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Jul 03, 2023

Disques compacts de recyclage pour des applications bioélectroniques flexibles et extensibles

Volume Communication Nature

Nature Communications volume 13, Numéro d'article : 3727 (2022) Citer cet article

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Les déchets électroniques sont un problème mondial provoqué par la courte durée de vie de l'électronique. Les méthodes viables pour soulager le système d'élimination inondé en réaffectant l'énorme quantité de déchets électroniques restent insaisissables. Inspirée par le besoin de solutions durables, cette étude a abouti à une approche multidimensionnelle du recyclage des disques compacts. Les plaques autrefois omniprésentes peuvent être transformées en biocapteurs extensibles et flexibles. Nos expériences et nos prototypes avancés montrent que des biocapteurs efficaces et innovants peuvent être développés à moindre coût. Une fraise mécanique artisanale abordable permet de marquer des motifs prédéterminés sur le métal recyclé, une première étape essentielle pour produire des appareils électroniques extensibles et portables. Le métal actif récolté à partir des disques compacts était inerte, cytocompatible et capable de mesures biopotentielles vitales. Des études supplémentaires ont examiné l'émittance résistive du matériau, la détection de la température, les performances de surveillance des métabolites en temps réel et la fugacité déclenchée par l'humidité. Cette approche durable pour le recyclage des déchets électroniques fournit un flux de déchets basé sur la recherche avantageux qui ne nécessite pas d'installations de microfabrication de pointe, de matériaux coûteux et de compétences en ingénierie de haut calibre.

L'élimination des déchets électroniques (e-déchets) est devenue un flux de déchets préoccupant et croissant en raison du court cycle de vie de l'électronique. En 2015, les Nations Unies ont établi un schéma directeur pour les objectifs de développement durable (ODD)1. Le 12e ODD, « Consommation et production responsables », vise à relever les défis des déchets électroniques en veillant à ce que les pays adoptent une approche plus responsable face au flux proliférant de déchets électroniques2. Les processus de recyclage inefficaces sont une préoccupation mondiale pour la gestion des déchets électroniques car ils contribuent à une augmentation des déchets mis en décharge et produisent une pollution toxique3. En outre, Stephan Sicars (directeur du Département de l'environnement de l'Organisation des Nations Unies pour le développement industriel) a décrit les déchets électroniques comme "une menace sérieuse pour l'environnement et la santé humaine dans le monde"4. En 2019, les Nations Unies ont documenté 1,7 kg par habitant de déchets électroniques recyclés sur 7,3 kg par habitant générés. Pour garantir le recyclage de tous les déchets électroniques d'ici 2030, le taux de recyclage devra être environ dix fois supérieur2. Pour réduire l'enfouissement et l'accumulation de pollution, une méthode plus durable est nécessaire pour gérer le flux de déchets électroniques. Actuellement, seuls 15 à 20 % des déchets électroniques sont recyclés malgré leurs matériaux précieux : le fer, l'acier, le cuivre, l'argent et l'or5,6,7. Alors que les 80 % restants des déchets électroniques ne sont pas collectés pour être recyclés en raison des dépenses et du manque d'infrastructure mondiale5,6,7,8. Pendant ce temps, les composants toxiques et dangereux des déchets électroniques (mercure, plomb et résines synthétiques) menacent l'environnement et sont laissés à se dégrader dans des décharges ou incinérés5,6,7. Aujourd'hui, les déchets électroniques sont principalement constitués de technologies obsolètes qui représentent le sentier sans cesse croissant5. Les produits des années passées tels que les disques compacts (CD), les vieux téléviseurs et les écrans d'ordinateur sont les plus gros contributeurs aux déchets électroniques5. Depuis 1999, 9,02 milliards de CD ont été expédiés aux États-Unis9. En 2021, les ventes de CD ont augmenté de 1,1 % par rapport à l'année précédente pour atteindre 40,6 millions10. Cependant, ces statistiques ne tiennent pas compte des expéditions mondiales et ne tiennent compte que des CD de musique, à l'exclusion d'autres types tels que les DVD, les disques logiciels et les jeux vidéo. De plus, le domaine biomédical utilise les CD comme support principal pour les images médicales entre les patients et les prestataires. Ainsi, le nombre global de CD produits et circulant dans le monde devrait être beaucoup plus important et la fin du flux de déchets de CD reste incertaine. Alors que la dématérialisation sociétale augmente et que nous nous dirigeons davantage vers des plateformes électroniques, où tous ces CD seront-ils déposés ? Le cycle de vie et l'élimination des CD sont particulièrement préoccupants car ils peuvent se dépolymériser du polycarbonate en leur monomère toxique, le bisphénol A (BPA)11. Au fil du temps, la libération régulière de BPA, un possible xénoestrogène, peut avoir des conséquences négatives sur la santé et l'environnement11,12. En tant que tel, l'exploration du recyclage et de l'upcycling des sources de déchets électroniques est impérative.

L'électronique biointégrée présente de nouvelles méthodes de surveillance en temps réel de la progression physiopathologique, de l'état de santé et des performances sportives grâce à un large éventail de biomarqueurs13,14,15,16,17,18,19,20. La traduction de l'électronique rigide en mécanique souple pour une intégration transparente avec les tissus biologiques mous peut être réalisée avec des substrats polymères minces (par exemple, polyimide et polydiméthylsiloxane)21,22,23. En résolvant un décalage mécanique, les matériaux métalliques rigides conventionnels peuvent être transformés en composants extensibles en modelant des architectures déterministes (par exemple, serpentine, ondulée, etc.). Cette augmentation permet la déformation et réduit l'impédance de contact en améliorant la conformabilité qui existe à l'interface entre l'électronique et les tissus biologiques tels que la peau24,25. Les techniques de microfabrication existantes pour la fabrication de composants actifs étirables reposaient principalement sur des technologies d'impression ou de lithographie coûteuses et chronophages14. L'or évaporé, utilisé pour la microfabrication et la production de couches minces, coûte environ 95 $ par gramme (films épais d'environ 125 nm). Les coûts de traitement varient considérablement d'une installation à l'autre, coûtant entre 2 702 $ et 7 298 $ par utilisation et entre 59 016 $ et 139 542 $ par année26. Le délai peut varier de quelques heures à plusieurs jours selon la complexité de l'appareil. De plus, ces procédés nécessitent une abondance de composés volatils (p. ex. agent de gravure chimique, photorésist, révélateur, etc.) qui présentent des risques pour l'environnement27. Bien que les techniques avancées soient supérieures à bien des égards, elles peuvent ne pas convenir au prototypage rapide, aux tests expérimentaux ou au développement de capteurs à usage unique, en particulier dans les environnements où l'instrumentation est limitée28,29. Les capteurs jetables à usage unique font l'objet d'une demande croissante pour des mesures fiables, accessibles et rapides, et qui peuvent être utilisées n'importe où et n'importe quand sans recalibrage ni risque de contamination28. C'est particulièrement le cas dans les diagnostics médicaux qui ont un large éventail d'applications dans les capteurs de point de service censés remplacer les laboratoires centraux dans les paramètres de mesure limités en ressources ou sensibles au temps14,28. De plus, il est nécessaire de réduire la complexité et le coût de la fabrication de prototypes de dispositifs électroniques extensibles, ce qui augmentera le potentiel de fabrication et réduira le niveau de compétence requis pour fabriquer13,29,30,31,32. À ce jour, les chercheurs ont exploré d'autres utilisations des CD pour développer des électrodes en or et en argent33,34,35,36, détecter des ions métalliques (par exemple, Pb, Hg, Cu, etc.)37,38,39, cribler des composés organiques (par exemple, ADN, cystéine, dopamine, etc.)40,41,42 et quantifier les agents oxydants (ex. peroxyde d'hydrogène, Cl, iode, etc.)43,44,45,46,47. Cependant, les techniques rapportées jusqu'à présent ne parviennent pas à démontrer une voie d'application pour les plates-formes de biocapteurs et n'ont pas la durabilité mécanique pour être pratiques pour les applications portables.

