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Jul 03, 2023

Reciclaje de discos compactos para aplicaciones bioelectrónicas flexibles y extensibles

Volumen de comunicaciones de la naturaleza

Nature Communications volumen 13, Número de artículo: 3727 (2022) Citar este artículo

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Los desechos electrónicos son un problema global provocado por la corta vida útil de los productos electrónicos. Los métodos viables para aliviar el sistema de eliminación inundado mediante la reutilización de la enorme cantidad de desechos electrónicos siguen siendo difíciles de alcanzar. Inspirado por la necesidad de soluciones sostenibles, este estudio dio como resultado un enfoque multifacético para reciclar discos compactos. Las placas que alguna vez fueron omnipresentes se pueden transformar en biosensores estirables y flexibles. Nuestros experimentos y prototipos avanzados muestran que se pueden desarrollar biosensores eficaces e innovadores a bajo costo. Un cortador mecánico artesanal asequible permite marcar patrones predeterminados en el metal reciclado, un primer paso esencial para producir dispositivos electrónicos portátiles y estirables. El metal activo extraído de los discos compactos era inerte, citocompatible y capaz de medir biopotenciales vitales. Estudios adicionales examinaron la emitancia resistiva del material, la detección de temperatura, el rendimiento del monitoreo de metabolitos en tiempo real y la transitoriedad provocada por la humedad. Este enfoque sostenible para reciclar desechos electrónicos proporciona un flujo de desechos ventajoso basado en la investigación que no requiere instalaciones de microfabricación de vanguardia, materiales costosos y habilidades de ingeniería de alto calibre.

La eliminación de desechos electrónicos (e-waste) se ha convertido en un flujo de desechos preocupante y creciente impulsado por el ciclo de vida corto de los productos electrónicos. En 2015, las Naciones Unidas establecieron un plan para los Objetivos de Desarrollo Sostenible (ODS)1. El 12º ODS, "Producción y consumo responsables", busca abordar los desafíos de los desechos electrónicos asegurando que los países adopten un enfoque más responsable frente a la proliferación de desechos electrónicos2. Los procesos de reciclaje ineficientes son una preocupación mundial para la gestión de desechos electrónicos, ya que contribuyen a un aumento de los desechos en vertederos y producen contaminación tóxica3. Además, Stephan Sicars (Director del Departamento de Medio Ambiente de la Organización de las Naciones Unidas para el Desarrollo Industrial) describió los desechos electrónicos como "una grave amenaza para el medio ambiente y la salud humana en todo el mundo"4. En 2019, las Naciones Unidas documentaron 1,7 kg per cápita de desechos electrónicos reciclados de los 7,3 kg per cápita generados. Para garantizar el reciclaje de todos los desechos electrónicos para 2030, la tasa de reciclaje deberá ser aproximadamente diez veces mayor2. Para reducir los vertederos y la acumulación de contaminación, se requiere un método más sostenible para gestionar el flujo de desechos electrónicos. Actualmente, solo entre el 15% y el 20% de los desechos electrónicos se recicla a pesar de sus materiales valiosos: hierro, acero, cobre, plata y oro5,6,7. Mientras que el 80 % restante de los desechos electrónicos no se recolecta para reciclar debido a los gastos y la falta de una infraestructura global5,6,7,8. Mientras tanto, los componentes tóxicos y peligrosos de los desechos electrónicos (mercurio, plomo y resinas sintéticas) amenazan el medio ambiente y se dejan degradar en vertederos o se incineran5,6,7. Hoy en día, los desechos electrónicos consisten principalmente en tecnologías anticuadas, lo que explica el rastro cada vez mayor5. Los productos de años anteriores, como los discos compactos (CD), los televisores antiguos y los monitores de computadora, son los principales contribuyentes a los desechos electrónicos5. Desde 1999, se han enviado 9.020 millones de CD en los Estados Unidos9. En 2021, las ventas de CD aumentaron respecto al año anterior en un 1,1 % hasta los 40,6 millones10. Sin embargo, estas estadísticas no consideran los envíos globales y solo dan cuenta de los CD de música, excluyendo otros tipos como DVD, discos de software y videojuegos. Además, el campo biomédico utiliza CD como medio principal para imágenes médicas entre pacientes y proveedores. Por lo tanto, se espera que la cantidad global de CD producidos y que circulan a nivel mundial sea mucho mayor y el final del flujo de desechos de CD sigue sin estar claro. A medida que aumenta la desmaterialización social y avanzamos hacia las plataformas electrónicas, ¿dónde se depositarán todos estos CD? El ciclo de vida y la eliminación de los CD es especialmente preocupante, ya que pueden despolimerizarse del policarbonato a su monómero tóxico, el bisfenol A (BPA)11. Con el tiempo, la liberación constante de BPA, un posible xenoestrógeno, puede tener consecuencias negativas para la salud y el medio ambiente11,12. Como tal, la exploración de fuentes de reciclaje y reciclaje de desechos electrónicos es imperativa.

La electrónica biointegrada presenta métodos novedosos para el seguimiento en tiempo real de la progresión fisiopatológica, el estado de salud y el rendimiento deportivo a través de una amplia gama de biomarcadores13,14,15,16,17,18,19,20. Con sustratos poliméricos delgados (p. ej., poliimida y polidimetilsiloxano)21,22,23, se puede lograr la traducción de la electrónica rígida en mecánica blanda para una integración perfecta con el tejido biológico blando. Al abordar un desajuste mecánico, los materiales metálicos rígidos convencionales se pueden transformar en componentes estirables mediante el diseño de arquitecturas deterministas (por ejemplo, serpentina, ondulada, etc.). Este aumento permite la deformación y reduce la impedancia de contacto al mejorar la adaptabilidad que existe en la interfaz entre la electrónica y el tejido biológico como la piel24,25. Las técnicas de microfabricación existentes para fabricar componentes activos estirables se han basado principalmente en tecnologías de impresión o litografía costosas y lentas14. El oro evaporado, que se utiliza para la microfabricación y la producción de películas delgadas, tiene un costo estimado de $95 por gramo (películas de ~125 nm de espesor). Los costos de procesamiento varían significativamente según la instalación, con un costo entre $ 2,702 y $ 7,298 por uso y $ 59,016 a $ 139,542 por año26. El tiempo de entrega puede oscilar entre unas pocas horas y días, según la complejidad del dispositivo. Además, estos procesos requieren una gran cantidad de compuestos volátiles (p. ej., grabadores químicos, fotoprotectores, reveladores, etc.) que presentan peligros ambientales27. Aunque las técnicas avanzadas son superiores en muchos aspectos, es posible que no sean adecuadas para la creación rápida de prototipos, las pruebas experimentales o el desarrollo de sensores de un solo uso, especialmente en entornos con instrumentación limitada28,29. Los sensores desechables de un solo uso tienen una demanda creciente de mediciones confiables, accesibles y rápidas, y que se pueden usar en cualquier lugar y en cualquier momento sin recalibración o la preocupación por la contaminación28. Este es especialmente el caso de los diagnósticos médicos que tienen una amplia gama de aplicaciones en sensores de punto de atención que se considera que reemplazan a los laboratorios centrales en entornos de medición sensibles al tiempo o con recursos limitados14,28. Además, existe la necesidad de reducir la complejidad y el costo de fabricar prototipos de dispositivos electrónicos estirables, lo que mejorará el potencial de fabricación y reducirá el nivel de habilidad requerido para fabricar13,29,30,31,32. Hasta la fecha, los investigadores han explorado usos alternativos para los CD para desarrollar electrodos de oro y plata33,34,35,36, detectar iones metálicos (p. ej., Pb, Hg, Cu, etc.)37,38,39, detectar compuestos orgánicos (p. ej., ADN, cisteína, dopamina, etc.)40,41,42 y cuantificar agentes oxidantes (p. ej., peróxido de hidrógeno, Cl, yodo, etc.)43,44,45,46,47. Sin embargo, las técnicas reportadas hasta el momento no logran demostrar una vía de aplicación para plataformas de biosensores y carecen de la durabilidad mecánica para ser prácticas para aplicaciones portátiles.

