100 kΩ) para conectar el sistema de celda de combustible y sirvió como resistencia de referencia. Los condensadores C1 (9 pF) y C2 (0,1 μF) sirvieron como condensador de resonancia para el ajuste de la frecuencia de resonancia del sistema NFC y como condensador de desacoplamiento para la eliminación de ruido, respectivamente. Con la conversión de señal análoga a digital anterior en el microcontrolador de baja potencia, los datos adquiridos se transfieren al teléfono inteligente a través de comunicación de campo RF y se convierten mediante un algoritmo personalizado basado en los datos de calibración de glucosa. Se desarrolla una interfaz de usuario mediante la incorporación de otras características como la edad, la altura, el peso, etc. para permitir el seguimiento futuro de cambios abruptos que podrían conducir a la gravedad de la enfermedad. El algoritmo se desarrolló en JAVA usando múltiples scripts para permitir la extracción de funciones adicionales para mostrarlas en un teléfono inteligente. La aplicación actual de Android se centró en la adquisición de datos en tiempo real, proporcionando sellos de fecha y hora, y una opción de vista gráfica para la visualización de datos. La Figura 2B muestra el sistema de detección física aplicado a la piel para aplicaciones portátiles.

(A) Esquemas del sistema de monitoreo de glucosa que comprende una celda de combustible híbrida de glucosa y un módulo inalámbrico basado en NFC. Inserto de imagen: configuración experimental. (B) El sistema de detección física aplicado a la piel.

Para cuantificar la respuesta a la glucosa con la celda de combustible híbrida de glucosa abiótica construida, se realizó voltamperometría cíclica (CV) para el ánodo de co–Pt con un área de superficie de 1,178 cm2 en solución tampón de fosfato (PBS) 0,1 M que contenía glucosa 7 mM bajo diversas condiciones. velocidades de exploración que van desde 20 a 100 mV/s para determinar si la reacción electroquímica está dominada por control de difusión o control de superficie (Fig. 3A). Se utilizó una ventana de potencial de -0,7 a 0,8 V. La Figura 3B muestra que la corriente máxima de oxidación correspondiente aumentó con el aumento de la velocidad de exploración y se encuentra que está linealmente correlacionada con la raíz cuadrada de la velocidad de exploración y, por lo tanto, está controlada por difusión. El ánodo de co-Pt Au nanoestructurado exhibió un área de superficie efectiva, y la reacción controlada por difusión observada puede confirmarse mediante la ecuación de Randles-Sevcik, donde los electrones se transfieren fácilmente entre la solución de electrolito y la superficie del electrodo32. La electrooxidación de la glucosa es posible gracias a la transferencia de electrones que se produce en la superficie de oro co-Pt en presencia de glucosa. El pico de oxidación resultante exhibió una mayor densidad de corriente alrededor de 1,435 mA/cm2 en comparación con la densidad de corriente de 0,85 mA/cm2 en ausencia de glucosa. Esto muestra que el co-Pt exhibe un efecto catalítico en la oxidación directa de la glucosa. El compuesto Ag2O-MWCNT se usa como aceptor de electrones en la celda de combustible híbrida como se muestra en la ecuación. (2). Ag2O se reduce a Ag en el aire con un potencial de inicio de 0,231 V. Además, este cátodo de sacrificio de Ag2O se puede regenerar lentamente mediante la exposición al aire/oxígeno en PBS a temperatura ambiente. La voltamperometría de barrido lineal se utiliza para obtener las características de rendimiento de la celda de combustible híbrida abiótica. Se obtiene un voltaje de circuito abierto de 0,46 V, una densidad de corriente de cortocircuito de 0,444 mA/cm2 y una densidad de potencia máxima de 0,062 mW/cm2 a 0,26 V en presencia de glucosa fisiológica 7 mM, lo que indica una transferencia de electrones exitosa para el co- Electrodos de Pt y Ag2O-MWCNTs.

(A) Caracterización del ánodo de co-Pt Au por voltamperometría cíclica a varias velocidades de barrido en PBS 0,1 M que contiene glucosa 7 mM. (B) Relación lineal correspondiente entre las corrientes máximas anódicas y la raíz cuadrada de la velocidad de exploración.