Ici, nous avons développé des approches d'ingénierie durables pour recycler les CD en électronique extensible et transitoire qui offrent une alternative de fabrication peu coûteuse, écologique et rapide aux techniques de microfabrication conventionnelles. Le développement de ces biocapteurs s'est concentré sur la création de motifs déterministes et extensibles avec un couteau mécanique artisanal abordable. Cette étude présente la traduction des CD en capteurs portables biopotentiels, électrochimiques, résistifs et biodégradables. Nous proposons un capteur d'électrocardiogramme (ECG) entièrement intégré avec des électrodes CD à motifs pouvant communiquer avec un smartphone via Bluetooth. La bioélectronique douce recyclée a montré une biocompatibilité avec les kératinocytes humains, démontrant leur innocuité et leur application réussie avec l'électronique biointégrée sur la peau.

Un schéma du processus de recyclage est présenté à la Fig. 1a. La fraise mécanique peut définir des couches métalliques et polymères avec facilité et précision jusqu'à des tailles de 25 µm capables d'une déformation allant jusqu'à 20 % (Figs. 1,2 supplémentaires). En plus de la fraise mécanique, la structuration par photolithographie et gravure au laser a été explorée (Fig. 3 supplémentaire). La facilité d'utilisation, l'abordabilité et les capacités de développement rapide de la découpeuse mécanique se sont avérées être le processus de recyclage le plus simple. L'ensemble de la fabrication a été achevé en 20 à 30 minutes sans libérer de produits chimiques toxiques ni nécessiter d'équipement coûteux, coûtant environ 1,50 $ par appareil. Les entrées et les sorties du processus de fabrication de recyclage par rapport à la microfabrication sont illustrées dans la Fig. 4 supplémentaire. Le CD a été trempé dans 40 ml d'acétone pendant 1,5 min, libérant la couche métallique en décomposant le substrat en polycarbonate (Fig. 1a1 et Figs supplémentaires 5,6a)48,49. Cependant, la concentration dans l'acétone était indétectable (Fig. 6b supplémentaire). Le métal du CD a été facilement récolté avec du ruban de polyimide (PI), qui sert également de couche de substrat dans l'intégration du nouveau dispositif pour améliorer la durabilité mécanique et la robustesse du film métallique mince (Fig. 1a2). La couche de PI-métal a été transférée sur du papier de tatouage pour servir de substrat durable mais temporaire tout au long du processus de structuration (Fig. 1a3). Le papier de tatouage-PI-métal a été collé au tapis de découpe et modelé avec le cutter mécanique comme illustré à la Fig. 1a4. Les motifs sont facilement chargés sur le logiciel Cricut Design Space en important des dessins AutoCAD, et la couche PI-métal est sculptée par la machine de découpe (Cricut Maker, USA). Par la suite, les couches d'isolation peuvent être modelées par un processus similaire en collant le ruban PI sur du ruban soluble dans l'eau (Fig. 1a3–4). Après le traitement, le matériau en excès des couches de métal et d'isolation a été éliminé (Fig. 1a5). Les repères d'alignement ont permis d'aligner et de stratifier la couche isolante sur la couche métallique, produisant ainsi l'électronique CD recyclée (UCDE) (Fig. 1a6, b). Les images du processus complet sont présentées dans la Fig. 7 supplémentaire. Après le traitement, les UCDE ont démontré une résistance de base à quatre sondes d'environ 0,03 Ω/cm2.

a Schéma du processus de recyclage. (1) tremper dans de l'acétone ; (2) récolter la couche de métal avec du ruban PI ; (3) CD plastifié (en bas) sur papier de tatouage ; (en haut) ruban PI laminé sur ruban soluble dans l'eau ; (4) modèle avec coupe mécanique; (5) enlever l'excédent et stratifier la couche isolante ; (6) UCDE. b Vue en coupe de l'UCDE. Image SEM de c la couche métallique du CD après structuration (barre d'échelle, 200 µm) et d coupe transversale de l'UCDE (PI-métal-PI) (barre d'échelle, 20 µm). e FTIR de la couche métallique (côté PMMA) après traitement dans l'acétone, HCl et HNO3. f Caractérisation de surface avec analyse EDS du CD (couche métallique) après trempage dans l'acétone. g Propriétés mécaniques en fonction des performances électriques, moyenne et erreur standard des moyennes (n = 3) de la contrainte par rapport à la déformation (bleu) et de la résistance par rapport à la déformation (rouge). Images d'UCDE à motifs en treillis lors d'essais de traction. Région des orteils (15 mm de longueur), région du talon (19 mm de longueur, 27 % de déformation) et région linéaire (22,5 mm de longueur, 50 % de déformation). Performance électrique, moyenne et erreur standard des propriétés de résistance moyennes (n = 3) en fonction de h flexion cyclique et i étirement cyclique. j Image représentative de l'appareil UCDE. k Composants de l'appareil UCDE (barre d'échelle, 4 mm). l Image du dispositif UCDE laminée sur la peau (barre d'échelle, 1 cm).