Aquí, desarrollamos enfoques de ingeniería sustentables para convertir los CD en componentes electrónicos elásticos y transitorios que ofrecen una alternativa de fabricación económica, ecológica y rápida a las técnicas de microfabricación convencionales. El desarrollo de estos biosensores se centró en la creación de patrones deterministas y estirables con un cortador mecánico artesanal asequible. Este estudio presenta la traducción de los CD en sensores portátiles biopotenciales, electroquímicos, resistivos y biodegradables. Proponemos un sensor de electrocardiograma (ECG) completamente integrado con electrodos de CD estampados que pueden comunicarse con un teléfono inteligente a través de Bluetooth. La bioelectrónica suave reciclada exhibió biocompatibilidad con los queratinocitos humanos, lo que demuestra su seguridad y su aplicación exitosa con la electrónica biointegrada sobre la piel.

Un esquema del proceso de upcycling se presenta en la Fig. 1a. El cortador mecánico puede definir capas metálicas y poliméricas con facilidad y precisión hasta tamaños característicos de 25 µm capaces de soportar hasta un 20 % de tensión (Figs. 1 y 2 complementarias). Además del cortador mecánico, se exploró la creación de patrones mediante fotolitografía y grabado láser (Fig. 3 complementaria). La facilidad de uso, la asequibilidad y las capacidades de rápido desarrollo de la cortadora mecánica demostraron ser el proceso de reciclaje más simple. Toda la fabricación se completó en 20 a 30 minutos sin liberar productos químicos tóxicos ni necesitar equipos costosos, con un costo de ~ $ 1,50 por dispositivo. Las entradas y salidas del proceso de fabricación de upcycling frente a la microfabricación se ilustran en la Fig. 4 complementaria. El CD se empapó en 40 ml de acetona durante 1,5 min, liberando la capa de metal al romper el sustrato de policarbonato (Fig. 1a1 y Figs complementarias 5,6a)48,49. Sin embargo, la concentración dentro de la acetona era indetectable (Fig. 6b complementaria). El metal del CD se recolectó fácilmente con cinta de poliimida (PI), que también sirve como capa de sustrato en la integración del nuevo dispositivo para mejorar la durabilidad mecánica y la robustez de la película delgada de metal (Fig. 1a2). La capa de metal PI se transfirió a papel de tatuaje para que sirviera como un sustrato duradero pero temporal a través del proceso de creación de patrones (Fig. 1a3). El papel de tatuaje-PI-metal se adhirió al tapete de corte y se modeló con el cortador mecánico como se muestra en la Fig. 1a4. Los patrones se cargan fácilmente en el software Cricut Design Space mediante la importación de dibujos de AutoCAD, y la máquina de corte talla la capa de metal PI (Cricut Maker, EE. UU.). Posteriormente, las capas de aislamiento se pueden modelar a través de un proceso similar al adherir la cinta PI a la cinta soluble en agua (Fig. 1a3-4). Después del procesamiento, se eliminó el exceso de material de las capas de metal y aislamiento (Fig. 1a5). Las marcas de alineación permitieron alinear y laminar la capa de aislamiento sobre la capa de metal, lo que produjo la electrónica de CD reciclada (UCDE) (Fig. 1a6, b). Las imágenes del proceso completo se muestran en la figura complementaria 7. Después del procesamiento, los UCDE demostraron una resistencia básica de cuatro sondas de alrededor de 0,03 Ω/cm2.

un esquema del proceso de upcycling. (1) sumergir en acetona; (2) cosechar la capa de metal con cinta PI; (3) (abajo) CD laminado sobre papel de tatuaje; (arriba) cinta PI laminada sobre cinta soluble en agua; (4) patrón con cortador mecánico; (5) eliminar el exceso y laminar la capa de aislamiento; (6) UCDE. b Vista transversal de la UCDE. Imagen SEM de c la capa de metal CD después del patrón (barra de escala, 200 µm) y d sección transversal del UCDE (PI-metal-PI) (barra de escala, 20 µm). e FTIR de la capa de metal (lado PMMA) después del procesamiento en acetona, HCl y HNO3. f Caracterización de la superficie con análisis EDS de la CD (capa metálica) después de la inmersión en acetona. g Propiedades mecánicas en función del rendimiento eléctrico, promedio y error estándar de las medias (n = 3) de tensión frente a deformación (azul) y resistencia frente a deformación (rojo). Imágenes de UCDE con patrón de celosía durante la prueba de tracción. Región de la puntera (15 mm de longitud), región del talón (19 mm de longitud, 27 % de tensión) y región lineal (22,5 mm de longitud, 50 % de tensión). Rendimiento eléctrico, promedio y error estándar de las propiedades de resistencia medias (n = 3) en función de la flexión cíclica h y el estiramiento cíclico i. j Imagen representativa del dispositivo UCDE. k Componentes del dispositivo UCDE (barra de escala, 4 mm). l Imagen del dispositivo UCDE laminada sobre la piel (barra de escala, 1 cm).