La cronoamperometría del ánodo co-Pt Au se realizó en electrolito de soporte de tampón de fosfato 0,1 M con agitación constante y seguida de la adición consecutiva de glucosa a un potencial aplicado de -100 mV. La figura 4A muestra los amperogramas en escalera por pasos tras la adición sucesiva de glucosa. Tras la adición de la alícuota de glucosa, la corriente de oxidación aumentó casi instantáneamente a una corriente de oxidación de estado estacionario en 3 s. La rápida respuesta del sensor se debe a la actividad catalítica del co-Pt, en la que los electrones se transportan inmediatamente a la superficie del electrodo desde el electrolito de glucosa33. Las corrientes de oxidación aumentaron con el aumento de la concentración de glucosa. La Figura 4B muestra que la curva de calibración correspondiente muestra una relación lineal hasta glucosa 40 mM (r2 = 0,989) con una sensibilidad de 0,795 mA/mM•cm2. Los analitos competitivos y no competitivos coexisten con la glucosa y se oxidan fácilmente. Los analitos que interfieren en los fluidos biológicos son al menos 10 veces más bajos que los de la glucosa. La Figura 5 muestra la curva de respuesta actual tras la adición de glucosa (0,5 mM, 1 mM y 3 mM) y 1 mM de analitos de interferencia competitivos y no competitivos (ácido úrico, ácido ascórbico, paracetamol, galactosa, fructosa y maltosa) en el potencial impreso de -0,1 V. La corriente de respuesta aumentó bruscamente y alcanzó un estado estacionario para la glucosa. Se observó que las respuestas actuales para ácido úrico, ácido ascórbico, paracetamol, galactosa, fructosa y maltosa eran insignificantes5. Estos resultados indican una buena selectividad del co-Pt, que se atribuye al recubrimiento de nafion y la especificidad habilitada por el co-Pt.

(A) Cronoamperometría de co–Pt tras adiciones sucesivas de glucosa (potencial aplicado: − 0,1 V) en PBS 0,1 M pH 7,4. (B) Curva de calibración correspondiente. Barras de error: ± desviación estándar de mediciones por triplicado.

Perfil de respuesta actual (i) de los analitos que interfieren en el ánodo de co–Pt tras la adición de glucosa 0,5 mM, 1 mM y 3 mM y 1 mM de analitos que interfieren al potencial aplicado: − 0,1 V en PBS 0,1 M pH 7,4.

El TI RF430FRL152H utiliza una comunicación NFC/RFID para transmitir datos de forma inalámbrica en distancias cortas que suelen oscilar entre 1 y 5 cm34. El NFC es un chip transpondedor RFID pasivo de 13,56 MHz que contiene una interfaz RFID compatible con ISO 15,693 e ISO 180,003, así como un microcontrolador programable de 16 bits MSP430 con memoria ferroeléctrica de acceso aleatorio (FRAM) integrada de 2 KB y sigma-delta analógico. interfaces de convertidor a digital (ADC). El módulo NFC se implementó a medida que explora la inducción electromagnética entre dos inductores de tipo bobina, donde la potencia inducida se maximiza al hacer coincidir la frecuencia de resonancia de las dos bobinas en el dispositivo NFC y el lector (por ejemplo, un teléfono inteligente), respectivamente35, 36. Superior la inductancia es necesaria para una inducción de potencia magnética más fuerte, que está dictada principalmente por el número de vueltas37. Debido a que un mayor número de vueltas requiere una dimensión mayor, la miniaturización del dispositivo y la alta potencia magnética son mutuamente excluyentes. La antena utilizada tiene 5 vueltas con 0,5 mm de separación entre vueltas adyacentes. Además, el lector de NFC no solo sirve como fuente de alimentación para el dispositivo NFC, sino que también puede leer datos del mismo38, 39. En este caso, un teléfono inteligente habilitado para NFC puede alimentar el dispositivo NFC40, 41. Los electrodos del abiótico La celda de combustible híbrida de glucosa conectada al módulo NFC se sumergió en una solución de glucosa saturada de aire. La transmisión de potencia inició la medición y el tiempo necesario para recibir los datos transmitidos fue inferior a 2 s. El voltaje generado por la celda de combustible híbrida de glucosa abiótica se transmite a través del módulo NFC, que luego convierte la señal analógica de voltaje en una señal digital para señales de bajo voltaje de 0.0 a 0.9 V. La conversión ADC sigma incorporada de la señal recolectada es luego transmitido a un teléfono inteligente a través de comunicación de campo de radiofrecuencia (RF) para permitir que el algoritmo de correlación de glucosa desarrollado calcule e informe el valor de glucosa detectado. Estos datos se procesan aún más para proporcionar informes en tiempo real. Por lo tanto, la NFC permitió las mediciones inalámbricas de la celda de combustible híbrida de glucosa abiótica electroquímica.