La fraise mécanique a produit des coupes très précises et le ruban PI isole complètement la couche métallique (Fig. 1c et Supplémentaires Fig. 8a, b). L'épaisseur globale de la couche métallique récoltée à partir du CD était de 30, 35 ± 1, 92 µm, constituée d'une protection en polyméthacrylate de méthyle (PMMA) et d'une couche métallique d'archivage (~ 70 nm) (Figs. 5, 8c supplémentaires). L'épaisseur de la couche de métal PI (54,04 ± 2,72 µm) a augmenté avec la couche d'isolation finale à 82,24 ± 1,71 µm (Fig. 1d et Figs. supplémentaires 8c, d, 9). Comme présenté sur la figure 1e, la spectroscopie infrarouge à transformée de Fourier (FTIR) a révélé que la couche protectrice de PMMA restait intacte sur la couche métallique après le trempage dans l'acétone, et la couche n'a pas besoin d'être retirée pour produire les UCDE et a amélioré la durabilité. de la fine couche métallique d'archivage (Fig. 5 supplémentaire). Dans le spectre FTIR, les pics caractéristiques du PMMA ont pu être identifiés à 1726 cm-1 en raison de l'étirement C=O du groupe ester. Les bandes à 2873 et 2932 cm−1 sont causées par l'étirement C–H des alcanes. L'étirement du groupe C–O–C a été observé à 1060 et 1246 cm−1. La bande faible à 3468 cm-1, attribuée à l'étirement et à la flexion du groupe hydroxyle -OH, est suspectée d'être une humidité physisorbée provenant du trempage dans l'acétone et des lavages ultérieurs à l'eau DI. L'analyse par spectroscopie à rayons X à dispersion d'énergie (EDS) de la couche métallique après les traitements au solvant est illustrée à la Fig. 1f et à la Fig. 29,05 % en poids, respectivement (Fig. 10a, b supplémentaires). Leur présence a confirmé la composition archivistique de la couche à prédominance d'Ag. Des méthodes supplémentaires pour traiter le CD sont décrites dans les informations complémentaires. La couche de métal CD peut être décapée jusqu'à l'or presque pur par trempage dans un bain d'acide nitrique.

La figure 1g–i présente les propriétés mécaniques des UCDE une fois modelés. Par rapport au CD sans motif, une fois que les caractéristiques extensibles ont été gravées dans l'appareil, un comportement hyperélastique a pu être obtenu avec une déformation pertinente de la peau humaine (> 20 % de déformation)50 (Fig. 1g ; Figs. 11,12 supplémentaires ; et Tableau supplémentaire 1 ). Les structures en treillis triangulaires (n = 3) ont atteint un module d'élasticité et un allongement à un rendement de 5, 59 ± 0, 16 MPa et 62, 35 ± 1, 81%, respectivement (Fig. 1g). Le module d'élasticité des courbes de contrainte et de déformation des UCDE présentait une mécanique légèrement plus rigide que la peau humaine, E = 10–500 kPa15 mais reste suffisamment souple pour être utilisé comme électronique extensible. De plus, le motif extensible a permis une flexion et un étirement cycliques avec des écarts de résistance négligeables (Fig. 1h). La flexion cyclique pendant 100 cycles a produit une augmentation de 0,29 % de la résistance lors de la flexion avec un rayon de flexion de 3,5 mm. Les échantillons sans motif ont présenté un changement de performance plus important avec une augmentation de 21,7 % de la résistance lorsqu'ils sont pliés pendant 100 cycles à un rayon de courbure de 3,5 mm (Fig. 12b supplémentaire). L'étirement cyclique des UCDE à motifs pendant dix cycles a induit une augmentation de 0, 59% de la résistance dans une plage de 0 à 20% de déformation (Fig. 1i).

En raison de la forte limite d'élasticité et de la durabilité accrue du ruban PI, les capteurs peuvent être laminés sur la peau, sans substrat via un bandage liquide. De plus, les électrodes fabriquées peuvent être intégrées à un polymère élastomère de silicone tel que le polydiméthylsiloxane (PDMS), EcoFlex ou un bandage à base de silicone (Fig. 1j – l). Les UCDE peuvent fusionner avec des bandages en silicone via une réaction d'hydrolyse-condensation du siloxane pour produire une liaison covalente. Le côté PI des UCDE peut être recouvert d'un spray SiO2 (mastic de pulvérisation de comptoir) et la réaction d'hydrolyse-condensation produite par le traitement à l'ozone UV lie les UCDE à un bandage en silicone. Un dispositif UCDE entièrement fabriqué se composait de deux électrodes biopotentielles, un élément chauffant ou un capteur de température, une électrode de référence, une contre-électrode, une électrode de pH, une électrode à oxygène, une électrode au lactate et une électrode à glucose (Fig. 1k). La fabrication complète et de bout en bout et les ressources nécessaires à la fabrication peuvent être trouvées facilement dans les magasins d'artisanat conventionnels, éliminant ainsi le besoin d'instruments haut de gamme.

La figure 2 présente l'application des UCDE en tant que capteurs de biopotentiel. Les capteurs biopotentiels ont une large application pour une utilisation potentielle en tant qu'évaluations des risques, interventions physiques et outils de diagnostic pour les maladies cérébrales, cardiaques ou musculaires via une interface homme-machine51,52. Pour démontrer la performance des UCDE fabriqués, le signal biopotentiel enregistré a été comparé à celui des électrodes de gel commerciales. Les UCDE ont été laminés à l'avant-bras avec un bandage liquide pour les mesures d'électromyographie (EMG). Les électrodes de gel commerciales ont été placées directement à côté des UCDE. L'EMG à deux canaux a été enregistré de manière synchrone à l'aide d'un Quad Bio Amp (PowerLab) avec un taux d'échantillonnage de 1 kHz. Les signaux EMG présentés sur la figure 2a indiquent que les deux types d'électrodes avaient une sortie de signal similaire. Le signal EMG capturé par les UCDE avait une amplitude légèrement plus élevée et pouvait capter une activité supplémentaire de l'unité motrice. Cependant, nous soupçonnons que cela peut être le résultat de la plus grande surface couverte par les EMG UCDE. Pour les mesures ECG, les UCDE ont été laminées sur la peau avec la même technique, cependant, les électrodes ont été placées sur le côté gauche de la poitrine à 6 cm d'intervalle. Les électrodes de gel ont été placées à côté des UCDE sur la poitrine, à 6 cm de distance. Une électrode de gel a été utilisée comme masse centrale placée dans le quadrant abdominal supérieur gauche. L'ECG à trois canaux a été enregistré avec un Quad Bio Amp (PowerLab) à une fréquence d'échantillonnage de 1 kHz. Les deux types d'électrodes ont présenté des résultats similaires ; cependant, avec les UCDE, les ondes P et T étaient plus faciles à identifier (Fig. 2b). Équivalent aux résultats du signal EMG, nous soupçonnons que la plus grande surface présentée par les UCDE a produit une plus grande couverture de signal du signal électrique du cœur. La figure 2c, d montre les UCDE en tant que dispositif entièrement intégré démontré dans une configuration ECG entièrement sans fil et portable. Dans cette application, le contrôleur sans fil était alimenté par une batterie lithium-polymère, composée d'un microcontrôleur (MCU) et d'un module Bluetooth, laminés sur un bandage en silicone. Le contrôleur sans fil était connecté aux UCDE (laminés sur la poitrine gauche) et l'application pour smartphone enregistrait le signal ECG via Bluetooth (Fig. 2e et Supplémentaire Fig. 13). Le signal enregistré à partir de l'appareil sans fil entièrement fonctionnel a présenté des résultats similaires au système PowerLab et les ondes PQRST caractéristiques dans le signal ECG peuvent toutes être identifiées.

un signal EMG des électrodes de gel commerciales par rapport aux UCDE. b Signal ECG des électrodes à gel commerciales par rapport aux UCDE. c–e Capteur ECG entièrement sans fil. c Illustration schématique d'un appareil ECG portable ; un smartphone connecté sans fil via Bluetooth (en haut) à une unité de contrôle (en bas). d Photographie des UCDE extensibles en tant que capteurs ECG intégrés au système d'exploitation sans fil (barre d'échelle, 4 cm). Le signal ECG est enregistré via l'application pour smartphone.