El cortador mecánico produjo cortes muy precisos y la cinta PI aísla completamente la capa de metal (Fig. 1c y Fig. complementaria 8a, b). El grosor total de la capa de metal recolectada del CD fue de 30,35 ± 1,92 µm, que consiste en un polimetilmetacrilato (PMMA) protector y una capa de metal de archivo (~ 70 nm) (Figs. 5, 8c complementarias). El espesor de la capa de metal PI (54,04 ± 2,72 µm) aumentó con la capa de aislamiento final a 82,24 ± 1,71 µm (Fig. 1d y Figs. complementarias 8c, d, 9). Como se presenta en la Fig. 1e, la espectroscopia infrarroja por transformada de Fourier (FTIR) reveló que la capa protectora de PMMA permaneció intacta en la capa de metal después del remojo en acetona, y no es necesario quitar la capa para producir los UCDE y mejoró la durabilidad. de la capa delgada de metal de archivo (Fig. 5 complementaria). En el espectro FTIR, los picos característicos de PMMA pudieron identificarse a 1726 cm−1 debido al estiramiento C=O del grupo éster. Las bandas en 2873 y 2932 cm−1 son causadas por el estiramiento C–H de los alcanos. El estiramiento del grupo C–O–C se observó a 1060 y 1246 cm−1. Se sospecha que la banda débil en 3468 cm−1, atribuida al estiramiento y la flexión del grupo hidroxilo –OH, es humedad fisisorbida del remojo en acetona y los subsiguientes lavados con agua DI. El análisis de espectroscopia de rayos X de dispersión de energía (EDS) de la capa de metal después de los tratamientos con solventes se muestra en la Fig. 1f y la Fig. 10 complementaria. Después del remojo en acetona, Ag y Au se pudieron ver dentro del espectro a 70.95 y 29,05% en peso, respectivamente (Fig. 10a, b complementaria). Su presencia confirmó la composición de archivo de la capa como predominantemente Ag. En la Información de apoyo se analizan métodos adicionales para tratar la CD. La capa de metal CD puede reducirse a oro casi puro sumergiéndola en un baño de ácido nítrico.

La Figura 1g–i presenta las propiedades mecánicas de los UCDE una vez que están modelados. En comparación con el CD sin patrón, una vez que se tallaron las características elásticas en el dispositivo, se pudo lograr un comportamiento hiperelástico con la tensión de deformación pertinente para la piel humana (> 20% de tensión) 50 (Fig. 1g; Figs. complementarias 11, 12; y Tabla complementaria 1 ). Las estructuras de celosía triangular (n = 3) lograron un módulo elástico y una elongación con un rendimiento de 5,59 ± 0,16 MPa y 62,35 ± 1,81%, respectivamente (Fig. 1g). El módulo elástico de las curvas de tensión y deformación de los UCDE mostró una mecánica ligeramente más rígida que la piel humana, E = 10–500 kPa15, pero permaneció lo suficientemente suave como para usarse como electrónica estirable. Además, el patrón estirable permitió la flexión y el estiramiento cíclicos con desviaciones insignificantes en la resistencia (Fig. 1h). La flexión cíclica durante 100 ciclos produjo un aumento del 0,29 % en la resistencia cuando se dobló con un radio de flexión de 3,5 mm. Las muestras sin patrón presentaron un cambio mayor en el rendimiento con un aumento del 21,7 % en la resistencia cuando se doblaron durante 100 ciclos con un radio de curvatura de 3,5 mm (Fig. 12b complementaria). El estiramiento cíclico de los UCDE estampados durante diez ciclos indujo un aumento del 0,59% en la resistencia en un rango de tensión del 0 al 20% (Fig. 1i).

Debido al fuerte límite elástico y la mayor durabilidad de la cinta PI, los sensores se pueden laminar sobre la piel, sin sustrato, mediante un vendaje líquido. Además, los electrodos fabricados se pueden integrar con un polímero de elastómero de silicona como polidimetilsiloxano (PDMS), EcoFlex o un vendaje a base de silicona (Fig. 1j-l). Los UCDE pueden fusionarse con vendajes de silicona a través de una reacción de hidrólisis-condensación de siloxano para producir un enlace covalente. El lado PI de los UCDE se puede recubrir con rociador de SiO2 (sellador en rociador de mostrador) y la reacción de hidrólisis-condensación producida por el tratamiento con ozono UV une los UCDE a un vendaje de silicona. Un dispositivo UCDE totalmente fabricado constaba de dos electrodos de biopotencial, un calentador o sensor de temperatura, un electrodo de referencia, un contraelectrodo, un electrodo de pH, un electrodo de oxígeno, un electrodo de lactato y un electrodo de glucosa (Fig. 1k). La fabricación completa y de extremo a extremo y los recursos necesarios para la fabricación que se pueden encontrar fácilmente en las tiendas de artesanía convencionales, eliminando la necesidad de instrumentación de alta gama.

La figura 2 presenta la aplicación de los UCDE como sensores de biopotenciales. Los sensores de biopotencial tienen una amplia aplicación para uso potencial como evaluaciones de riesgo, intervenciones físicas y herramientas de diagnóstico para el cerebro, el corazón o enfermedades relacionadas con los músculos a través de una interfaz hombre-máquina51,52. Para demostrar el rendimiento de los UCDE fabricados, la señal de biopotencial registrada se comparó con la de los electrodos de gel comerciales. Los UCDE se laminaron al antebrazo con un vendaje líquido para mediciones de electromiografía (EMG). Los electrodos de gel comerciales se colocaron directamente adyacentes a los UCDE. La EMG de dos canales se registró sincrónicamente utilizando un Quad Bio Amp (PowerLab) con una frecuencia de muestreo de 1 kHz. Las señales EMG presentadas en la Fig. 2a indican que los dos tipos de electrodos tenían una salida de señal similar. La señal EMG capturada por los UCDE tenía una amplitud ligeramente mayor y podía captar actividad adicional de la unidad motora. Sin embargo, sospechamos que esto puede ser el resultado de la mayor superficie cubierta por los EMG UCDE. Para las mediciones de ECG, los UCDE se laminaron a la piel con la misma técnica, sin embargo, los electrodos se colocaron en el lado izquierdo del tórax con una separación de 6 cm. Los electrodos de gel se colocaron adyacentes a los UCDE en el tórax, con una separación de 6 cm. Se utilizó un electrodo de gel como masa central colocado en el cuadrante abdominal superior izquierdo. El ECG de tres canales se registró con un Quad Bio Amp (PowerLab) a una frecuencia de muestreo de 1 kHz. Los dos tipos de electrodos presentaron resultados similares; sin embargo, con los UCDE las ondas P y T fueron más fáciles de identificar (fig. 2b). Equivalente a los resultados de la señal EMG, sospechamos que el área de superficie más grande presentada por los UCDE produjo una mayor cobertura de señal de la señal eléctrica del corazón. La figura 2c, d muestra los UCDE como un dispositivo totalmente integrado demostrado en una configuración de ECG totalmente inalámbrica y portátil. En esta aplicación, el controlador inalámbrico funcionaba con una batería de polímero de litio, que constaba de una unidad de microcontrolador (MCU) y un módulo Bluetooth, laminada sobre una venda de silicona. El controlador inalámbrico se conectó a los UCDE (laminado en el pecho izquierdo) y la aplicación del teléfono inteligente registró la señal de ECG a través de Bluetooth (Fig. 2e y Fig. 13 complementaria). La señal registrada desde el dispositivo inalámbrico completamente funcional presentó resultados similares a los del sistema PowerLab y se pueden identificar las ondas PQRST características en la señal de ECG.

una señal EMG de electrodos de gel comerciales en comparación con UCDE. b Señal de ECG de electrodos de gel comerciales en comparación con UCDE. c–e Sensor de ECG totalmente inalámbrico. c Ilustración esquemática de un dispositivo de ECG portátil; un teléfono inteligente conectado de forma inalámbrica a través de Bluetooth (arriba) a una unidad controladora (abajo). d Fotografía de los UCDE estirables como sensores de ECG integrados con el sistema operativo inalámbrico (barra de escala, 4 cm). La señal de ECG se registra a través de la aplicación del teléfono inteligente.

