Digitale Fertigung intelligenter Multimaterial-Fasern für fortschrittliche Optoelektronik

Zusammenfassung

Fasern sind allgegenwärtig und meist passiv. Optoelektronik, die in einer Faser realisiert wird, könnte mehrere Anwendungsbereiche revolutionieren, einschließlich biosynthetischer und tragbarer Elektronik, Umweltsensorik und Energieernte. Die Realisierung hochleistungsfähiger Elektronik in einer Faser bleibt jedoch eine anspruchsvolle Herausforderung aufgrund der Schwierigkeit einer Materialverarbeitungsstrategie, die es ermöglicht, Geräte aus kristallinen Halbleitern wie Silizium in einer geordneten, adressierbaren und skalierbaren Weise in eine Faser einzubetten. Aktuelle Faser-Sensor-Fertigungsansätze sind entweder nicht skalierbar oder beschränken die Halbleiterwahl auf amorphe wie Chalkogenidgläser, die in ihrer elektronischen Leistung Silizium unterlegen sind, was zu begrenzter Bandbreite und Empfindlichkeit solcher Sensoren im Vergleich zu einer Standard-Silizium-Photodiode führt. Unsere Gruppe belegt eine universelle In-Faser-Fertigung von Logikschaltungen und Sensorsystemen, analog zur Very-Large-Scale-Integration (VLSI), die das Aufkommen des modernen Mikroprozessors ermöglichte. Wir entwickeln eine vielseitige Hybrid-Fertigungsmethodik, die In-Faser-Materialarchitekturen zusammenbaut, die typisch für integrierte mikroelektronische Geräte und Systeme in Siliziumdioxid, Silizium und Hochtemperaturmetallen sind. Diese Methodik, „VLSI für Fasern“ oder „VLSI-Fi“ genannt, kombiniert 3D-Druck von Vorformen, thermisches Ziehen von Fasern und nachträgliche Montage fasereingebetteter integrierter Geräte durch materialselektive, räumlich kohärente Kapillarbruch der Faserkerne. Wir glauben, dass diese Methode eine neue Klasse langlebiger, kostengünstiger, allgegenwärtiger Fasergeräte und -sensoren liefern wird, die die Integration von Textilien mit menschengemachten Objekten wie Möbeln und Bekleidung in das Internet der Dinge (IoT) ermöglichen. Darüber hinaus wird sie Innovationen im 3D-Druck vorantreiben und den digitalen Fertigungsansatz in den Nanoelektronik-Bereich erweitern.

Einleitung

Obwohl glasgezogene Fasern bis in die Römerzeit zurückreichen, wurden die ersten funktionalen optischen Fasern 1792 von den französischen Brüdern Chappe für Kommunikationszwecke hergestellt. 1842 zeigte der Schweizer Physiker Jean-Daniel Colladon, dass Licht intern durch einen Wasserstrahl geleitet werden konnte. Diese beiden Entdeckungen führten zu jahrzehntelangen optischen und materialtechnischen Verbesserungen, die zu den heutigen effizienten Fasern führten, die Hochgeschwindigkeits-Telekommunikation und Datenspeicherung über Kilometer Distanz weltweit ermöglichen, wie das 25.000 km lange transpazifische Unterseekabel (TPC), das 1996 fertiggestellt wurde. Zudem werden Faseroptische Sensoren (FOS) für eine Vielzahl biomedizinischer, Öl- und Gas-, maritimer, architektonischer, chemischer und Luft- und Raumfahrtanwendungen eingesetzt.

Die Kontrolle und verbesserte Leistung der Lichtausbreitung durch Photonic-Crystal-Fasern (PCF), die 1996 von Philip Russel entwickelt wurden, öffnete Türen für Forschung an komplexeren funktionalen internen Faserstrukturen. Neue Mikrostrukturen begrüßten auch die Integration von Materialvielfalt in ihrer Konstitution, um intelligente Fasern für Elektronik, Optoelektronik, In-Faser-Synthese, Mikrofluidik, Mikroelektromechanische Systeme und biosynthetische Schnittstellen zu entwerfen. Intelligente Fasern unterscheiden sich von traditionellen Fasern durch das Einbeziehen einer nicht-traditionellen Funktion jenseits optischer Kommunikation und der typischen Verwendung von Fasern in kommerziellen Textilien. Intelligente Fasern können für Ästhetik in elektronischen Textilien verwendet werden, indem sie das farbige Erscheinungsbild der Fasern durch optische Interferenz in ihrer Mikrostruktur steuern oder die Leistung verbessern, zum Beispiel bei konventionellen optischen Faserleitern und dielektrischen Spiegelauskleidungen, die Lichtleitung durch Luft ermöglichen.

Um eine Faser funktional zu machen, sollte sie aus Materialien mit unterschiedlichen elektronischen Eigenschaften bestehen, ihre Architektur sollte speziell für eine gegebene Funktion entworfen sein, und ihre internen Merkmale sollten auf der Nanoskala reduziert werden, Größenordnungen kleiner als der Kern aktueller Telekommunikationsfasern. Fasern werden typischerweise durch optische Faserfertigungsmethoden erstellt, das heißt, sie werden thermisch aus makroskopischen zylindrischen oder quaderförmigen Stäben, sogenannten „Vorformen“, gezogen. Der Fertigungsprozess beginnt mit der Auswahl geeigneter Kern- und Mantelmaterialien wie Metalle, Isolatoren und Halbleiter. Zum Beispiel wurde die erste Faser mit Metall-Isolator-Halbleiter-Strukturen 2004 für Photodetektion entwickelt. Materialien für die Vorform werden so ausgewählt, dass ihre Viskositäten µ bei Ziehtemperatur vergleichbar sind und ungefähr im Fenster 4 < log(µ)[poise] < 6 liegen. Dies ist erforderlich, um Scherströmungen und Kapillarinstabilitäten zu verhindern, die andernfalls die Fasergerätegeometrie verzerren würden. Materialien, für die diese Anforderung unerreichbar ist, wie Metalle oder kristalline Halbleiter, die in ihrer flüssigen Form während des Faserziehens sehr dünn sind, müssen auf Kanäle mit niedrigem Aspektverhältnis beschränkt werden, mit Geometrie nahe dem Gleichgewicht.