Nous avons démontré la faisabilité des UCDE en tant que capteurs de température et appareils de chauffage résistifs entièrement extensibles à commande électrique qui ont une large gamme d'applications dans les environnements de soins de santé tels que les capteurs de température cutanée53, les moniteurs de débit sanguin54, etc55,56 (Fig. 3). Les caractéristiques de chauffage Joule des UCDE en tant qu'éléments chauffants sont illustrées sur les figures 3a à c. Une tension de polarisation CC fixe a été appliquée entre les bornes des électrodes avec une augmentation incrémentielle de la tension appliquée, 1 V par 30 s (1 à 7 V). La température générée par le réchauffeur UCDE, capturée par une caméra infrarouge, en fonction du temps à différentes tensions appliquées est présentée à la Fig. 3a. Les températures maximales et moyennes ont montré une sortie douce et réactive. La température maximale était généralement concentrée sur l'extrémité de l'appareil où la résistance était la plus faible ; cependant, dans la structure serpentine, le profil de distribution de chauffage était homogène. Pour les applications portables, nous avons comparé nos UCDE aux chauffe-mains jetables, qui ont été déterminés pour émettre des températures allant jusqu'à 42,0 ° C avec une moyenne de 33,7 ° C (Fig. 14 supplémentaire). Sur la base des données expérimentales, une tension de polarisation de 5 V appliquée au réchauffeur UCDE a présenté une émission de température similaire à celle des chauffe-mains disponibles dans le commerce (Hot Hands). À 5 V, le radiateur a produit une puissance calorifique moyenne de 35,6 °C et une température maximale de 52,3 °C. Ici, les caractéristiques d'un radiateur de 2,5 cm de large ont été démontrées ; cependant, des tailles plus grandes pourraient être produites dans les dimensions du CD. Un appareil de chauffage 40 % plus grand, fonctionnait de la même manière en termes de température de sortie, cependant, une tension de polarisation plus élevée était nécessaire pour obtenir un profil de température similaire en raison de la plus grande résistance (Fig. 15 supplémentaire).

a L'évolution de la température de l'élément chauffant UCDE de 1 à 7 V CC de tension de polarisation à 0 % de contrainte par rapport aux chauffe-mains disponibles dans le commerce. Les encarts sont les profils thermiques émis par le réchauffeur UCDE, capturés par une caméra infrarouge aux tensions correspondantes. b Caractérisation de la température de sortie du réchauffeur UCDE sous déformation à 0, 10 et 20 % de déformation. Les encarts sont des images IR du réchauffeur UCDE sous diverses déformations de contrainte. c Le réchauffeur extensible UCDE est laminé sur une paume et soumis aux déformations courantes de la main (repos, extension et flexion). Les encarts sont les profils thermiques émis par le réchauffeur UCDE lorsqu'il est laminé sur la paume (barre d'échelle, 2,5 cm). d La courbe d'étalonnage du capteur UCDE RTD, résistance à 4 sondes en fonction de la réponse en température d'un thermocouple. e La réponse en température du capteur UCDE RTD par rapport à une caméra IR.

La quantification de l'extensibilité du réchauffeur UCDE a été explorée en examinant les écarts de température en réponse à la contrainte de traction. À une tension de polarisation de 5 V CC, la sortie de température a été enregistrée à 0, 10 et 20 % de déformation (Fig. 3b). À une contrainte de 10 %, le réchauffeur est resté dans la plage de température du chauffe-mains (Hot Hands). De 0 % de déformation à 20 % de déformation, l'UCDE souffre d'une diminution de 19 % de la température moyenne de 35,6 à 28 °C en raison de la résistance accrue à travers l'appareil. Pour surmonter cette perte de performance, une tension plus forte pourrait être appliquée. Pour atteindre une température supérieure au chauffe-mains de 33,7 °C, à une contrainte de 20 %, un courant continu de 7 V pourrait être appliqué, en supposant une perte de 19 %, et la sortie moyenne serait de 37,2 °C. Cela pourrait être avantageux pour les applications sur la peau, car de nombreuses régions du corps peuvent produire des contraintes allant jusqu'à 20 %50. La performance du radiateur de l'UCDE a été évaluée en laminant le radiateur portable sur la paume d'un sujet (Fig. 3c). Le radiateur de l'UCDE a été soumis à une extension et une flexion au niveau de la paume avec une tension continue de 5 V appliquée. Lorsque la paume était détendue, étendue et fléchie ; la sortie thermique du réchauffeur de l'UCDE a fonctionné de la même manière que la caractérisation in vitro à 5 V CC, avec un peu, voire aucun changement de la température émise.

La détection de température des UCDE a été déterminée par des mesures de résistance à quatre sondes et calibrée avec un thermocouple pour développer un capteur de détecteur de température résistif (RTD) (Fig. 3d, e). La courbe d'étalonnage des UCDE en tant que capteur de température est présentée sur la figure 3D, changement de résistance par rapport au changement de température, un coefficient de température de 9,21 × 10−4 °C−1 à 20 °C et R2 de 0,99. La réponse de détection de température du capteur RTD UCDE a été évaluée et comparée à une caméra infrarouge (Fig. 3e). Les UCDE ont fonctionné de manière analogue à la caméra infrarouge sans écarts significatifs dans le temps de réponse de la température ou la détection de la température.

Les UCDE peuvent être transformés en capteurs électrochimiques extensibles, avec des fonctionnalités dans des biocapteurs potentiométriques, ampérométriques et enzymatiques. La figure 4 met en évidence les caractéristiques électrochimiques des capteurs UCDE extensibles. Le transfert électrochimique d'électrons et les propriétés interfaciales des électrodes UCDE ont été évalués par voltamétrie cyclique (CV) et spectroscopie d'impédance électrochimique (EIS), testés dans une solution saline tamponnée au phosphate (PBS) (pH 7,4) avec 5 mM K3Fe (CN) 6 (Fig. . 4a–c). Comme le montre la Fig. 4a, b, une fois que les électrodes UCDE ont été nettoyées électrochimiquement dans 0, 1 M H2SO4, la réaction redox des molécules électroactives était supérieure après le nettoyage électrochimique et réalisée de la même manière qu'une électrode en or nu (Fig. 16 supplémentaire). Les performances des électrodes de l'UCDE avant et après le nettoyage électrochimique ont été analysées par EIS. La figure 4c présente les résultats EIS des électrodes UCDE et en or nu. Les UCDE nettoyés et les électrodes en or nu avaient une résistance interne et une réactance inférieures, indiquant que le site électrochimique redox-actif sur les UCDE est devenu supérieur après le nettoyage à l'acide.