El dispositivo NFC tiene una memoria FRAM integrada, universal y no volátil para almacenar código de programa o datos de usuario, como datos de calibración y medición. El ADC sigma-delta de 14 bits incorporado tiene un extremo frontal analógico que incluye un amplificador de ganancia programable para que la señal de entrada no alcance los límites superiores de la potencia de entrada. El modulador sigma-delta escanea la señal de entrada analógica y reduce el ruido a frecuencias más bajas. En este caso, el ADC incorporado permitió la conversión analógica a digital de alta resolución de las lecturas del sensor capturadas con una frecuencia de muestreo de hasta 2 kHz. Utilizamos un teléfono inteligente Google Pixel 3a como lector de NFC debido a su compatibilidad con el módulo ISO/IEC 15693 para admitir la comunicación sin contacto a través de la interfaz analógica35. El Google Pixel 3a con capacidad ISO/IEC 15693 se configuró para que el dispositivo funcione y cuando el dispositivo completa la cantidad configurada de escaneos del sensor, se apaga solo. El dispositivo NFC se puede reiniciar aplicando un campo RF nuevamente.

El voltaje suministrado al circuito NFC por la celda de combustible híbrida de glucosa abiótica se registra y transmite de forma inalámbrica. Los datos recibidos se almacenan en formato bruto que se alimenta a través de las salidas del modulador, es decir, a alta frecuencia y velocidad de salida de 1 bit38. Se utiliza una función de filtro digital de paso bajo para atenuar el ruido de alta frecuencia, lo que da como resultado una señal de alta resolución de la celda de combustible híbrida de glucosa abiótica. El procesamiento se logró utilizando una herramienta de desarrollo basada en Android Studio, en la que se desarrolló un algoritmo personalizado para tomar los datos guardados y categorizarlos en las tres entradas ADC que están disponibles en el microcontrolador MSP430. El microcontrolador está codificado para leer las señales de voltaje analógicas de la celda de combustible en respuesta a la adición consecutiva de glucosa en mg/dL. El gráfico de línea de regresión de mejor ajuste (Fig. 6) muestra una correlación lineal entre el valor del voltaje de la celda de combustible y el nivel de glucosa (1–19 mM) con un coeficiente de correlación, r2 = 9893. Esta correlación lineal permite calcular el nivel de glucosa a través de la ecuación lineal: y = 13.885x + 211.18. La figura complementaria S1 muestra un ejemplo del script utilizado para convertir los valores digitales en las respectivas concentraciones de glucosa. Los datos registrados se almacenan en la base de datos en tiempo real de firebase junto con la marca de tiempo y los parámetros de entrada del usuario. La base de datos de firebase es un almacenamiento en la nube basado en NoSQL que permite el acceso a los datos en diferentes plataformas. La base de datos se puede usar sin conexión y para capturar los datos en la memoria del dispositivo y sincronizarlos después de volver a conectarse a Internet. Parámetros como la edad, la altura, el peso y la marca de tiempo son parámetros importantes que eventualmente se pueden usar para brindar un mejor control de la diabetes en términos del riesgo de alcanzar los límites superior o inferior de los rangos glucémicos.

Relación lineal voltaje-glucosa de celda de combustible híbrida de glucosa.

Las medidas tomadas por el microcontrolador se envían al teléfono inteligente para su visualización. Se crea la aplicación (.apk) con el nombre de "Ensamblar" y la GUI principal de la aplicación creada se muestra en la Fig. 7A con los parámetros de entrada del usuario y el valor de glucosa obtenido del sistema de monitoreo de glucosa. La Figura 7B proporciona una captura de pantalla del almacenamiento de datos en la base de datos en la nube de firebase. A cada usuario se le asigna una identificación de usuario generada automáticamente y la medición en tiempo real se registra en la base de datos almacenada bajo la identificación de usuario específica. La pila de combustible híbrida de glucosa conectada al circuito NFC mantiene una tensión de salida entre 0,22 y 0,7 V durante su funcionamiento. Registramos la salida de concentración de glucosa del sistema de monitoreo de glucosa en función del tiempo luego de la adición sucesiva de glucosa usando la aplicación de teléfono inteligente y la Fig. 7C muestra la estabilidad en la respuesta del sistema en PBS 0.1 M durante 17 min. La respuesta del sistema de monitorización de glucosa tras la adición sucesiva de concentraciones variables de glucosa (0,25–10 mM) se mantuvo estable hasta que se añadió la siguiente alícuota después del período de 2 min, después de lo cual su rendimiento se disparó inmediatamente seguido de una disminución gradual después de ~ 30 s para alcanzar un nivel de estado estacionario. La imagen insertada proporciona una detección de glucosa de prueba de concepto. Este resultado confirma que el sistema inalámbrico de monitoreo de glucosa es prometedor y deseable para las aplicaciones de monitoreo de glucosa.