Die Vorform, die im Wesentlichen eine vergrößerte Version der Faser ist, kann mit verschiedenen Techniken gebaut werden, wie dem Aufrollen von Materialblättern wie ein Teppich, dem Stapeln gefräster Teile wie ein Puzzle oder 3D-Druck, wie in Abb. 1a (I) gezeigt und in dieser Übersicht diskutiert, und dann durch Vakuumsintern konsolidiert. Die Vorform wird dann in einem Ofen erhitzt und wie Karamell oder Toffee in eine Faser gezogen (siehe Ziehkegel in Abb. 1a (II)), wobei ihre Querschnittsanordnung basierend auf den thermomechanischen Eigenschaften eines Konstrukts wie Viskositäten, Grenzflächenenergien, gegenseitiger Adhäsion und differentieller thermischer Ausdehnung erhalten bleibt (Abb. 1a (III)). Dieser Prozess für den Fall einer 3D-gedruckten Vorform ist in Abb. 1a schematisch dargestellt. Ein typischer Zug kann Kilometer Faser mit sehr feinen nanoskaligen Querschnittsdurchmessern um 5 nm ergeben.

In einem nachträglichen Ziehschritt, der auf Kapillarinstabilitäten basiert, kann die Faser durch Erhitzen wieder verflüssigt werden, um den Bruch der Kerne in einer räumlich kohärenten, materialselektiven Weise zu ermöglichen, was eine axiale Kontrolle über die fasereingebetteten Strukturen ermöglicht, wie in Abb. 1b illustriert. Alternative Techniken für die axiale Musterung der Kerne umfassen UV-Belichtung durch Fotomasken in photopolymeren Kernen, was zu nicht-trivial geformten Mikropartikeln führt. Andere hybride Funktionalisierungstechniken umfassen die Beschichtung der Faseroberflächen mit funktionalen Materialien und die Konfinierung eines Fasermantels durch einen Zug zu einem Array optoelektronischer Geräte, die durch Standard-CMOS-Fertigung hergestellt wurden.

Fasern können zu Stoffen oder Netzen verwoben werden, um kollektive Funktionalität zu erreichen, die die eines einzelnen Fasers übertrifft. Durch Biomimikry entworfen, können Fasern gemäß nützlichen natürlichen Merkmalen geformt werden, um die Funktionalität des Stoffes zu verbessern, wie Hydrophobizität. Fasern können auch als Syntheseplattformen für kostengünstige Materialproduktion dienen, wie die Umwandlung von Aluminiumkernen in Silizium in siliziumdioxid-ummantelten Fasern oder thermisch induzierte Fertigung poröser Strukturen durch Phasentrennung. Fasern können auch der verteilten und entfernten Signalerkennung dienen, wie Umwelchemische Sensorik gefährlicher Volatile. Die Flexibilität im Fasendesign ist so, dass mehrere funktionale Modalitäten in einer Faser für komplexe Anwendungen integriert werden können, wie tiefe spinokortikale Stimulation und Überwachung bei Mäusen für neurodegenerative Krankheitsforschung. Diese Beispiele zeigen einige der Vielfalt von Domänen, in denen intelligente Fasern die natürliche Lösung sind.

Motivation

Obwohl Fasern universell allgegenwärtig sind, bleibt die Integration hochleistungsfähiger mikroelektronischer Systeme in eine dünne Faser eine große Herausforderung. Verschiedene Ansätze zur Bewältigung dieser Herausforderung wurden vorgeschlagen, wobei die Bemühungen sichmostly auf Niedertemperaturmaterialien konzentrierten. Zum Beispiel wurde Hochdruck-Chemische-Gasphasenabscheidung (HPCVD) verwendet, um Verbindungshalbleiter in mikrostrukturierten optischen Fasern (MOFs) zu integrieren sowie flexible Silizium-p-i-n-Übergangsfasern zu erstellen. Alternativ wurde ein CO₂-Laser für die Rekristallisation von SiGe-Kernen in Siliziumdioxid-Fasern verwendet, um ihre elektronischen Eigenschaften zu gestalten. Solche Ansätze führen entweder zu Geräten mit begrenzter elektronischer Bandbreite, wie bei Chalkogenidmaterialien, die intrinsisch amorph sind, oder sind inhärent nicht skalierbar.

Als solches hat das Fibers and Additive Manufacturing Enabled Systems Laboratory (FAMES Lab) eine Technik zur Kontrolle der 3D-Architektur von Fasern entwickelt und implementiert, die in dieser Übersicht beschrieben wird. Da die Komplexität der endgültigen Faser mit der Komplexität des Vorformquerschnitts korreliert, ermöglicht die Freiform-Fertigung von Vorformen Fasergeräte-Funktionalitäten, die sonst unerreichbar wären. Zudem ist 3D-Druck weit zugänglich, was ihn zu einer kosteneffektiven und benutzerfreundlichen technologischen Alternative zu traditionell eingesetzten Methoden macht und eine breite Palette von Materialien ermöglicht, von Thermoplasten bis hin zu Hochtemperaturmaterialien sowie Biomaterialien.

Zusätzlich hat das FAMES Lab die Fähigkeit, Hochtemperaturmaterialien zu verarbeiten, neben der traditionelleren Verwendung von Thermoplasten in der additiven Fertigung, was es uns ermöglicht, Vorteile wie die hohe Elektronenbeweglichkeit in Si/Ge sowie die zukünftige Verwendung von Blei-Zirkonat-Titanat (PZT)/BaTiO₃-Kompositen für piezoelektrische Anwendungen mit großen piezoelektrischen Koeffizienten im Vergleich zu Polymeren und höherer akustischer Bandbreite zu nutzen.

Mit diesen Herausforderungen im Hinterkopf schlagen wir Optimierungslösungen durch additive Fertigung für schnellere und komplexere Vorformfertigung, Kapillarbruch-Simulationen zur Optimierung der axialen Kontrolle der Faser und Kombinationen unserer Fasern mit Gewebetechnik vor. Diese Strategien ermöglichen die Erstellung realistischer biomedizinischer Plattformen mit Biosensing- und Biofunktionalisierungsfähigkeiten für Arzneimittel- und Behandlungsanalysen in vitro als eine der vielversprechenden Fasergeräte-Anwendungen.