Voltampérométrie cyclique des UCDE par rapport à Ag/AgCl (1 M KCl) dans du PBS (pH 7,4) avec 5 mM K3Fe(CN)6 a avant et b après nettoyage électrochimique dans H2SO4. c Performances EIS dans du PBS (pH 7,4) avec 5 mM de K3Fe(CN)6. Performances de voltamétrie cyclique des UCDE comme électrode de référence Ag/AgCl par rapport à l'électrode commerciale Ag/AgCl (1 M KCl) avec d 1 M et e 0,01 M Cl−. f Courbe d'étalonnage de l'électrode de référence UCDE par rapport à une électrode commerciale Ag/AgCl (1 M KCl). g Performances potentiométriques de l'UCDE en tant que capteur de pH (par rapport à l'électrode de référence UCDE Ag/AgCl fabriquée). L'encart est la courbe d'étalonnage associée du capteur de pH. Performances ampérométriques des UCDE en tant que capteur d'oxygène, i de glucose et j de lactate (par rapport à l'électrode de référence Ag/AgCl UCDE fabriquée). Les encarts sont les courbes d'étalonnage correspondantes.

Étant donné que les UCDE sont composés d'Ag et d'Au, ces électrodes peuvent être traduites en électrodes de référence Ag/AgCl hautement fonctionnelles par un simple processus électrochimique. Sans nettoyage électrochimique, la voltamétrie à balayage linéaire (LSV) suivie de CV dans du KCl 0,1 M et du HCl 0,01 M a produit la nucléation de l'AgCl, le convertissant en un film conforme au sommet des électrodes UCDE57. La performance de l'électrode de référence UCDE Ag/AgCl par rapport à une électrode de référence commerciale Ag/AgCl (1 M KCl) est illustrée à la Fig. 4d – f et au tableau supplémentaire 2. Comme prévu, avec une diminution de la concentration de Cl−, le l'électrode de référence présentait une légère dérive de potentiel négative par rapport à l'électrode de référence commerciale Ag / AgCl (1 M KCl) (Fig. 4f). Ainsi, cette électrode de référence UCDE fabriquée pourrait être utilisée à la place d'une électrode commerciale Ag/AgCl avec un changement de performance négligeable.

Les performances des capteurs UCDE potentiométriques, ampérométriques et enzymatiques ont été surveillées séparément dans différentes solutions d'analyte. La mesure des niveaux de H+ est nécessaire pour développer un capteur de pH. Nous avons couplé l'électrode de référence Ag/AgCl avec un ionophore sélectif H+ intégré dans une membrane recouverte de chlorure de polyvinyle (PVC). La figure 4g montre la réponse représentative du potentiel de circuit ouvert (OCP) du capteur de pH, mesurée potentiométriquement dans des solutions de 4 à 12 pH. L'ISE a montré une pente cationique proche de Nernstian (équation de Nernstian, la sensibilité théorique des capteurs basés sur l'ISE est de 59 mV/décade) avec une sensibilité de −36,5 mV/décade (R2 = 0,99) de concentration pour les ions H+ a été observée. Des valeurs de pH saines sur la peau vont de 4 à 7 pH, alors qu'un pH plus basique sur une plaie peut indiquer un état pathologique14. Un capteur d'oxygène de type Clark était basé sur l'interaction de Nafion et d'une couche diluée de PDMS (membrane sélective d'oxygène) recouvrant l'électrode de l'UCDE après un nettoyage électrochimique. La réponse CV a montré un potentiel redox pour l'oxygène à -0, 4 V par rapport aux UCDE Ag / AgCl (Fig. 17a supplémentaire). La figure 4h illustre la réponse chronoampérométrique du capteur d'oxygène, capable de détecter des concentrations d'oxygène dissous comprises entre 20,2 et 100 % de saturation en O2, bien dans des concentrations physiologiques de sang de 1,60 à 4,16 mg/L (10,5 à 27,7 O2%)58,59. Le capteur d'oxygène UCDE présentait une sensibilité de -65 nA/(cm2O2%) (R2 = 0,98) et un temps de réponse de 42 s (t90%) (Fig. 4h et Supplémentaire Fig. 17b). La détection du glucose et du lactate est basée sur les enzymes glucose et lactate oxydase qui sont immobilisées par une solution de nanotubes de carbone à paroi unique (SWCNT)-chitosane sur une couche médiatrice de bleu de Prusse58,60. Après nettoyage électrochimique, la couche médiatrice de Bleu de Prusse a été déposée électrochimiquement par CV. Un dépôt CV de cinq cycles de bleu de Prusse a donné une réponse H2O2, illustrée à la Fig. 18a, b supplémentaire, présentant une plage dynamique de 5 à 30 mM avec une sensibilité de -1,85 µA/cm2mM (R2 = 0,99), qui peut être modifié avec un compromis de sensibilité accrue (moins de cycles CV de bleu de Prusse) ou de plage dynamique accrue (plus de cycles CV de bleu de Prusse). La figure 4i, j montre la réponse chronoampérométrique des capteurs de glucose et de lactate à base d'enzymes UCDE. La réponse de voltamétrie cyclique des capteurs ampérométriques de glucose et de lactate avec la couche médiatrice de bleu de Prusse est présentée dans la Fig. 18c supplémentaire. Le capteur de glucose de l'UCDE a produit une plage linéaire entre 0,15 et 0,75 mM à une sensibilité de -0,94 µA/cm2mM (R2 = 0,98), avec des concentrations physiologiquement pertinentes pour les niveaux de glucose dans la sueur, de 0,2 à 0,6 mM61. Le capteur de lactate de l'UCDE a démontré une plage linéaire de 3 à 9 mM avec une sensibilité de -21,5 nA/cm2 mM (R2 = 0,98), tombant dans des concentrations physiologiques saines entre 1 à 3 mM et > 7 mM indiquant une acidose lactique au niveau d'une plaie14. Les électrodes UCDE peuvent être simplement fonctionnalisées dans des systèmes de détection potentiométriques, ampérométriques et enzymatiques entièrement développés, une alternative peu coûteuse et rapide aux technologies de microfabrication, de sérigraphie et de jet d'encre.