Demostramos la viabilidad de los UCDE como sensores de temperatura y calentadores resistivos accionados eléctricamente y completamente estirables que tienen una amplia gama de aplicaciones en entornos de atención médica, como sensores de temperatura de la piel53, monitores de flujo sanguíneo54, etc55,56 (Fig. 3). Las características de calentamiento Joule de los UCDE como calentadores se muestran en la Fig. 3a–c. Se aplicó un voltaje de polarización de CC fijo entre los terminales de los electrodos con un aumento incremental en el voltaje aplicado, 1 V por 30 s (1–7 V). La temperatura generada por el calentador UCDE, capturada por una cámara IR, con respecto al tiempo a varios voltajes aplicados se presenta en la Fig. 3a. Las temperaturas máxima y media mostraron una salida suave y receptiva. La temperatura máxima generalmente se concentraba en el extremo del dispositivo donde la resistencia era la más baja; sin embargo, dentro de la estructura serpentina, el perfil de distribución de calor fue homogéneo. Para aplicaciones portátiles, comparamos nuestros UCDE con calentadores de manos desechables, que se determinó que emitían temperaturas de hasta 42,0 °C con un promedio de 33,7 °C (Fig. 14 complementaria). Con base en los datos experimentales, un voltaje de polarización de 5 V aplicado al calentador UCDE presentó una emisión de temperatura similar a la de los calentadores de manos disponibles comercialmente (Hot Hands). A 5 V, el calentador produjo una salida de calor promedio de 35,6 °C y una temperatura máxima de 52,3 °C. Aquí se demostraron las características de un calentador de 2,5 cm de ancho; sin embargo, se podrían producir tamaños más grandes dentro de las dimensiones del CD. Un calentador un 40 % más grande funcionó de manera similar en la salida de temperatura, sin embargo, se requirió un voltaje de polarización más alto para lograr un perfil de temperatura similar debido a la mayor resistencia (Fig. 15 complementaria).

a La evolución de la temperatura del calentador UCDE de 1 a 7 V CC de voltaje de polarización a 0 % de deformación en comparación con los calentadores de manos disponibles en el mercado. Los recuadros son los perfiles térmicos emitidos por el calentador UCDE, capturados por una cámara IR a los voltajes correspondientes. b Caracterización de la salida de temperatura del calentador UCDE bajo deformación a 0, 10 y 20% de deformación. Los recuadros son imágenes IR del calentador UCDE bajo varias deformaciones por tensión. c El calentador UCDE estirable está laminado en una palma y sometido a las deformaciones comunes de la mano (reposo, extensión y flexión). Los recuadros son los perfiles térmicos emitidos por el calentador UCDE mientras se laminan en la palma (barra de escala, 2,5 cm). d La curva de calibración del sensor UCDE RTD, resistencia de 4 sondas frente a la respuesta de temperatura de un termopar. e La respuesta de temperatura del sensor UCDE RTD en comparación con una cámara IR.

La cuantificación de la capacidad de estiramiento del calentador UCDE se exploró examinando las desviaciones de temperatura como respuesta a la tensión de tracción. A un voltaje de polarización de 5 V CC, la salida de temperatura se registró a 0, 10 y 20% de tensión (Fig. 3b). Con una tensión del 10 %, el calentador se mantuvo dentro del rango de temperatura del calentador de manos (Hot Hands). Del 0 % al 20 % de tensión, el UCDE sufre una disminución del 19 % en la temperatura media de 35,6 a 28 °C debido al aumento de la resistencia en todo el dispositivo. Para superar esta pérdida de rendimiento, se podría aplicar un voltaje más fuerte. Para lograr una temperatura superior a los 33,7 °C del calentador de manos, con una tensión del 20 %, se podría aplicar una CC de 7 V, suponiendo una pérdida del 19 %, y la salida media sería de 37,2 °C. Esto podría ser ventajoso para aplicaciones sobre la piel, ya que muchas regiones del cuerpo pueden producir distensiones de hasta un 20 %50. El desempeño del calentador de la UCDE se evaluó laminando el calentador portátil en la palma de la mano de un sujeto (Fig. 3c). El calefactor de la UCDE fue sometido a extensión y flexión en la palma de la mano con una tensión de 5 V CC aplicada. Cuando la palma de la mano estaba relajada, extendida y flexionada; la salida térmica del calentador de la UCDE se desempeñó de manera similar a la caracterización in vitro a 5 V CC, con un pequeño cambio, si es que hubo alguno, en la temperatura emitida.

La detección de temperatura de los UCDE se determinó mediante mediciones de resistencia de cuatro sondas y se calibró con un termopar para desarrollar un sensor detector de temperatura resistivo (RTD) (Fig. 3d, e). La curva de calibración de los UCDE como sensor de temperatura se presenta en la Fig. 3D, cambio de resistencia con respecto al cambio de temperatura, un coeficiente de temperatura de 9.21 × 10−4 °C−1 a 20 °C y R2 de 0.99. La respuesta de detección de temperatura del sensor RTD de UCDE se evaluó y comparó con una cámara IR (Fig. 3e). Los UCDE funcionaron de manera análoga a la cámara IR sin desviaciones significativas en el tiempo de respuesta de temperatura o detección de temperatura.

Los UCDE pueden convertirse en sensores electroquímicos estirables, con funcionalidad en biosensores potenciométricos, amperométricos y basados ​​en enzimas. La figura 4 destaca las características electroquímicas de los sensores UCDE estirables. La transferencia electroquímica de electrones y las propiedades interfaciales de los electrodos UCDE se evaluaron mediante voltamperometría cíclica (CV) y espectroscopia de impedancia electroquímica (EIS), ensayadas en solución salina tamponada con fosfato (PBS) (pH 7,4) con K3Fe(CN)6 5 mM (Fig. 4a–c). Como se muestra en la Fig. 4a, b, una vez que los electrodos UCDE se limpiaron electroquímicamente en H2SO4 0,1 M, la reacción redox de las moléculas electroactivas fue superior después de la limpieza electroquímica y se realizó de manera similar a un electrodo de oro desnudo (Fig. 16 complementaria). El desempeño de los electrodos de la UCDE antes y después de la limpieza electroquímica fue analizado por EIS. La Figura 4c presenta los resultados del EIS de la UCDE y los electrodos de oro desnudo. Los UCDE limpios y los electrodos de oro desnudo tenían una resistencia interna y una reactancia más bajas, lo que indica que el sitio electroquímico redox activo en los UCDE se vuelve superior después de la limpieza con ácido.