Konzept

Um funktionale Fasern zu realisieren, lassen wir uns von Very Large Scale Integration (VLSI) inspirieren – einer digitalen Design- und Fertigungstechnik, die in den 1970ern den modernen Mikroprozessor hervorbrachte. Diese Technik verwendet Photolithografie und chemische/thermische Behandlung exponierter Bereiche des halbleitenden Substratwafers, um die Merkmale der integrierten Schaltung in dieser Schicht (2D) zu definieren, während die Fertigung eines vollständigen Schaltkreises durch Stapeln solcher Einzelschichten in Richtung senkrecht zur Waferoberfläche (+1D) fortschreitet. Zusätzlich kann die elektronische Dotierung einzelner Schaltungskomponenten (+0D) durch Implantation und thermische Aktivierung kontrolliert werden. Unser Ansatz für Fasern, genannt „VLSI für Fasern“ oder „VLSI-Fi“, ist analog: Erstens definieren additive Fertigung und thermisches Ziehen einer Vorform die Querschnittsgeometrie des Fasergeräts (2D); zweitens kann die resultierende Faser später axial gemustert werden (+1D), was die Montage von Arrays integrierter diskreter Geräte aus ursprünglich kontinuierlichen, aber getrennten Kernen ermöglicht; und drittens kann segregationsgetriebene Strukturierung einzelner in-Faser-eingebetteter Geräte (0D) durchgeführt werden. Tabelle 1 zieht einen Vergleich zwischen den beiden Techniken, wobei die Entsprechung zwischen jedem Grad der Geometriekontrolle hervorgehoben wird, die durch jede Technik ermöglicht wird („2D + 1D + 0D“). Die Schemata der beschriebenen Schritte sind in Abb. 1 detailliert gezeigt, wo Beispiele für mögliche in-Faser-eingebettete Geräte dargestellt sind, die mit der VLSI-Fi-Technik realisiert werden könnten.

Experimenteller Teil

In diesem Abschnitt beschreiben wir zunächst unsere Arbeit zum 3D-Druck von Polycarbonat-Vorformen, gefolgt von jüngsten Fortschritten im 3D-Druck von Glas mittels Stereolithografie. Dann nähern wir uns der axialen Musterung der Fasern durch einen räumlich kohärenten, materialselektiven Kapillarbruch, der die Montage von ursprünglich kontinuierlichen, getrennten Kernen zu Arrays diskreter, parallel kontaktierter Geräte ermöglicht. Schließlich schlagen wir die Anwendung unserer biointerfazierenden Fasern in Kombination mit Gewebetechnik vor, um lebensfähiges Gewebewachstum in vitro zu überwachen. Funktionen werden durch In-Faser-Mikrofluidikkanäle zur Abgabe von Zellen und Signalbiochemikalien, Formgedächtnislegierungsdrähten für Bewegungssteuerung und piezoelektrischen Elementen zur Umgebungskartierung durch Ultraschallwellen ermöglicht.

Zug von 3D-gedruckten Vorformen

Wie zuvor erwähnt, sind konventionelle Vorformfertigungstechniken wie Dünnschicht-Aufrollen und Stapeln-Roh in der Erzeugung komplexer geometrischer Strukturen begrenzt, nehmen einen erheblichen Zeitanteil im Faserziehprozess ein und erfordern qualifizierte Arbeitskräfte und teure Ausrüstung. 3D-Druck löst diese Probleme mit Hilfe löslicher Stützmaterialien und seines teilweise automatisierten, benutzerfreundlichen Prozesses. Dies ermöglicht den Druck sehr komplexer Geometrien mit relativer Leichtigkeit in kurzer Zeit.

Um den Einfluss des Druckwinkels von Polycarbonat (Hatchbox 3D) Vorformen zu bewerten, wurden zylindrische und quadratische Stäbe mit einem Single-Head Prusa i3 MK2 FDM-Drucker gedruckt. Extruder- und Druckbetttemperaturen wurden auf 235 °C bzw. 105 °C eingestellt, und der Drucker wurde so konfiguriert, 100 % Füllung Vorformen mit einer 0,35-mm-Düse zu produzieren. Die Orientierung der Schichten in der Vorform hängt von der horizontalen Orientierung des Teils bezüglich des Druckbetts ab, und wenn die Vorform während des thermischen Zugs in den Ofen eingeführt wird, wird der Wärmefluss von der Schichtorientierung beeinflusst. Um zu testen, welche Orientierung am besten für den thermischen Zug geeignet war, wurden Vorformen mit 0°, 15°, 30°, 45° und 90° Orientierungen gedruckt. Alle Winkel wurden zwischen der Längsachse der Vorform und der horizontalen Achse gemessen. Die 3D-gedruckten Vorformen durchliefen den thermischen Zugprozess in einem Ofen mit drei Temperaturzonen von 90 °C, 100 °C und 200 °C. Für die zylindrischen Vorformen war der thermische Zug bei Winkeln 0° und 45° erfolgreich. Die 90°-Vorformzüge scheitern immer aufgrund von Schichtdelamination.

Wir konnten auch erfolgreich Nicht-Gleichgewichtsstrukturen wie einen quadratischen Stab mit einem improvisierten Füllmuster ziehen, wie in Abb. 2a (I) gezeigt, wo anstelle des rechtwinkligen Füllmusters die Füllung auch so eingestellt wurde, dass sie den Perimetern folgt und in geordneter Struktur druckt. Der 0° quadratische Vorformzug war erfolgreich, und obwohl er sich leicht verformte, war die Faser noch in der Lage, die Form der Vorform beizubehalten. Fasern mit Abmessungen von nur 40 µm × 60 µm wurden erfolgreich gezogen und sind in Abb. 2a gezeigt, ohne Schichtdelamination. Darüber hinaus wurden alle Schichten ordnungsgemäß konsolidiert. Ein Beispiel für einen Faserquerschnitt ist in Abb. 2a (IV) gezeigt, und Bilder einer Faser vor und nach dem Glühen sind in Abb. 2a (V) und 2a (VI) gezeigt, wo wir sehen, dass die geglühte Faser optische Transparenz erreicht, die in zukünftiger Arbeit charakterisiert wird. Aus diesen Experimenten schließen wir, dass die erfolgreichsten Vorformen diejenigen sind, die bei 0° gedruckt wurden, während 90° immer während des Zugprozesses delaminieren. Die Konsolidierung der Schichten in den thermisch gezogenen Fasern verbesserte sich, je mehr der Orientierungswinkel der 3D-gedruckten Vorform abnahm.

3D-Druck von Glasvorformen

Jenseits von Thermoplasten haben Gläser einschließlich Quarzglas bedeutende wissenschaftliche und ingenieurtechnische Anwendungen in Optik, Kommunikation und Elektronik. Strukturierte Siliziumdioxid-Fasern könnten mehrere Anwendungen begünstigen, zum Beispiel farbstofffreie Färbung von Stoffen für Mode, Photonic-Crystal-Fasern für optisch-chemische Detektion oder Single-Mode-Fasern für Telekommunikation und enges Fokussieren von Licht. Diese Fasern werden allgemein durch einen 2-Schritt-Prozess hergestellt: Vorformfertigung und thermisches Ziehen der Vorformen in eine Faser. Während der Zugprozess relativ einfach und billig ist, erfordert die Vorformfertigung an diesem Punkt eine Fall-für-Fall-Behandlung, und für jede spezifische Vorformkonfiguration muss eine separate Technologie entwickelt und angewendet werden.