En plus du développement de capteurs physiques avec les UCDE, ce processus de recyclage peut être modifié pour produire de l'électronique biodégradable, qui a de nombreuses applications cliniques62,63,64. La composition de CD présente une couche ultrafine d'Au-Ag qui peut être facilement exploitée en électronique biodégradable. Les UCDE peuvent être traduits en dispositifs biodégradables, en modifiant légèrement le processus de fabrication (Fig. 19, 20 supplémentaires) et en les trempant dans de l'acide nitrique au lieu d'acétone pour éliminer complètement la couche protectrice de PMMA. Le dispositif consiste en une membrane biodégradable passive (~ 50 µm d'épaisseur) d'alcool polyvinylique (PVA) ou de polycaprolactone (PCL) avec l'or actif transféré du CD (18, 96 ± 5, 28 nm d'épaisseur) (Fig. 5a). Le mécanisme transitoire du PVA repose sur la simple dissolution du substrat polymère, tandis que le PCL peut être dégradé par dégradation hydrolytique du PCL en acide 6-hydroxycaproïque par hydrolyse (Fig. 5b)65. Des capteurs résistifs biodégradables ont été fabriqués avec des substrats PVA et PCL. Les évaluations des substrats PVA et PCL ont établi des mesures quantitatives pour le développement et la traduction de ces dispositifs résorbables peu coûteux à utiliser dans les soins cliniques et se dissolvent pour donner des produits complètement biocompatibles. En raison de la cinétique rapide du dispositif PVA, il peut être utilisé comme capteur de mesure rapide lorsque le retrait n'est pas nécessaire (par exemple, des évaluations rapides des plaies) et la cinétique de dissolution plus longue du dispositif à base de PCL pour les capteurs implantables. De plus, la configuration PVA produisait des niveaux de transmission élevés (Fig. 21 supplémentaire). Les performances électriques du dispositif à base de PVA ont été interrompues en moins d'une seconde dans l'eau mais maintenues dans des solvants organiques (Fig. 5c). Le dispositif à base de PCL a présenté une réponse électrique antithétique car les performances électriques n'étaient pas perturbées dans l'eau mais perturbées dans les solvants organiques (Fig. 5d). De plus, le dispositif PCL présentait des performances stables dans diverses solutions de pH (Fig. 5e). Les différentes étapes de dissolution sont illustrées à la Fig. 5f, g pour la résistance PVA et PCL dans des conditions biologiques (PBS, pH 7,4 à 37 ° C). La figure 5h, i et la figure supplémentaire 22 présentent la dissolution à l'échelle nanométrique de la résistance PCL observée par SEM, illustrant l'interface PCL-métal. Il a été démontré que le PCL se dégrade lentement dans des solutions aqueuses et peut prendre des mois pour se dégrader complètement (Fig. 22 supplémentaire)65. Le PCL s'est dissous uniformément sans fractures et la couche métallique a développé des microfissures au fil du temps. Néanmoins, cette configuration d'appareil peut rester fonctionnelle pendant des mois. Dans notre étude, nous avons examiné les changements de résistance pendant 7 jours avec une température alternée, ce qui a présenté une augmentation de la résistance de base de 36 à 426 Ω (Fig. 23 supplémentaire).

a Conception schématique, permettant une électronique biodégradable pour des appareils entièrement recyclables. b Réaction chimique responsable du déclenchement du transitoire. c À base de PVA, performance de dégradation électrique dans divers solvants. d À base de PCL, dégradation électrique dans divers solvants et e stabilité dans différentes solutions de pH. Images de dégradation en fonction du temps dans du PBS (pH 7,4) du f PVA et (barre d'échelle, 3 mm) g résistance à base de PCL (barre d'échelle, 3 mm). SEM de l'interface métal-PCL : h avant dégradation et i après 6 semaines trempées dans du PBS (pH 7,4) à 37 °C (barre d'échelle 10 µm).

La biocompatibilité in vitro des cellules kératinocytaires de la peau (HaCaT) a été évaluée sur les UCDE produits par diverses procédures de préparation impliquant le trempage du CD dans de l'acétone, de l'acide chlorhydrique ou de l'acide nitrique. Les cinq groupes d'échantillons (n ​​= 3) évalués étaient le contrôle, le trempage à l'acétone (Ac), le trempage à l'acide chlorhydrique (HCl), le trempage à l'acide nitrique (NA) et les flocons d'or produits par transition lors du démontage de l'électronique. Après 7 jours de culture sur les substrats expérimentaux, la viabilité cellulaire a été évaluée à l'aide d'un test vivant/mort (Fig. 6). HaCaT entourant tous les substrats a montré une monocouche confluente avec une viabilité élevée, comme confirmé par microscopie fluorescente et analyse d'intensité fluorescente (Fig. 6a). Les cellules du groupe témoin ont dépassé l'intensité de fluorescence mesurable pour les cellules viables, où les trois échantillons étaient parfaitement confluents (Fig. 24 supplémentaire). Les cellules sont restées viables dans les groupes Ac (~ 96,7 %), HCl (~ 94,7 %) et NA (~ 93,0 %) après 7 jours, tandis que les cellules exposées aux flocons d'or ont démontré statistiquement moins de viabilité (~ 77,8 %) in vitro (* p < 0,05) (Fig. 6b et Fig. 24b supplémentaire). Nous soupçonnons que la grande taille des flocons (SA = ~ 110 µm) a perturbé la motilité naturelle et l'environnement des cellules, les empêchant de se fixer complètement et de proliférer dans ces conditions. Nous émettons l'hypothèse qu'in vivo, les macrophages multinucléés, les cellules géantes multinucléées ou les cellules géantes à corps étranger seraient capables d'éliminer ces flocons par phagocytose au détriment d'une réponse inflammatoire élevée66,67.

une imagerie confocale de cellules HaCaT colorées vivantes/mortes cultivées pendant 7 jours (barre d'échelle, 100 µm). Le groupe d'échantillons d'une méthode de trempage pour les UCDE : acétone (Ac), acide chlorhydrique (HCl), acide nitrique (NA) et paillettes d'or. b L'intensité de fluorescence relative des cellules cultivées pendant 7 jours est présentée sous forme de moyenne et d'erreur standard des moyennes (*p < 0,05 TTEST).

À ce jour, les chercheurs ont présenté des méthodes pour recycler les déchets de CD en capteurs électrochimiques pour des protocoles évolutifs et bon marché. Cependant, jusqu'à présent, ils n'ont pas réussi à démontrer des plates-formes de biocapteurs mécaniquement durables pour des applications portables pratiques. Notre étude répond à cette limite. Ces CD peuvent être transformés en bioélectronique douce pour une surveillance non invasive, tout en s'intégrant pleinement à la peau humaine. Une machine de découpe mécanique a soigneusement défini les UCDE pour un micro-motif abordable d'électronique entièrement extensible et flexible. Nous introduisons une nouvelle approche de recyclage et des applications pour la détection entièrement évolutive du biopotentiel (EMG et ECG), l'émission de chaleur, la détection de la température, la surveillance électrochimique (pH, oxygène, lactate et glucose) et la détection transitoire déclenchée par l'humidité. Les capteurs biopotentiels développés ont montré des performances similaires aux électrodes de gel disponibles dans le commerce. L'élément chauffant démontré produisait une chaleur moyenne de 35,6 °C à 5 V et le capteur RTD présentait une sensibilité analogue à celle d'une caméra infrarouge de laboratoire. La détection potentiométrique du pH a illustré une plage dynamique de 4 à 12 pH et une sensibilité de -36,5 mV/décade. Les performances du capteur ampérométrique pour le capteur d'oxygène étaient de 20,2 à 100 % d'O2 (sensibilité = -65 nA/(cm2O2 %), le capteur de glucose était de 0,15 à 0,75 mM (sensibilité = 0,94 μA/cm2mM) et le capteur de lactate était de 3 à 9 mM (sensibilité = -21,5 nA/cm2 mM). Enfin, les performances transitoires ont été démontrées pour l'électronique entièrement recyclable. Ce développement translationnel a été entièrement optimisé, pour produire des résultats biologiquement pertinents en matière d'extensibilité et de flexibilité, ainsi que des performances de détection tout en restant entièrement biocompatible. Dans l'ensemble, cette étude fournit une alternative utile pour la gestion des déchets électroniques, l'électronique à usage unique, le prototypage rapide et les approches peu coûteuses pour les méthodes de fabrication bioélectronique.