Voltamperometría cíclica de UCDEs vs Ag/AgCl (1 M KCl) en PBS (pH 7.4) con 5 mM K3Fe(CN)6 a antes y b después de la limpieza electroquímica en H2SO4. c Rendimiento EIS en PBS (pH 7,4) con K3Fe(CN)6 5 mM. Rendimiento de la voltamperometría cíclica de los UCDE como electrodo de referencia Ag/AgCl frente al electrodo comercial Ag/AgCl (1 M KCl) con d 1 M y e 0,01 M Cl−. f Curva de calibración del electrodo de referencia UCDE en comparación con un electrodo comercial Ag/AgCl (1 M KCl). g Rendimiento potenciométrico del UCDE como sensor de pH (vs. electrodo de referencia de UCDE de Ag/AgCl fabricado). El recuadro es la curva de calibración asociada del sensor de pH. Rendimiento amperométrico de los UCDE como ah oxígeno, i glucosa y j sensor de lactato (vs. electrodo de referencia de UCDE de Ag/AgCl fabricado). Los recuadros son las curvas de calibración correspondientes.

Dado que los UCDE están compuestos de Ag y Au, estos electrodos se pueden convertir en electrodos de referencia de Ag/AgCl de alto funcionamiento a través de un proceso electroquímico simple. Sin limpieza electroquímica, la voltamperometría de barrido lineal (LSV) seguida de CV en KCl 0,1 M y HCl 0,01 M produjo la nucleación del AgCl, convirtiéndolo en una película conformada sobre los electrodos UCDE57. El rendimiento del electrodo de referencia UCDE Ag/AgCl en comparación con un electrodo de referencia comercial Ag/AgCl (1 M KCl) se muestra en la Fig. 4d-f y la Tabla complementaria 2. Como se esperaba, con una disminución en la concentración de Cl−, el fabricado El electrodo de referencia presentó una ligera deriva de potencial negativo en comparación con el electrodo de referencia comercial Ag/AgCl (1 M KCl) (Fig. 4f). Por lo tanto, este electrodo de referencia UCDE fabricado podría usarse en lugar de un electrodo Ag/AgCl comercial con un cambio insignificante en el rendimiento.

El rendimiento del sensor UCDE potenciométrico, amperométrico y enzimático se controló por separado en diferentes soluciones de analitos. La medición de los niveles de H+ es necesaria para desarrollar un sensor de pH. Acoplamos el electrodo de referencia Ag/AgCl con un ionóforo selectivo de H+ incrustado en una membrana recubierta de cloruro de polivinilo (PVC). La figura 4g muestra la respuesta representativa del potencial de circuito abierto (OCP) del sensor de pH, medida potenciométricamente en soluciones de 4–12 pH. El ISE mostró una pendiente catiónica cercana a Nernstian (ecuación de Nernstian, la sensibilidad teórica de los sensores basados ​​en ISE es de 59 mV/década) con una sensibilidad de −36,5 mV/década (R2 = 0,99) de concentración para los iones H+. Los valores saludables de pH en la piel oscilan entre 4 y 7, mientras que un pH más básico en una herida puede indicar un estado de enfermedad14. Un sensor de oxígeno tipo Clark se basó en la interacción de Nafion y una capa diluida de PDMS (membrana selectiva de oxígeno) que recubre el electrodo de la UCDE después de la limpieza electroquímica. La respuesta de CV mostró un potencial redox para el oxígeno a -0, 4 V frente a UCDE Ag / AgCl (Fig. 17a complementaria). La Figura 4h ilustra la respuesta cronoamperométrica del sensor de oxígeno, capaz de detectar concentraciones de oxígeno disuelto entre 20,2 y 100 % de saturación de O2, dentro de concentraciones fisiológicas de sangre de 1,60 a 4,16 mg/L (10,5–27,7 O2 %)58,59. El sensor de oxígeno UCDE mostró una sensibilidad de −65 nA/(cm2O2%) (R2 = 0,98) y un tiempo de respuesta de 42 s (t90%) (Fig. 4h y Fig. 17b complementaria). La detección de glucosa y lactato se basa en las enzimas glucosa y lactato oxidasa que están inmovilizadas por una solución de quitosano de nanotubos de carbono de pared simple (SWCNT) en una capa mediadora de azul de Prusia58,60. Después de la limpieza electroquímica, la capa mediadora de Azul de Prusia fue depositada electroquímicamente por CV. Una deposición CV de cinco ciclos de azul de Prusia produjo una respuesta de H2O2, que se muestra en la figura complementaria 18a, b, que presenta un rango dinámico de 5 a 30 mM con una sensibilidad de -1,85 µA/cm2mM (R2 = 0,99), que se puede modificar con una compensación de mayor sensibilidad (menos ciclos de CV de azul de Prusia) o mayor rango dinámico (más ciclos de CV de azul de Prusia). La figura 4i, j muestra la respuesta de la cronoamperometría de los sensores de glucosa y lactato basados ​​en enzimas UCDE. La respuesta de voltamperometría cíclica de los sensores amperométricos de glucosa y lactato con la capa mediadora de azul de Prusia se presenta en la figura complementaria 18c. El sensor de glucosa de la UCDE produjo un rango lineal entre 0,15 a 0,75 mM a una sensibilidad de −0,94 µA/cm2mM (R2 = 0,98), con concentraciones fisiológicamente relevantes para los niveles de glucosa en sudor, 0,2 a 0,6 mM61. El sensor de lactato de la UCDE demostró un rango lineal de 3 a 9 mM con una sensibilidad de −21.5 nA/cm2 mM (R2 = 0.98), estando dentro de concentraciones fisiológicas saludables entre 1 a 3 mM y >7 mM indicando acidosis láctica en una herida14. Los electrodos UCDE se pueden funcionalizar de forma sencilla en sistemas de detección basados ​​en enzimas, potenciométricos y amperométricos completamente desarrollados, una alternativa económica y rápida a las tecnologías de microfabricación, serigrafía e inyección de tinta.