Abbildung 2b zeigt Soda-Lime-Glas-Vorform-CAD-Modelle, die erfolgreich mit hoher Präzision in extrusionsbasierter Drucktechnologie realisiert wurden, ähnlich den Produkten, die von der Firma Micron3DP beschrieben werden. Dieses Material hat vielversprechende optische Eigenschaften insbesondere in langen Wellenlängen wie IR, was es zu einem interessanten Kandidaten für die Fertigung von Fasern mit neuartigen optischen Funktionalitäten macht. Das Vorformmodell in Abb. 2b (I) ahmt die Struktur des blauen Tarantelhaars nach, ähnlich der in [46] vorgestellten Struktur, und in Abb. 2b (II) enthält der Vorformquerschnitt Nicht-Gleichgewichtsgeometrien und ist somit anfällig für Umformung aufgrund von Oberflächenspannungsminimierung. Diese Modelle wurden als Verifikation der Möglichkeit entworfen und realisiert, komplexe, nicht-gleichgewichts Vorformquerschnitte zu erreichen.

Da die Mantelstruktur die mechanische Integrität der Faser während des Zugprozesses bereitstellt – indem sie aus dem viskosesten Material besteht – haben sich unsere Bemühungen bisher auf diesen Faserkomponenten konzentriert, wo wir letztendlich die Erhaltung der Querschnittsgeometrie der Vorform anstreben. Langfristig streben wir die Entwicklung multimaterialer Extrusionstechniken an, die es uns ermöglichen, mehrere Materialien monolithisch im gleichen Druck zu integrieren. Alternativ ist es möglich, die Struktur mit pulverförmigen Materialien wie Si oder Ge zu füllen. Die gefüllte Struktur kann dann gesintert werden, um die Vorform zu erhalten. Gumennik et al. haben einen ähnlichen Ansatz beschrieben.

Wenn Interesse an der Herstellung einer Faser mit Soda-Lime-Glas als Kernmaterial besteht, wäre ein einfacher Ansatz, eine hängende-Kern-Vorform zu drucken. Hängende-Kern-Fasern sind für verschiedene Anwendungen interessant, einschließlich Sensorik und verlustarmer Terahertz-Führung, und werden typischerweise mit Polymeren realisiert. In dieser Fasergeometrie wird der Kern von Streben unterstützt, die ihn mit der äußeren Schicht verbinden. Nach dem Ziehen werden diese Strukturen auf Dimensionen der Größenordnung der Wellenlänge des Interesses reduziert, sodass für das geführte Licht der Effekt eines hängenden Kerns entsteht. Monro et al. haben hängende-Kern-Fasern in verschiedenen Materialien wie Siliziumdioxid und Bismutglas berichtet. Sie bieten auch eine Reihe von Beispielen für Sensoranwendungen dieser Fasern, insbesondere in biologischer und chemischer Sensorik, was die Machbarkeit dieser Fasergeometrien bestätigt.

Neue Ansätze zum stereolithografiebasierten 3D-Druck von Glas unter Verwendung kundenspezifischer Harze wurden mit fotohärtbaren Siliziumdioxid-Nanokompositen entwickelt. Hier schlagen wir eine Methode vor, bei der Glasfaser-Vorformen durch 3D-Druck basierend auf handelsüblichen Standardharzen hergestellt werden, was eine kosteneffektive und einfachere Methode darstellt, um 3D-gedruckte Glasteile mittels Stereolithografie (SLA) zu erreichen. Der SLA-Drucker (Form 2 von Formlabs) arbeitet mit einem Laser mit 405 nm Wellenlänge, um das Harz durch den Boden der Wanne zu vernetzen, während die Bauplattform schichtweise inkrementell ansteigt.

Um Glasdrucke zu erhalten, verwenden wir eine Mischung aus kommerziellem klarem Harz (Formlabs FLGPCL04 Clear) mit 0,79 mm (1/32") Borosilikat-Glasfasern (#38 Fibre Glast) für den Druckprozess. Dies ermöglicht große Kontrolle der endgültigen Druckmaterialzusammensetzung und Flexibilität bei der Erreichung der gewünschten Fasereigenschaften. Die Glasfasern wurden mit einem Magnetrührer in klarem Harz dispergiert. Das Glas wurde in kleinen Inkrementen hinzugefügt und nach jeder Zugabe ca. 3 min homogenisiert. Für den Druckprozess wurde der Drucker auf Open Mode eingestellt, um die Verwendung unseres kundenspezifischen Harzes zu ermöglichen. Quaderförmige Vorformen der Abmessungen 4 × 4 × 50 mm wurden bei 90° Orientierung gedruckt. Nach dem Druck wurden die Teile 10 min in Isopropanol getaucht, um überschüssiges Harz zu entfernen, und 30 min bei 60 °C mit UV-Licht nachgehärtet. Gehärtete Glasvorformen mit steigendem Volumenverhältnis von Glasfasern, gemischt in das Druckharz (von links nach rechts), sind in Abb. 2c (I) gezeigt.

Die Vorformen werden dann nachbehandelt, um das Restharz zu entbinden und die Glaspartikel zu sintern, was zu einem Teil führt, der vollständig aus Glas besteht. Die Auswirkungen dieser Prozesse auf die Vorform sind in Abb. 2c (II) illustriert, wo wir eine Vorform nach dem Aushärten (links) und nach dem Backprozess (rechts) sehen. Im letzteren ist die schwarze Färbung durch das Backen in einem Ascheofen zu sehen, während die Spitze nach dem Entbinden weiße Färbung aufweist. Abb. 2c (III) zeigt ein Bild unter dem Mikroskop einer Vorform vor dem Sintern, wo zu sehen ist, dass das gesamte Harz tatsächlich aus dem Teil ausgebrannt ist, was zu einer vernetzten Struktur führt, die nur aus den Glasfasern besteht. Mehrere Parameter müssen kontrolliert werden, wie Backtemperatur und Heizprofil, um chemische Reaktionen und Schrumpfung zu kontrollieren. Die thermische Entbindung des Binders wurde mit einem Ascheofen erreicht. Die resultierenden braunen Teile wurden in einem Hochtemperatur-Rohrofen gesintert. Sintern wurde bei 1300 °C und 5 × 10⁻² mbar Druck durchgeführt, gemäß dem in [51] vorgeschriebenen Protokoll. Eine Haltephase bei 800 °C wurde eingestellt, um molekular gebundenes Wasser und oberflächengebundene Silanolgruppen zu verdampfen. Sintern unter Vakuum verbessert die optische Transparenz, da es das Einschließen von Luft im gesinterten Glasanteil reduziert.