(A) Interfaz de teléfono inteligente para captura de glucosa y otras características independientes (B) Base de datos en la nube Firebase Realtime. (C) Perfil de estabilidad del sistema de control de glucosa que funciona con una concentración creciente de glucosa [0,25–10 mM] en PBS 0,1 M pH 7,4. Insertar imagen: Sistema de detección física expuesto a solución estándar de glucosa (7 mM).

En el manejo de la glucosa, se ha observado variabilidad en los niveles generales de glucosa en ayunas y en los niveles de glucosa en individuos con diabetes en comparación con individuos normoglucémicos o prediabéticos39. Los términos 'hiperglucemia' e 'hipoglucemia' se usan tradicionalmente para describir los niveles de glucosa que son 'demasiado altos' o 'demasiado bajos', respectivamente, en el control de la diabetes tipo 1 y tipo 240, 41. Este escenario se muestra en la figura complementaria S2, donde el sistema de monitoreo de glucosa está expuesto a varias concentraciones de glucosa generadas usando un generador de números aleatorios para imitar las respuestas glucémicas. Algunas de las respuestas fueron lo suficientemente altas y bajas como para caracterizarse como hiperglucemia o hipoglucemia. Para el autocontrol de la glucosa, las líneas rojas proporcionan el límite de umbral inferior y superior en el que mantener las fluctuaciones de glucosa y las fluctuaciones persistentes por encima o por debajo de estos umbrales a lo largo del tiempo pueden dar lugar a la hospitalización42. Estos resultados demuestran que el sistema inalámbrico de monitoreo de glucosa sin batería puede detectar cambios transitorios en el nivel de glucosa y rastrear los parámetros relacionados con el peso y el estrés que afectan la glucosa en sangre. El sistema de monitoreo de glucosa desarrollado tiene el potencial de permitir la responsabilidad del usuario en el autocontrol de la glucosa y realizar los cambios necesarios en el estilo de vida para mejorar la atención.

En resumen, desarrollamos un sistema de monitoreo de glucosa inalámbrico sin batería flexible de prueba de concepto que comprende una celda de combustible híbrida de glucosa abiótica, un módulo NFC y una aplicación de teléfono inteligente. El marco de la aplicación incluía un seguimiento de glucosa personalizado. La celda de combustible híbrida de glucosa generó un voltaje de circuito abierto de 0,46 V, una densidad de corriente de cortocircuito de 0,444 mA/cm2 y una densidad de potencia máxima de 0,062 mW/cm2 a 0,26 V en presencia de glucosa fisiológica 7 mM. Se observó un rango lineal de glucosa de 1 a 19 mM con una sensibilidad de 13,9 mV/mM•cm2 para el sistema de control de glucosa. La inclusión del módulo inalámbrico NFC con capacidad de conversión ADC permitió que la detección del voltaje de la celda de combustible en respuesta a la glucosa se convirtiera en una salida digital para una aplicación de teléfono inteligente. La aplicación para teléfonos inteligentes fue diseñada para registrar los datos generados por el sistema de monitoreo de glucosa y brindar una visualización en tiempo real de los datos medidos. Demostramos el funcionamiento exitoso del sistema de monitoreo de glucosa para generar lecturas de glucosa estables y responder a cambios transitorios en el nivel de glucosa. Además, una detección sistemática de fluctuaciones glucémicas altas permitiría la identificación temprana de personas en riesgo de complicaciones evitables de la diabetes. La prevención de las complicaciones de la diabetes aumenta la calidad de vida de los pacientes y reduce la carga financiera de los gastos de atención médica. El trabajo futuro incluirá la creación de un paquete de software predictivo para uso clínico, así como la exploración del sistema en fluidos biológicos.