Además del desarrollo de sensores físicos con las UCDE, este proceso de upcycling puede modificarse para producir electrónica biodegradable, que tiene numerosas aplicaciones clínicas62,63,64. La composición del CD presenta una capa ultrafina de Au-Ag que puede explotarse fácilmente en electrónica biodegradable. Los UCDE se pueden traducir en dispositivos biodegradables cambiando ligeramente el proceso de fabricación (Figs. 19 y 20 complementarias) y empapándolos en ácido nítrico en lugar de acetona para eliminar por completo la capa protectora de PMMA. El dispositivo consta de una membrana biodegradable pasiva (~50 µm de espesor) de alcohol polivinílico (PVA) o policaprolactona (PCL) con el oro activo transferido desde el CD (18,96 ± 5,28 nm de espesor) (Fig. 5a). El mecanismo transitorio del PVA se basa en la disolución simple del sustrato polimérico, mientras que el PCL se puede degradar mediante degradación hidrolítica de PCL a ácido 6-hidroxicaproico mediante hidrólisis (Fig. 5b)65. Se fabricaron sensores biodegradables de base resistiva con sustratos de PVA y PCL. Las evaluaciones de los sustratos de PVA y PCL establecieron métricas cuantitativas para el desarrollo y la traducción de estos dispositivos reabsorbibles económicos para su uso en atención clínica y se disuelven para producir productos completamente biocompatibles. Debido a la cinética rápida del dispositivo de PVA, se puede usar como un sensor de medición rápida donde no es necesaria la extracción (p. ej., evaluaciones rápidas de heridas) y la cinética de disolución más larga del dispositivo basado en PCL para sensores implantables. Además, la configuración de PVA produjo altos niveles de transmitancia (Fig. 21 complementaria). El rendimiento eléctrico del dispositivo basado en PVA terminó en menos de un segundo en agua pero se mantuvo en solventes orgánicos (Fig. 5c). El dispositivo basado en PCL presentó una respuesta eléctrica antitética ya que el rendimiento eléctrico no se vio perturbado en el agua pero se alteró en los solventes orgánicos (Fig. 5d). Además, el dispositivo PCL exhibió un rendimiento estable dentro de varias soluciones de pH (Fig. 5e). Las diversas etapas de disolución se ilustran en la Fig. 5f, g para la resistencia de PVA y PCL en condiciones biológicas (PBS, pH 7,4 a 37 °C). La figura 5h, i y la figura complementaria 22 presentan la disolución a nanoescala de la resistencia PCL observada por SEM, que ilustra la interfaz PCL-metal. Se ha demostrado que la PCL se degrada lentamente en soluciones acuosas y puede tardar meses en degradarse por completo (Fig. 22 complementaria)65. El PCL se disolvió uniformemente sin fracturas y la capa de metal desarrolló microfisuras con el tiempo. No obstante, esta configuración de dispositivo puede permanecer funcional durante meses. En nuestro estudio, examinamos los cambios de resistencia durante 7 días con temperatura alterna, que presentó un aumento en la resistencia base de 36 a 426 Ω (Fig. 23 complementaria).

un diseño esquemático, que permite la electrónica biodegradable para dispositivos totalmente reciclables. b Reacción química responsable de desencadenar la transitoriedad. c Rendimiento de degradación eléctrica basado en PVA en varios solventes. d Basado en PCL, degradación eléctrica en varios solventes y e estabilidad en diferentes soluciones de pH. Degradación frente a imágenes de tiempo en PBS (pH 7,4) de la f PVA y (barra de escala, 3 mm) g Resistencia basada en PCL (barra de escala, 3 mm). SEM de la interfaz metal-PCL: h antes de la degradación e i después de 6 semanas empapadas en PBS (pH 7,4) a 37 °C (barra de escala de 10 µm).

Se evaluó la biocompatibilidad in vitro de las células de queratinocitos de la piel (HaCaT) en los UCDE producidos por varios procedimientos de preparación que implicaron sumergir el CD en acetona, ácido clorhídrico o ácido nítrico. Los cinco grupos de muestras (n = 3) evaluados fueron control, remojo en acetona (Ac), remojo en ácido clorhídrico (HCl), remojo en ácido nítrico (NA) y las escamas de oro producidas por la transitoriedad a medida que se desmontan los componentes electrónicos. Después de 7 días de cultivo en los sustratos experimentales, se evaluó la viabilidad celular utilizando un ensayo vivo/muerto (Fig. 6). HaCaT que rodeaba todos los sustratos mostró una monocapa confluente con alta viabilidad, como se confirmó mediante microscopía fluorescente y análisis de intensidad fluorescente (Fig. 6a). Las células en el grupo de control excedieron la intensidad fluorescente medible para las células viables, donde las tres muestras eran completamente confluentes (Fig. 24 complementaria). Las células permanecieron viables en los grupos Ac (~96,7 %), HCl (~94,7 %) y NA (~93,0 %) después de 7 días, mientras que las células expuestas a las hojuelas de oro demostraron estadísticamente menos viabilidad (~77,8 %) in vitro (* p <0.05) (Fig. 6b y Fig. 24b complementaria). Sospechamos que el gran tamaño de los copos (SA = ~110 µm) interrumpió la motilidad natural y el entorno de las células, lo que les impidió adherirse y proliferar por completo en estas condiciones. Presumimos que in vivo, los macrófagos multinucleados, las células gigantes multinucleadas o las células gigantes de cuerpo extraño podrían eliminar estas escamas a través de la fagocitosis a expensas de una respuesta inflamatoria elevada66,67.

a Imágenes confocales de células HaCaT teñidas vivas/muertas cultivadas durante 7 días (barra de escala, 100 µm). El grupo de muestras de un método de remojo para UCDE: acetona (Ac), ácido clorhídrico (HCl), ácido nítrico (NA) y escamas de oro. b La intensidad de fluorescencia relativa de las células cultivadas durante 7 días se presenta como promedio y error estándar de las medias (*p < 0,05 TTEST).

Hasta la fecha, los investigadores han presentado métodos para reciclar desechos de CD en sensores electroquímicos para protocolos escalables y económicos. Sin embargo, hasta ahora, no han logrado demostrar plataformas de biosensores mecánicamente duraderas para aplicaciones prácticas portátiles. Nuestro estudio aborda esta limitación. Estos CD pueden transformarse en bioelectrónica suave para monitoreo no invasivo, mientras se integran completamente con la piel humana. Una máquina cortadora mecánica definió cuidadosamente los UCDE para micropatrones asequibles de electrónica completamente estirable y flexible. Presentamos un nuevo enfoque de upcycling y aplicaciones para detección de biopotencial (EMG y ECG), emitancia de calor, detección de temperatura, monitoreo electroquímico (pH, oxígeno, lactato y glucosa) y detección transitoria activada por humedad. Los sensores de biopotencial desarrollados mostraron un rendimiento similar al de los electrodos de gel disponibles comercialmente. El calentador demostrado produjo una salida de calor promedio de 35,6 °C a 5 V y el sensor RTD exhibió una sensibilidad análoga a la de una cámara infrarroja de laboratorio. La detección potenciométrica del pH ilustró un rango dinámico de 4 a 12 pH y una sensibilidad de −36,5 mV/década. El rendimiento del sensor amperométrico para el sensor de oxígeno fue 20,2–100 O2 % (sensibilidad = −65 nA/(cm2O2 %), el sensor de glucosa fue 0,15–0,75 mM (sensibilidad = 0,94 µA/cm2mM) y el sensor de lactato fue 3–9 mM (sensibilidad = -21,5 nA/cm2 mM). Por último, se demostró el rendimiento transitorio de la electrónica totalmente reciclable. Este desarrollo traslacional se optimizó por completo para producir resultados biológicamente relevantes en capacidad de estiramiento y flexibilidad, así como rendimiento de detección sin dejar de ser totalmente biocompatible. En general, Este estudio proporciona una alternativa útil para la gestión de desechos electrónicos, la electrónica de un solo uso, la creación rápida de prototipos y enfoques económicos para los métodos de fabricación bioelectrónica.