Nach der Nachbehandlung werden Volumen und Gewicht der Teile gemessen, um die Dichte zu erhalten. Diese wird dann mit der durchschnittlichen Dichte des Druckmaterials – zusammengesetzt aus dem aushärtbaren Harz und der Glasfasermischung – verglichen, die durch ρ_avg = ρ_resin (1 − χ_v) + ρ_glass (χ_v) berechnet wird, wobei ρ_resin = 1,17 g/cm³ die Dichte des ausgehärteten klaren Harzes ist, ρ_glass = 2,55 g/cm³ die Dichte der gemahlenen Glasfasern ist und χ_v das Volumenverhältnis der in das Harz gemischten Glasfasern ist.

Die Ergebnisse sind in Tabelle 2 und grafisch in Abb. 2c (IV) gezeigt, wo wir die Dichte der gedruckten Teile für verschiedene Volumenanteile von Glasfasern im Harz im Vergleich zur durchschnittlichen Dichte des Druckmaterials präsentieren. Wir beobachten, dass bei niedrigeren Volumenverhältnissen von Glas im Harz die erhaltenen Ergebnisse im erwarteten Bereich liegen. Bei höheren Glaskonzentrationen sehen wir jedoch eine Abweichung vom linearen Verhalten der ideellen Dichte. Dies kann auf Sedimentation während des Drucks zurückgeführt werden, die bei diesen Volumenverhältnissen signifikant wird und effektiv höhere Glas-Konzentrationen in diesen Drucken erzeugt. Der Druckprozess findet am Boden des Tanks statt, wo die Glaskonzentration aufgrund von Sedimentation während des Drucks ständig wächst. Sie beginnt bei (und über) der ursprünglichen gleichmäßigen Konzentration, die auf der berechneten Kurve liegen sollte.

Aus Tabelle 2 sehen wir, dass bei 21,54 Vol.% gemahlenen Glasfasern die gemessene Dichte 1,61 g/cm³ betrug, was bedeutet, dass der tatsächliche Volumenanteil 31,88 Vol.% beträgt. Während des Experimentierprozesses erhielten wir eine Probe mit tatsächlichen 34,78 Vol.% gemahlenen Glasfasern. Dieses Ergebnis war nicht weit von den 37,5 Vol.% Siliziumdioxid-Füllung entfernt, die von Kotz et al. hergestellt wurden, wo ein kundenspezifisches Harz entwickelt wurde, im Gegensatz zum kommerziellen Harz, das wir in dieser Arbeit verwenden. Zukünftige Richtungen für diese Arbeit umfassen Wärmebehandlungsverfahren, Teilsintern und die Untersuchung der mechanischen und optischen Eigenschaften der resultierenden Teile.

Kohärenter materialselektiver Kapillarbruch und Segregationskontrolle der Dotierung

Sobald eine Vorform thermisch gezogen ist, ist das Ergebnis eine lange, dünne Faser, in der der Querschnitt erhalten bleibt, wie in Abb. 1a (III) gezeigt. Im Fall einer Faser mit einem oder mehreren Kernen können diese durch einen räumlich kohärenten, materialselektiven Kapillarbruchprozess axial gemustert werden, wie in Abb. 3 gezeigt. Während das Tomotika-Modell die Bildung periodischer Instabilitäten in einem unendlichen, gleichmäßig erhitzten Flüssigkeitszylinder untersucht, unter Berücksichtigung der Effekte der umgebenden Flüssigkeit, führt das Fortpflanzen von Rayleigh-Instabilitäten das Konzept der Frontausbreitung ein. Obwohl mehrere Beispiele mathematischer Behandlungen von Kapillarinstabilitäten in der Literatur zu finden sind, wie in Liang et al., konzentrieren sich diese Arbeiten meist auf isotherme Regime, die in unserem Fall nicht anwendbar sind. Zudem hat unser Fall die zusätzliche Komplikation eines fortpflanzenden thermischen Gradienten und damit eines Viskositätsgradienten. Als solches ist es wahrscheinlich näher an einem prozess, der durch ein marginales Instabilitätskriterium getrieben wird, wie in Powers et al. erwähnt. Durch Kombination unserer computergestützten und experimentellen Ergebnisse streben wir an, ein mathematisches Modell für den Faserbruch über axiale thermische Gradient-Phänomene zu etablieren.

Der aktuelle Stand der Kapillarbruch-Simulation konzentriert sich auf das stationäre Regime. Wir sind daran interessiert, zu analysieren, wie Instabilitäten sich zunächst in einer ursprünglich stationären Faser entwickeln, die einem thermischen Gradienten ausgesetzt ist. Dieser Prozess ist analog zum initialen Schritt der Kapillarbruch-Experimente, die von Gumennik et al. durchgeführt wurden, wo eine Siliziumdioxid-Faser mit einem 4-µm-dicken Si-Kern durch die heiße Zone einer Wasserstoff-Sauerstoff-Flamme bei Flüssen von 0,3 und 0,1 l/min geführt wird. Obwohl die maximal erreichbare Temperatur mit dieser Art von Brenner bis zu 2800 °C erreichen kann, muss die maximale Temperatur, der die Faser ausgesetzt ist, unter dem Siedepunkt von Siliziumdioxid von 2230 °C liegen.

In Anbetracht der Flammenbreite zwischen 3 und 3,5 mm und eines Faserdurchmessers von etwa 300 µm ist es leicht zu verstehen, warum es nicht machbar ist, den Temperaturgradienten, dem die Faser ausgesetzt ist, experimentell zu messen. Darüber hinaus erhöhen die dynamische Natur des Bruchprozesses und die Tatsache, dass er mehrere Materialien mit unterschiedlichen Emissionsgraden beinhaltet, die Komplexität des Problems weiter, während das hohe Aspektverhältnis der Faser und scharfe Viskositätsverhältnisse die numerische Simulation der vollständigen Navier-Stokes-Gleichungen rechnerisch anspruchsvoll machen.

In unseren Simulationen (mit COMSOL Multiphysics® 5.3a, mit seinen Mikrofluidik- und Wärmetransfer-Modulen), gezeigt in Abb. 4a, nehmen wir eine achsensymmetrische Faser mit Radius r_fiber = 140 µm an, bestehend aus einem dünnen Siliziumkern (r_core = 2 µm), eingeschlossen in einen Siliziumdioxid-Mantel. Initiale Wärmetransfer-Simulationen zeigten, dass eine Faserlänge von 15 mm ausreicht, um sicherzustellen, dass die Faserenden bei Raumtemperatur bleiben, wodurch Einflüsse von den Rändern auf den Bruchprozess vermieden werden. Durch den Sweep verschiedener Parameter wie Wärmequellenlänge und Abstand zur Faserfläche sowie Leistung können wir die Änderungen im Bruchverhalten beobachten und so Informationen über den Temperaturgradienten sammeln. Auch wichtig sind die Bruchperiode und -geschwindigkeit, Parameter, die mit experimentellen Ergebnissen verglichen und zur Verfeinerung der Simulationen verwendet werden können.