Le processus de recyclage proposé décrit ici permet des solutions durables pour le recyclage des CD et autres déchets électroniques qui peuvent être démontrées à l'avenir. Nous prévoyons des travaux supplémentaires pour (1) évaluer les performances à long terme des capteurs électrochimiques, (2) des systèmes entièrement intégrés pour la surveillance sans fil et (3) des études supplémentaires pour réaliser pleinement le potentiel des dispositifs transitoires dans les applications vers la bioélectronique implantable. La méthode de recyclage fournie ici permettra la fabrication bioélectronique sans avoir besoin de techniques de formation et de microfabrication intensives, ce qui ouvre la porte à une plus grande variété de disciplines adoptant des dispositifs extensibles et flexibles pour leurs études.

Notre article met en lumière les défis qui affligent le recyclage des déchets électroniques et, par la suite, propose un remède. La confusion des consommateurs et le manque de connaissance des infrastructures restent des problèmes critiques en ce qui concerne un recyclage approprié. Mettre l'accent sur le développement de nouvelles approches de recyclage par la diffusion scientifique augmentera la sensibilisation dans ce domaine. De nouveaux programmes intégrés à la loi sur l'investissement et l'emploi dans les infrastructures, en particulier la loi RECYCLE, visent à soulager le flux de recyclage inondé et à offrir de nouvelles opportunités pour soutenir les idées innovantes de recyclage et de surcyclage. Jusqu'à présent, les activités de recyclage et d'upcycling ont représenté 681 000 emplois, 37,8 milliards de dollars en salaires et 5,5 milliards de dollars en recettes fiscales aux États-Unis68. Les programmes politiques qui financent de nouveaux emplois et de nouvelles idées aideront les États-Unis à atteindre les objectifs mondiaux de durabilité. L'upcycling est une pratique durable car elle « répond aux besoins du présent sans compromettre la capacité des générations futures à répondre aux leurs »69 par la transformation des déchets en produits secondaires. L'approche de recyclage proposée reste durable si le coût de la microfabrication reste exubérant, si le prototypage rapide persiste en tant que pratique commerciale et institutionnelle essentielle, et si les soins de santé exigent de plus en plus des capteurs à usage unique. En tant que méthode simple et rentable, cette technologie peut être adoptée à la fois à l'échelle de la recherche universitaire et à l'échelle commerciale. Les instituts et les universités peuvent installer des boîtes de collecte de CD, tandis que les entreprises qui proposent des méthodes de collecte de CD, telles que GreenDisk, peuvent adopter ou sous-traiter les techniques de fabrication proposées comme alternative pour réduire l'accumulation de CD dans les décharges. Tout effort visant à accroître à la fois le recyclage et l'upcycling fera progresser la mise en place de pratiques écologiquement durables.

Toutes les expériences avec des sujets humains ont été réalisées conformément aux protocoles qui ont été approuvés par l'Institutional Review Board de l'Université de Binghamton (IRB ID : STUDY00003602).

Les CD d'or d'archives Verbatim et la bande PI ont été achetés via Amazon pour la fabrication UCDE illustrée à la Fig. 1a et modelés avec un coupe-tissu Cricut Maker®. Les plots de contact des UCDE ont été pontés et connectés avec des fils standard par un époxy argent électriquement conducteur à deux composants. Les parties A et B de l'époxy ont été mélangées à des rapports égaux en poids, puis placées sur le plot de contact pour connecter électriquement les fils conducteurs. L'époxyde d'argent a été durci à 100 ° C pendant 5 min. Les UCDE ont été connectés à un multimètre numérique (Keysight, 34460 A) pour des mesures en temps réel. Les mesures de biopotentiel ont été effectuées et traitées avec une unité d'acquisition de données PowerLab et analysées via le logiciel LabChart. Les images de température ont été capturées en temps réel par une caméra infrarouge (IR) (ETS320). Tous les tests électrochimiques ont été réalisés avec un potentiostat (CH Instruments, 660E).

Tous les tests mécaniques ont été effectués avec une taille de groupe de n = 3 et un tensiomètre Mark10 utilisant un dynamomètre de 25 N. Des tests de contrainte et de déformation ont été réalisés avec une vitesse de déformation de 5,1 mm/min jusqu'à la rupture. La vitesse de déformation pour la flexion cyclique était de 300 mm/min et maintenue à un rayon de courbure de 3,5 mm. Toutes les expériences ont été réalisées avec un multimètre numérique (Keysight, 34460 A) pour enregistrer la résistance en temps réel.

Le MCU ECG a été conçu avec un jeu de puces uBIC-MZ24C20R (MEZOO, Inc, Corée du Sud), qui est un module de capteur biométrique ECG à 1 canal (dérivation I) monopuce hautes performances et basse consommation avec un cortex ARM 32 bits -Processeur M0. Les données ECG de deux dérivations (RA et LA) ont été collectées avec une résolution ADC de 24 bits et un taux d'échantillonnage de 1 kHz, puis transmises à une application pour smartphone en temps réel via une communication Bluetooth à faible consommation d'énergie (BLE).

Toutes les électrodes (à l'exception de l'électrode de référence et de pH) ont été nettoyées dans H2SO4 0,1 M de -0,4 à 1,4 V (vs. Ag/AgCl (KCl 1 M)) à 25 mV/s pendant un cycle.

L'électrode de référence a été fabriquée en utilisant la trace d'argent dans le matériau d'électrode active du CD. L'Ag a été chloré dans une solution aqueuse de 0,1 M KCl et 0,01 M HCl avec voltamétrie à balayage linéaire du potentiel de circuit ouvert (OCP) à 0,4 V (vs. Ag/AgCl (1 M KCl)) à 20 mV/s suivi d'une voltamétrie de 0,1 à 0,3 V (vs. Ag/AgCl (1 M KCl)) à 100 mV/s pendant dix cycles57.

L'électrode de référence fabriquée a été utilisée pour le développement du capteur de pH avec une membrane sensible au pH recouvrant l'électrode Ag/AgCl. La solution pH ISE a été préparée avec 1 % (v/v) d'ionophore I H+, 0,1 % en poids de tétrakis(4-chlorophényl)borate de potassium, 10 % (v/v) d'éther octylique de nitrophényle et 5 % en poids de chlorure de polyvinyle (PVC) dans tétrahydrofuranne. Une solution de 3 µL a été coulée en goutte sur l'électrode Ag/AgCl.