El proceso de reciclaje propuesto que se informa aquí permite soluciones sostenibles para CD y otros reciclaje de desechos electrónicos que se pueden demostrar en el futuro. Prevemos trabajo adicional para (1) evaluar el rendimiento a largo plazo de los sensores electroquímicos, (2) sistemas completamente integrados para el monitoreo inalámbrico y (3) estudios adicionales para aprovechar completamente el potencial de los dispositivos transitorios en aplicaciones hacia la bioelectrónica implantable. El método de upcycling proporcionado aquí permitirá la fabricación bioelectrónica sin la necesidad de técnicas intensivas de capacitación y microfabricación, lo que abre la puerta a una variedad más amplia de disciplinas que adoptan dispositivos de base elástica y flexible para sus estudios.

Nuestro documento ilumina los desafíos que aquejan al reciclaje de desechos electrónicos y, posteriormente, proporciona un remedio. La confusión del consumidor y la falta de conocimiento de la infraestructura siguen siendo problemas críticos con respecto al reciclaje adecuado. Enfatizar el desarrollo de nuevos enfoques de upcycling a través de la divulgación científica aumentará la conciencia dentro de esta área. Los nuevos programas incorporados en la Ley de Inversión en Infraestructura y Empleos, específicamente la Ley RECYCLE, tienen como objetivo aliviar el flujo de reciclaje inundado y brindar nuevas oportunidades para apoyar ideas innovadoras de reciclaje y upcycling. Hasta el momento, las actividades de reciclaje y upcycling han generado 681 000 puestos de trabajo, $37 800 millones en salarios y $5 500 millones en ingresos fiscales en los Estados Unidos68. Los programas de políticas que financian nuevos trabajos e ideas ayudarán a los Estados Unidos a alcanzar los objetivos de sustentabilidad global. El upcycling es una práctica sostenible ya que “satisface las necesidades del presente sin comprometer la capacidad de las generaciones futuras para satisfacer sus propias necesidades”69 a través de la transformación de residuos en productos secundarios. El enfoque de upcycling propuesto sigue siendo sostenible si el costo de la microfabricación sigue siendo exuberante, la creación rápida de prototipos persiste como una práctica comercial e institucional esencial, y la atención médica exige cada vez más sensores de un solo uso. Como método simple y rentable, esta tecnología se puede adoptar tanto a escala comercial como de investigación académica. Los institutos y universidades pueden instalar cajas de recolección de CD, mientras que las empresas que brindan métodos de recolección de CD, como GreenDisk, pueden adoptar o subcontratar las técnicas de fabricación propuestas como una alternativa para aliviar la acumulación de CD en los vertederos. Cualquier esfuerzo para aumentar tanto el reciclaje como el upcycling promoverá el establecimiento de prácticas ambientalmente sostenibles.

Todos los experimentos con sujetos humanos se realizaron de conformidad con los protocolos aprobados por la Junta de Revisión Institucional de la Universidad de Binghamton (IRB ID: STUDY00003602).

Los CD dorados de archivo textuales y la cinta PI se compraron a través de Amazon para la fabricación UCDE que se ilustra en la Fig. 1a y se modelaron con un cortador de tela Cricut Maker®. Las almohadillas de contacto de los UCDE se puentearon y conectaron con cables estándar mediante un epoxi plateado eléctricamente conductor de dos componentes. Las partes A y B del epoxi se mezclaron en proporciones iguales en peso y luego se colocaron en la almohadilla de contacto para conectar eléctricamente los cables conductores. El epoxi de plata se curó a 100 °C durante 5 min. Los UCDE se conectaron a un multímetro digital (Keysight, 34460 A) para mediciones en tiempo real. Las mediciones de biopotenciales se realizaron y procesaron con una unidad de adquisición de datos PowerLab y se analizaron a través del software LabChart. Las imágenes de temperatura fueron capturadas en tiempo real por una cámara infrarroja (IR) (ETS320). Todas las pruebas electroquímicas se realizaron con un potenciostato (CH Instruments, 660E).

Todas las pruebas mecánicas se realizaron con un tamaño de grupo de n = 3 y un tensiómetro Mark10 utilizando un dinamómetro de 25 N. Las pruebas de tensión y deformación se realizaron con una velocidad de deformación de 5,1 mm/min hasta el fallo. La velocidad de deformación para la flexión cíclica fue de 300 mm/min y se mantuvo en un radio de flexión de 3,5 mm. Todos los experimentos se realizaron con un multímetro digital (Keysight, 34460 A) para registrar la resistencia en tiempo real.

La MCU de ECG se diseñó con un conjunto de chips uBIC-MZ24C20R (MEZOO, Inc, Corea del Sur), que es un módulo de sensor biométrico de ECG de 1 canal (derivación I) de alto rendimiento y bajo consumo de energía con un ARM Cortex de 32 bits -Procesador M0. Los datos de ECG de dos derivaciones (RA y LA) se recopilaron con una resolución ADC de 24 bits y una frecuencia de muestreo de 1 kHz y luego se transmitieron a una aplicación de teléfono inteligente en tiempo real a través de la comunicación Bluetooth de baja energía (BLE).

Todos los electrodos (excepto el electrodo de referencia y de pH) se limpiaron en H2SO4 0,1 M de -0,4 a 1,4 V (frente a Ag/AgCl (KCl 1 M)) a 25 mV/s durante un ciclo.

El electrodo de referencia se fabricó utilizando la cantidad mínima de plata dentro del material del electrodo activo del CD. El Ag se cloró en una solución acuosa de KCl 0,1 M y HCl 0,01 M con voltamperometría de barrido lineal desde el potencial de circuito abierto (OCP) hasta 0,4 V (frente a Ag/AgCl (KCl 1 M)) a 20 mV/s seguido de ciclo voltamperometría de 0,1 a 0,3 V (vs. Ag/AgCl (1 M KCl)) a 100 mV/s durante diez ciclos57.

El electrodo de referencia fabricado se utilizó para el desarrollo del sensor de pH con una membrana sensible al pH que recubre el electrodo de Ag/AgCl. La solución de pH ISE se preparó con ionóforo I de H+ al 1 % (v/v), tetrakis(4-clorofenil)borato de potasio al 0,1 % en peso, éter octil nitrofenílico al 10 % (v/v) y cloruro de polivinilo (PVC) al 5 % en peso. tetrahidrofurano. Se depositó una solución de 3 µl sobre el electrodo de Ag/AgCl.

El sensor de oxígeno se preparó arrojando por goteo tres capas de 3 µL de Nafion sobre el electrodo de oro y dejando que cada capa se secara durante una hora. Se moldeó por goteo una membrana de difusión selectiva a 3 µl que contenía 30% en peso de PDMS en tolueno. A continuación, la mezcla de fundición por goteo se curó a 60 °C durante 1 hora.