Die Simulationen werden in zwei Schritten durchgeführt: Zuerst wird das stationäre Temperaturprofil für verschiedene Wärmequellenleistungen berechnet, um die gewünschte Maximaltemperatur T_max zu erreichen. Die Ergebnisse werden dann in eine zeitabhängige Strömungssimulation exportiert, wo die Navier-Stokes-Gleichung mit Zeitschritten von 0,05 s von 0 s bis zum ersten Tropfen-Abriss (t_breakup) gelöst wird, was von T_max abhängt, wie in Abb. 4c zu sehen, wo t_breakup für verschiedene Werte von T_max aufgetragen ist. Man kann beobachten, dass t_breakup eine exponentielle Abhängigkeit von T_max hat, was erwartet wird, da t_breakup proportional zur Viskosität des Kerns ist, die wiederum exponentiell von der Temperatur abhängt.

Die relevanten Parameter, die in diesen Simulationen verwendet werden, sind in Tabelle 3 aufgeführt. Vorläufige Simulationen deuten darauf hin, dass der Phasenübergang des Si-Kerns keinen signifikanten Einfluss auf das erhaltene stationäre Temperaturprofil hat, weder auf die nachfolgenden Strömungssimulationen, da in der gesamten Region, in der Kapillarinstabilitäten auftreten, die Temperatur höher als der Schmelzpunkt von Si ist. Daher simulieren wir zur Aufrechterhaltung eines weniger rechnerisch intensiven Modells einen Kern aus flüssigem Si als erste Approximation. Zudem, obwohl eine vollständig gekoppelte Wärmetransfer- und Strömungssimulation vorzuziehen ist, betrachten wir, dass die Effekte der Kopplung zweitrangige Korrekturen zur Lösung bringen und daher in diesem Stadium vernachlässigt werden können. Ein Bild des simulierten Kerns während der ersten Tropfenbildung, kurz vor dem Abriss, ist in Abb. 4a für T_max = 1900 °C gezeigt. Ein Plot der Dichten von Siliziumdioxid und Silizium als Funktion der axialen Position (in der Simulation die z-Achse) für diese bestimmte Simulation wird in Abb. 4d mit dem aufgelegten Temperaturprofil präsentiert.

Unsere Ergebnisse ermöglichen es uns, die Viskositätsbereiche zu definieren, für die die Zeitskalen für den Bruch mit denen vergleichbar sind, die experimentell beobachtet wurden, und somit qualitativ den der Faser auferlegten Temperaturprofil zu beurteilen. Abb. 4b zeigt einen Schnappschuss einer Faserbruch-Experimentsaufzeichnung kurz nach dem ersten Tropfen-Abriss, beim Frame entsprechend t = 39 s. Da die Auflösung der Bilder vor diesem Frame nicht ideal ist, lässt sich aufgrund der Symmetrie des Bruchverhaltens beurteilen, dass der Abriss des ersten Tropfens bei t = 35 ± 3 s auftritt, was einer Bruchzeit nach Erreichen des temperatur-stationären Regimes von 14 ± 3 s entspricht. Der schattierte Rechteck in Abb. 4c umfasst den Temperaturbereich, der mit dieser Bruchzeitskala kompatibel ist, aus dem wir ableiten können, dass die maximale Temperatur, der die Faser ausgesetzt ist, 1885 ± 15 °C beträgt. Mit der Sammlung von Statistiken zum Bruchverhalten in der Zukunft streben wir an, ein Verfahren zur Temperaturmessung des Prozesses zu entwickeln, das ansonsten mit konventionellen Mitteln nicht erreichbar ist.

Darüber hinaus ist eine segregationsgetriebene Kontrolle der Dotierung in nachträglich gebrochenen Halbleiterpartikeln erreichbar, was die Kontrolle der internen Architektur eines einzelnen Geräts ermöglicht. Es ist möglich, die Struktur einer einzelnen Sphäre zu kontrollieren, wie von Gumennik et al. demonstriert, gezeigt in Abb. 5. Wenn der Tropfen die Flamme verlässt, erfährt er einen thermischen Gradienten: Er ist kälter am vom Flammen entfernten Ende und wird folglich lateral erstarren, beginnend von der kälteren Seite. Wenn die Sphäre mit einem Material dotiert ist, das in einer Flüssigkeit löslicher ist als in einem Feststoff, wird dieses Dotiermittel in die Flüssigkeit abgestoßen, wenn sich die Erstarrungsfront ausbreitet, und sammelt sich überwiegend auf der heißen Seite. Dieser Effekt ist schematisch in Abb. 1c gezeigt und kann verwendet werden, um strukturierte Partikel zu synthetisieren, bestehend beispielsweise aus Ge-reichem Si (wie in Abb. 5 gezeigt): Ausgehend von einer 50:50 Si-Ge-Mischung im Faserkern wird die Sphäre nach dem Bruch so erstarren, dass Ge in die Schmelze extrudiert wird, während die Erstarrung fortschreitet, was zu anisotroper Verteilung und resultierenden axial orientierten Janus-Partikel-Heteroübergängen führt. Diese Methode kann extrem nützlich sein beim Zusammenbau komplexer fasereingebetteter Geräte wie Heteroübergänge, wie in Abb. 1d und e gezeigt.

Biomedizinische Anwendung

Fasertechnologie wird häufig in verschiedenen biomedizinischen Anwendungen als chemische, biologische und physikalische Sensoren genutzt. Fasereingebettete Sensoren wurden entworfen, um physikalische Parameter wie Spannungen, Temperatur, Druck und Feuchtigkeit oder chemische Parameter wie pH-Wert, Sauerstoffkonzentrationen und Kohlendioxidkonzentrationen zu überwachen. Faserbündel sind vorteilhaft, um mehrere Sensoren zusammen in einem System einzubetten und die Signalempfangspegel zu erhöhen, was zu höheren Signal-Rausch-Verhältnissen führt. Leichtigkeit, Flexibilität und einzigartige optische Eigenschaften sind die Hauptmerkmale, die die Nachfrage nach Fasersensoren in biomedizinischen Studien antreiben. Um klinische Nutzungsanforderungen zu erfüllen, müssen Vorformen aus biokompatiblen, ungiftigen und chemisch inerten Materialien gefertigt werden, um Immunreaktionen des Patienten zu verhindern. Beispiele für intelligente Faserentwicklung umfassen eine neuronale Fasersonde, bestehend aus Polymer- und Metallkernzusammensetzung, die Flexibilität und Biegesteifigkeit der neuronalen Sonde ermöglicht, da sie in vivo optogenetische Stimulation bietet und Medikamente als Input abgibt, um elektrische und physiologische Rückmeldesignale aufzuzeichnen. Ein weiteres Beispiel ist eine Faser, die mikrofluidische Prinzipien mit komplexen Querschnittsgeometrien und meterlangen Mikrokanälen integriert, die Zelltrennung durch Dielektrophorese (DEP) analysiert. Lebende und tote Zellen werden durch inertiale und dielektrophoretische Kräfte durch einen hüllenlosen, hochdurchsatzfähigen mikrofluidischen Zellseparator getrennt, der leitfähige Materialien in den Mikrokanälen enthält. Die folgenden Strategien zeigen ein neues Array von Möglichkeiten, wo intelligente Fasern in biologischen Schnittstellen verwendet werden können.