Le capteur d'oxygène a été préparé en coulant trois couches de 3 µL de Nafion sur l'électrode en or et en laissant chaque couche sécher pendant une heure. Une membrane de diffusion sélective a été coulée en goutte à 3 µL qui contenait 30 % en poids de PDMS dans du toluène. Le mélange coulé en goutte a ensuite été durci à 60 ° C pendant 1 h.

La solution d'immobilisation (chitosan/SWCNT) a été préparée en mélangeant 2 % d'acide acétique avec 1 % de chitosan dans de l'eau déminéralisée et agitée pendant 2 h. Ensuite, des SWCNT ont été ajoutés à une densité de chargement de 2 mg/mL de solution et un bain-marie soniqué pendant 30 min. La couche médiatrice de bleu de Prusse a été déposée électrochimiquement dans une solution fraîche de 100 mM de KCl, 2,5 mM de K3Fe(CN)6, 2,5 mM de FeCl3 et 100 mM de HCl. Pour le capteur de lactate, la couche médiatrice de bleu de Prusse a été déposée électrochimiquement par voltamétrie cyclique de -0,5 à 0,6 V (vs. Ag/AgCl (1 M KCl)) à 50 mV/s pendant cinq cycles. Après le dépôt, les électrodes ont été rincées avec de l'eau DI et 3 µL de la solution de chitosan/SWCNT ont été coulés en goutte sur l'électrode et laissés sécher pendant 1 h. Une solution de lactate oxydase (40 mg mL-1 dans du PBS (pH 7,4)) a été coulée en goutte à 2 µL et laissée sécher pendant une heure. Enfin, 3 µL supplémentaires de la solution de chitosane/SWCNT ont été coulés en goutte sur l'électrode et laissés sécher pendant 1 h. L'électrode a été stockée une nuit au réfrigérateur. Pour le capteur de glucose, la couche médiatrice de Bleu de Prusse a été déposée électrochimiquement par voltamétrie cyclique de 0 à 0,6 V (vs. Ag/AgCl (1 M KCl)) à 25 mV/s pendant un cycle. Une solution de glucose oxydase a été préparée et mélangée (10 mg mL-1 dans du PBS (pH 7,4)) et ajoutée au mélange de chitosan/SWCNT dans un rapport de 1:2 (volume par volume). La solution de glucose oxydase a été coulée en goutte à 3 µL sur l'électrode et laissée sécher pendant 1 h. Ensuite, une solution de 3 µL de chitosan/SWCNT a été coulée en goutte sur le dessus et laissée sécher pendant 1 h, puis placée au réfrigérateur pendant la nuit.

Tous les échantillons ont été stérilisés aux UV pendant 30 min et attachés à une plaque de culture tissulaire. Les HaCaT, cellules de kératinocytes immortalisées dérivées de la peau humaine, ont été cultivées dans un milieu Eagle modifié de Dulbecco additionné de 10 % de sérum bovin fœtal et de 1 % d'antibiotiques pénicilline-streptomycine. Le HaCaT du passage 8 a été ensemencé à 60 000 cellules/échantillon et le milieu a été réapprovisionné toutes les 48 h, où les flocons d'or ont également été réapprovisionnés dans les puits d'échantillon correspondants. Les cellules ont été cultivées pendant 7 jours sur tous les substrats jusqu'à ce qu'un test vivant/mort soit effectué en utilisant 3 μM de calcéine AM et 3 μM d'iodure de propidium. L'imagerie a été réalisée à l'aide d'un microscope à fluorescence (Nikon) et l'intensité de fluorescence a été obtenue à l'aide d'un lecteur de plaque (Tecan).

Aucune méthode statistique n'a été utilisée pour prédéterminer la taille de l'échantillon. Les données des Fig. 1g – i, 6b et la Fig. 12b supplémentaire est présentée comme la moyenne et l'erreur standard des moyennes avec une taille de groupe de n = 3.

De plus amples informations sur la conception de la recherche sont disponibles dans le résumé des rapports de recherche sur la nature lié à cet article.

Toutes les données pertinentes à l'appui de la fabrication, des tests et de la fonctionnalisation des capteurs dans le cadre de l'étude sont présentées dans l'article et le fichier d'informations supplémentaires. Des informations supplémentaires peuvent être demandées à l'auteur correspondant sur demande raisonnable. De plus amples détails sont décrits dans le fichier d'informations supplémentaires qui comprend une méthode de fabrication alternative, l'étalonnage du capteur de température, l'évaluation des performances électrochimiques, la fabrication des UCDE biodégradables et des solutions pour recycler l'acétone et le polycarbonate.

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Général : Nous remercions le personnel des installations de nanofabrication (NLB) et du laboratoire d'analyse et de diagnostic (ADL) de l'Université de Binghamton pour son soutien technique. Nous apprécions le soutien de Chae Ho Cho et Ajan Prabakar dans le développement de l'application smartphone pour l'enregistrement ECG sans fil. Nous tenons également à remercier Sean McGee du programme d'études environnementales de l'Université de Binghamton pour avoir soutenu nos recherches en matière de politique environnementale et de durabilité. Ce travail a été soutenu par la National Science Foundation (ECCS #2020486 et #1920979). Nous reconnaissons le soutien du Centre d'excellence pour l'intégration et l'emballage de systèmes à petite échelle (S3IP), le financement de subventions de démarrage BU-UHS et les fonds de démarrage de SUNY Binghamton.

Département de génie biomédical, Université d'État de New York à Binghamton, Binghamton, NY, 13902, États-Unis

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

Collège des sciences infirmières et Département de génie électrique et informatique, Université du Massachusetts, Amherst, MA, 01003, États-Unis

Yeonsik Nô

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MSB et AK ont dirigé l'idée de développement et conçu les expériences. MSB a réalisé les expériences et rédigé l'article. LS a mené les expériences d'essais mécaniques. MM a mené les études de biocompatibilité et contribué à la rédaction de la section correspondante, tandis que GJM a fourni des conseils. YN a développé le MCU Bluetooth et le logiciel associé. AK a supervisé ce travail, fourni des conseils et aidé à rédiger le manuscrit en tant qu'auteur correspondant.

Correspondance avec Ahyeon Koh.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

Nature Communications remercie Ligia Maria Moretto et les autres évaluateurs anonymes pour leur contribution à l'évaluation par les pairs de ce travail. Les rapports des pairs examinateurs sont disponibles.

Note de l'éditeur Springer Nature reste neutre en ce qui concerne les revendications juridictionnelles dans les cartes publiées et les affiliations institutionnelles.

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Réimpressions et autorisations

Brown, MS, Somma, L., Mendoza, M. et al. Disques compacts de recyclage pour des applications bioélectroniques flexibles et extensibles. Nat Commun 13, 3727 (2022). https://doi.org/10.1038/s41467-022-31338-9

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Reçu : 22 octobre 2021

Accepté : 12 juin 2022

Publié: 28 juin 2022

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

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