La solución de inmovilización (quitosano/SWCNT) se preparó mezclando ácido acético al 2 % con quitosano al 1 % en agua desionizada y se agitó durante 2 h. A continuación, se añadieron SWCNT a una densidad de carga de 2 mg/mL de solución y se sonicaron en un baño de agua durante 30 min. La capa mediadora de azul de Prusia se depositó electroquímicamente en una solución nueva de KCl 100 mM, K3Fe(CN)6 2,5 mM, FeCl3 2,5 mM y HCl 100 mM. Para el sensor de lactato, la capa mediadora de azul de Prusia se depositó electroquímicamente mediante voltamperometría cíclica de -0,5 a 0,6 V (frente a Ag/AgCl (1 M KCl)) a 50 mV/s durante cinco ciclos. Después de la deposición, los electrodos se enjuagaron con agua desionizada y 3 µL de la solución de quitosano/SWCNT se depositaron sobre el electrodo y se dejaron secar durante 1 h. La solución de lactato oxidasa (40 mg mL−1 en PBS (pH 7,4)) se depositó a 2 µL y se dejó secar durante una hora. Finalmente, otros 3 µL de la solución de quitosano/SWCNT se colocaron sobre el electrodo y se dejaron secar durante 1 hora. El electrodo se almacenó durante la noche en un refrigerador. Para el sensor de glucosa, la capa mediadora de azul de Prusia se depositó electroquímicamente mediante voltamperometría cíclica de 0 a 0,6 V (frente a Ag/AgCl (1 M KCl)) a 25 mV/s durante un ciclo. Se preparó y mezcló una solución de glucosa oxidasa (10 mg mL−1 en PBS (pH 7.4)) y se agregó a la mezcla de quitosano/SWCNT en una proporción de 1:2 (volumen por volumen). La solución de glucosa oxidasa se depositó a 3 µL sobre el electrodo y se dejó secar durante 1 h. Luego, se dejó caer una solución de quitosano/SWCNT de 3 µL y se dejó secar durante 1 hy luego se colocó en el refrigerador durante la noche.

Todas las muestras se esterilizaron con UV durante 30 min y se unieron a una placa de cultivo de tejidos. HaCaTs, células de queratinocitos inmortalizadas derivadas de piel humana, se cultivaron en medio Eagle modificado de Dulbecco complementado con suero bovino fetal al 10% y antibióticos de penicilina-estreptomicina al 1%. El pase 8 HaCaT se sembró a 60 000 células/muestra y los medios se repusieron cada 48 h, donde también se repusieron copos de oro en los pocillos de muestras correspondientes. Las células se cultivaron durante 7 días en todos los sustratos hasta que se realizó un ensayo vivo/muerto utilizando calceína AM 3 μM y yoduro de propidio 3 μM. Las imágenes se realizaron utilizando un microscopio fluorescente (Nikon) y la intensidad fluorescente se obtuvo utilizando un lector de placas (Tecan).

No se utilizó ningún método estadístico para predeterminar el tamaño de la muestra. Los datos en las Figs. 1g–i, 6b y la figura complementaria 12b se presentan como el promedio y el error estándar de las medias con un tamaño de grupo de n = 3.

Más información sobre el diseño de la investigación está disponible en el Resumen de informes de investigación de Nature vinculado a este artículo.

Todos los datos relevantes que respaldan la fabricación, las pruebas y la funcionalización de los sensores dentro del estudio se presentan en el documento y en el archivo de información complementaria. Se puede solicitar información adicional al autor de correspondencia previa solicitud razonable. Se describen más detalles en el archivo de información complementaria que incluye un método de fabricación alternativo, la calibración del sensor de temperatura, la evaluación del rendimiento electroquímico, la fabricación de los UCDE biodegradables y soluciones para reciclar acetona y policarbonato.

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General: Agradecemos al personal de las Instalaciones de Nanofabricación (NLB) y el Laboratorio de Análisis y Diagnóstico (ADL) de la Universidad de Binghamton por el apoyo técnico. Agradecemos el apoyo de Chae Ho Cho y Ajan Prabakar en el desarrollo de la aplicación de teléfono inteligente para la grabación inalámbrica de ECG. También nos gustaría agradecer a Sean McGee del Programa de Estudios Ambientales de la Universidad de Binghamton por apoyar nuestra investigación con respecto a la política ambiental y la sostenibilidad. Este trabajo fue apoyado por la Fundación Nacional de Ciencias (ECCS #2020486 y #1920979). Reconocemos el apoyo del Centro de Excelencia de Empaquetado e Integración de Sistemas a Pequeña Escala (S3IP), la financiación de subvenciones iniciales de BU-UHS y los fondos de puesta en marcha en SUNY Binghamton.

Departamento de Ingeniería Biomédica, Universidad Estatal de Nueva York en Binghamton, Binghamton, NY, 13902, EE. UU.

Matthew S. Brown, Louis Somma, Melissa Mendoza, Gretchen J. Mahler y Ahyeon Koh

Facultad de Enfermería y Departamento de Ingeniería Eléctrica e Informática, Universidad de Massachusetts, Amherst, MA, 01003, EE. UU.

Yeonsik Noh

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MSB y AK dirigieron la idea de desarrollo y diseñaron los experimentos. MSB realizó los experimentos y escribió el documento. LS realizó los experimentos de prueba mecánica. MM realizó los estudios de biocompatibilidad y contribuyó a la redacción de la sección correspondiente, mientras que GJM brindó orientación. YN desarrolló la MCU de Bluetooth y el software asociado. AK supervisó este trabajo, brindó orientación y ayudó en la redacción del manuscrito como autor correspondiente.

Correspondencia a Ahyeon Koh.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

Nature Communications agradece a Ligia Maria Moretto y a los otros revisores anónimos por su contribución a la revisión por pares de este trabajo. Los informes de los revisores están disponibles.

Nota del editor Springer Nature se mantiene neutral con respecto a los reclamos jurisdiccionales en mapas publicados y afiliaciones institucionales.

Acceso abierto Este artículo tiene una licencia internacional Creative Commons Attribution 4.0, que permite el uso, el intercambio, la adaptación, la distribución y la reproducción en cualquier medio o formato, siempre que se otorgue el crédito correspondiente al autor o autores originales y a la fuente. proporcionar un enlace a la licencia Creative Commons e indicar si se realizaron cambios. Las imágenes u otro material de terceros en este artículo están incluidos en la licencia Creative Commons del artículo, a menos que se indique lo contrario en una línea de crédito al material. Si el material no está incluido en la licencia Creative Commons del artículo y su uso previsto no está permitido por la regulación legal o excede el uso permitido, deberá obtener el permiso directamente del titular de los derechos de autor. Para ver una copia de esta licencia, visite http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Reimpresiones y permisos

Brown, MS, Somma, L., Mendoza, M. et al. Reciclaje de discos compactos para aplicaciones bioelectrónicas flexibles y extensibles. Nat Comun 13, 3727 (2022). https://doi.org/10.1038/s41467-022-31338-9

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Recibido: 22 de octubre de 2021

Aceptado: 12 junio 2022

Publicado: 28 junio 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41467-022-31338-9

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