Betrachten Sie einen künstlichen Darm, der als Bioaktivitäts-Testplattform im Mikro- und Makromaßstab dienen kann. Mit dem heutigen Fortschritt in der Gewebetechnik können vielfältige Funktionalitäten in bioink-beschichteten Fasern integriert werden, die mit einem Bioprinter für Gewebefertigung koextrudiert werden, wie in Abb. 6(I) gezeigt. Traditionell zielt Bioprinting-Forschung darauf ab, Gewebetransplantate für regenerative medizinische Praxis zu schaffen und tut dies, indem sie das Hydrogel sorgfältig entwirft (Abb. 6(II)) mit der適切en Ernährung und Signalmolekülen für die je nach Anwendung erforderlichen Zelltypen (Abb. 6(III)). Gewebetechnik ist sehr herausfordernd zu untersuchen, da die gesamte Biologie des Systems Mikrosekunden nach Beginn des Experiments vollständig ändert. Überwachung und regelmäßige Anpassung der Reifung eines Gewebes bleibt sehr komplex.

Wir schlagen hier eine Lösung vor, indem wir intelligente Fasern in das Design einbringen (Abb. 6(IV)), um ein besseres Verständnis des Klimas und des Umweltwachstums zu ermöglichen. Das eingebettete Fasern hält mehrere Funktionalitäten (Abb. 6(VI)) wie Induktion von Vaskulogenese, ultraschallbasierte Bildgebung, peristaltische Bewegung und mikrofluidischen Fluss. Die Kontrolle der Mikroumgebung erfolgt über die an Spritzenpumpen angeschlossene und an eine Analysesoftware verkabelte Faser. Die Merkmale dieser Anwendung (Abb. 6(V)), einschließlich Pilot-Experimentaldaten, werden in den nächsten Unterabschnitten detailliert.

Extrazelluläre Matrix und Vaskulatur

Gewebetechnik wird mit dem Anstieg künstlicher Gewebebedarfe breit erforscht, und die Fähigkeit, realistisches Gewebe zu bioprinten, hat eine wichtige Rolle in der morgigen Arzneimittel- und Behandlungsentwicklung. Eine der größten Herausforderungen ist das Design der extrazellulären Matrix (ECM), bestehend aus Proteinen, Wachstumsfaktoren und anderen Biomolekülen, die den Beitrag der Zelle zum Gewebe leiten. Natürlich gibt die ECM den Zellen Zweck und Struktur, und ihre Extraktion funktioniert typischerweise durch Dezellularisierung von Gewebe und Recycling oder Wiederverwendung der ECM für einen neuen zellulären Konstrukt. Die ECM kommt in Form von Lösungsmitteln, Hydrogelen, Biopolymeren, Biokeramiken, Aerogelen oder Schäumen vor, um biologisch abbaubare oder resorbierbare Struktur für das Gewebe bereitzustellen. Aufgrund der hohen Komplexität der Gewebetechnik bei der Definition der Spezifika des Biosystems – mechanische Eigenschaften, Gerüstlöslichkeit oder Absorptionsraten, initiale Zelltypen, Ernährung, Dichte und Verhältnisse, Einführung von Wachstumsfaktoren und resultierende Bioaktivität und Gewebeselbstassembly – ist es lebenswichtig, das Verhalten verschiedener Arten von natürlich produzierter ECM oder künstlich entwickelter Biomaterialien in Gegenwart interagierender Zellen zu bewerten. Zudem erfordert lebensfähiges Gewebe ein organisiertes vaskuläres System, das Ernährung und Sauerstoff zum Gewebe für Gesundheit und Wachstum der Zellen liefert. Vaskularisierung bietet die natürliche mikrofluidische Zufuhr von Biochemikalien, um Proliferation, Spezialisierung, Interaktionen und Bewegung einzuleiten. Das vaskuläre Netzwerk wird durch Vaskulogenese, Arteriogenese und Angiogenese gebildet. Vaskulogenese entwickelt sein Netzwerk durch Differenzierung und Teilung von Endothelstammzellen. Angiogenese bildet neue Sprossen aus bestehenden Gefäßen, die im frühen embryonalen Vaskulogenese-Stadium gebildet wurden.

In-Faser-Mikrofluidische Zufuhr

Mikrofluidische Leitungen mit periodischen Mikrokanälen für Inhaltsabgabe können verwendet werden, um Mikrofluide an spezifische Orte in Gewebekonstrukten zu weben. Die Verflüssigungsfront an der Grenze der heißen Zone definiert die Abrissposition der Tropfen wie zuvor beschrieben. Mehrere Kerne können daher in einer räumlich kohärenten Weise aufgebrochen werden. Zum Beispiel kann eine Siliziumdioxid-Faser mit einem Platin- und einem Siliziumkern zu einem Faserrohr mit mehreren Auslässen werden, indem der Siliziumkern in ein Array von Sphären induziert und dann die Faser mit Wasserstofffluorid verdünnt, die Siliziumsphären mit Kaliumhydroxid und der Platin-Kern mit Königswasser geätzt werden. Ein Beispiel des Ergebnisses ist in Abb. 6(V) gezeigt. Die Flexibilität der Fasern ermöglicht die Integration der mikrofluidischen Zufuhr auf vielfältige Weise in Gewebekonstrukte. In Abb. 6(IV) werden die mikrofluidischen Kanäle verwendet, um den notwendigen Zelltyp und Wachstumsfaktoren bereitzustellen, um Vaskularisierung und Angiogenese zu initiieren, während das Gewebe reift.