Nitrato de plata, polietilenglicol 3000 (PEG), hidróxido de sodio, glucosa D (+), fosfato de potasio monobásico, azida de sodio, ácido úrico, ácido ascórbico, paracetamol, galactosa, fructosa, maltosa y Nafion se obtuvieron de Sigma-Aldrich. La solución de platinado se adquirió de YSI Inc., y la tinta de nanopartículas de oro NGP-J se adquirió de Iwatani Corporation of America. El nanotubo de carbono de paredes múltiples NINK-1000 se obtuvo de Nanolab, Inc. La nanocelulosa bacteriana (BNC) se sintetizó usando el método informado anteriormente utilizando el cultivo de Gluconacetobacter xylinus (ATCC 10245) en hidrosulfito de medio de sodio (medio HS)18. Todas las soluciones se prepararon con 18,2 MΩ-cm de agua Milli-Q. El contraelectrodo de platino, el electrodo de referencia Ag/AgCl y el potenciostato PalmSense4 se compraron a BASI Inc. Texas Instruments (TI) El circuito integrado (IC) de transpondedor RFID RF430FRL152H se compró a Digi Key Electronics y un Google Pixel 3A sirvió como dispositivo de teléfono inteligente.

Todas las mediciones electroquímicas (voltametría cíclica y cronoamperometría) se realizaron utilizando la estación de trabajo electroquímica Palmsense4. La celda electroquímica consta de un sistema convencional de tres electrodos en el que se utilizó el electrodo modificado impreso en oro como electrodo de trabajo, el electrodo Ag/AgCl (3 M KCl) como electrodo de referencia y un electrodo de platino como contraelectrodo para caracterizar el electrodo en Tampón de fosfato de potasio 0,1 M (pH 7,4) que contiene varias concentraciones de glucosa. Todos los experimentos electroquímicos se llevaron a cabo a temperatura ambiente (25,0 ± 0,5 °C) utilizando una celda electroquímica.

Brevemente, el ánodo de Au impreso se modificó mediante electrodeposición de platino coloidal (co-Pt) utilizando una solución de platinización YSI a un potencial aplicado de -225 mV frente a Ag/AgCl durante 1500 s. El cátodo de Au impreso se modificó con nanopartículas de óxido de plata-nanotubos de carbono de paredes múltiples (Ag2O-MWCNT). Las nanopartículas de Ag2O se sintetizaron a partir de una solución de PEG y nitrato de plata a 75 °C y pH 9,8 durante 1 h. Se mezcló una solución de MWCNT con las nanopartículas de Ag2O mediante ultrasonidos para obtener los Ag2O-MWCNT depositados en la superficie de oro impresa. El ánodo y el cátodo de Au impresos nanoestructurados se recubrieron con Nafion para separar el ánodo y el cátodo y se emplearon para mejorar la estabilidad del nanocompuesto, así como para detectar selectivamente los analitos que interfieren. Los electrodos construidos se ensamblan uniendo las almohadillas de unión mediante pegamento de carbono a un alambre de tungsteno, que luego se selló con pegamento para alambre. La eficiencia catalítica de la celda de combustible híbrida de glucosa abiótica se mejoró utilizando el ánodo y el cátodo nanoestructurados. La celda de combustible de glucosa abiótica ensamblada se conectó al módulo NFC (TI RF430FRL152H) para transmisión inalámbrica. El inserto de imagen de la figura 2 muestra la configuración experimental general. El estudio corporal se realizó según un protocolo aprobado por la junta de revisión institucional (IRB) de la Universidad Old Dominion (IRB19065965). Todos los experimentos se realizaron de acuerdo con las pautas y regulaciones. Todos los participantes leyeron el documento de descripción del estudio y dieron su consentimiento informado por escrito antes de participar. Además, los participantes completaron un cuestionario de evaluación de la salud para garantizar la ausencia de afecciones cardíacas o pulmonares, u otras afecciones que puedan alterar su capacidad para hacer ejercicio y sudar.

Los conjuntos de datos utilizados y/o analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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Descargar referencias

La investigación presentada en este artículo fue apoyada por el Premio de la Fundación Nacional de Ciencias #1921364 y ​​#1925806.

Centro de Bioelectrónica, Departamento de Ingeniería Eléctrica e Informática, Universidad Old Dominion, Norfolk, VA, 23528, EE. UU.

Masacre de Saikat Banerjee y Gymama

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SB y GS escribieron el texto principal del manuscrito y SB realizó los experimentos. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Correspondencia a Gymama Slaughter.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Banerjee, S., Slaughter, G. Sistema inalámbrico flexible de monitoreo de glucosa sin batería. Informe científico 12, 12356 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-16714-1

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Recibido: 28 de marzo de 2022

Aceptado: 14 julio 2022

Publicado: 19 julio 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-16714-1

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