Biomaterial- und Biochemikalien-Test

Parallel zur Faserentwicklung wurde eine neue Testplattform (Abb. 7a (I)) entworfen, um Vaskularisierung und Zell-Zell-Interaktionen in Gegenwart von Wachstumsfaktoren (Abb. 7a (II)) zu analysieren. Die Plattformen wurden in hoher Auflösung bei 30° Orientierung aus biokompatiblem Harz durch Stereolithografie (Formlabs Form 2 und Dental LT Clear Harz) gedruckt. Das Druckergebnis, gezeigt in Abb. 7a (III), wurde mit zwei Glaskapillarröhrchen mit Außendurchmessern von 1,8 mm und 1,0 mm montiert, wo biologische Agenten zugeführt werden. Erste Versuche werden Diffusionsparameter von Biochemikalien und das Wachstum zellulärer Kolonien in verschiedenen biokompatiblen Materialien bewerten. Diese Plattformen sind als Einweg konzipiert. In 2 h können 24 Testwellen zu relativ niedrigen Kosten gedruckt werden. Der Abstand zwischen jedem Kapillaraustritt zweier paralleler Fasern kann zwischen 100 und 400 µm eingestellt werden, um den optimalen Vaskulogenese-Bereich zu untersuchen, der bei etwa 200 µm akzeptiert wird. Das Interaktionsmedium in der Kammer des Brunnens wird zunächst kommerzielle Bioinks (Cellink, USA) beherbergen, eines mit Natriumalginat und nanofibrillärer Zellulose und das andere mit Gelatin-Methacryloyl, bevor wir unsere eigenen hausinternen Biomaterialien entwickeln. Die in Abb. 7a (I) gezeigten Glaskapillarröhrchen werden schließlich durch die in Abb. 6a (V) gezeigte mikrofluidische Faser ersetzt, die im nächsten Abschnitt diskutiert wird.

Peristaltische Bewegung

Formgedächtnislegierungsdrähte (SMA) sind leichte, nicht korrosive und kosteneffiziente Aktuierungsmaterialien für verfeinerte Anwendungen in verschiedenen Bereichen wie prosthetischer Biomimikry, selbstexpandierbaren chirurgischen Implantaten und Luft- und Raumfahrttechnik.

SMAs sind Metallverbindungen, die für ihren Formgedächtniseffekt und Pseudoelastizität bekannt sind. Obwohl solche Eigenschaften typischerweise in Nickel-Titan gefunden werden, können diese Eigenschaften in einer Reihe verschiedener anderer Metalllegierungen gefunden werden. Abbildung 7(b) zeigt den Formgedächtniseffekt in Bezug auf Temperatur, Spannung und Dehnung. Wie gezeigt, kann der SMA bei niedrigen Temperaturen in seinem Martensit-Festzustand durch mechanische Kraft verformt werden, und wenn thermisch induziert, durchläuft er eine nicht-diffusive molekulare Neuordnung, die in einen Austenit-Festzustand umwandelt. Beim Abkühlen kehrt das Material in seine ursprüngliche Martensit-Form zurück, daher der Formgedächtniseffekt. Dieser thermische Zyklus wird durch vier Temperaturen definiert, die Start- und Endtemperaturen von Martensit und Austenit (M_s, M_f, A_s und A_f), die den Beginn und das Ende der Übergangsperioden zwischen Zuständen spezifizieren. Wenn der SMA im Martensit verformt wird, wird die molekulare Entordnung als Entzwilling definiert und ermöglicht dem Material, Dehnung zu erfahren, was besonders nützlich für Aktuierungsanwendungen ist. Im Wesentlichen kann der Formgedächtniseffekt-Zyklus hunderte Male für eine durchschnittliche Dehnung von 6 % und Kontraktion auftreten, daher sein Spitzname „Muskeldraht“ für seine enge Ähnlichkeit mit muskulären Myofibrillen.

Diese einzigartige Eigenschaft wurde erstmals 1938 von Alden Greninger und Victor Mooradian berichtet, kann auch durch magnetische Feldenergie ausgelöst werden, nämlich ferromagnetische Formgedächtnislegierungen (FSMA), und kann in Polymeren (SMP) gefunden werden. Heute wurden SMAs mechanische Ermüdung und Bruch, Elastizität und Thermodynamik gut experimentell und mathematisch charakterisiert, und ihr Verhalten wurde modelliert.

Obwohl der Formgedächtniseffekt ein schönes Kontraktionsverhalten eines Materials ermöglicht, muss die Bewegung für angemessene robotische Anwendungen reversibel sein. Typischerweise wird ein SMA in Tandem mit einem entgegengesetzten Mechanismus gesetzt, wie Federn, elektrische Antriebe, elastische Bänder oder einfach ein weiterer SMA-Draht. Darüber hinaus ändert die Montage, ob es sich um lineare oder rotatorische Aktuierung handelt und ob die entgegengesetzten Kontraktionen der Aktuierung gleich sind. Obwohl Drähte allein dünn und schwach sind, können sie zusammengebündelt werden, um die gewünschte Kraft zu erreichen und ihre Formgedächtniseffekt-Antwortzeit beizubehalten. SMA-Drähte können auch um einen Kapstan gewickelt werden, um größere Dehnung über kürzere Distanzen zu ermöglichen. Verschiedene Strategien wurden überprüft und für spezifische Anwendungen ausgewählt. Die thermische Induktion wird typischerweise am besten durch Bestromen des SMA-Drahts und Variieren des Eingangsstroms in der Größenordnung von hunderten Milliampere kontrolliert. Kühlung kann natürlich oder durch Einbeziehung von Kühlkörpern und Belüftung erfolgen.

Faserziehtechnologie ermöglicht es uns, auf verschiedene Materialeigenschaften zu spielen und einem SMA-Draht eine elastische Beschichtung zu geben, die hilft, den Unordnungszustand des SMA-Fasers zu bewahren. Wie in Abb. 7c (I) und c (II) gezeigt, kann eine Faser mit mehreren eingebetteten SMA-Drähten gezogen werden. Styrol-Ethlen-Butylen-Styrol (SEBS) wurde als umgebende Struktur für die SMA-Drähte gewählt. SEBS ist ein Copolymer-Elastomer, das die Ziehtemperatur von 80 °C aushalten kann. Während vorläufige Ergebnisse zeigen, dass die Aktuierung funktionieren kann, aber mit geringerer Effizienz als bloße SMA-Drähte, wird die Hin- und Herbewegung durch Erhitzen (Abb. 7c (III)) und Abkühlen (Abb. 7c (IV)) Zyklen für eine Deformation von ungefähr 3,07 % beobachtet. Weitere Forschung ist erforderlich, um das Setup zu optimieren, aber dieses frühe Stadium der Experimentierung mit In-Faser-SMA-Aktuierung zeigt vielversprechende Aussichten. Die Drähte wurden physisch gezogen und mit einer Heizplatte erhitzt, um das Konzept zu beweisen. Erhitzen durch Strom würde das Beschleunigen des Formgedächtniseffekts und die bessere Kontrolle der Wärmeausbreitung durch die Faser ermöglichen. Der 5,35-mm-Draht hatte einen Durchmesser von 0,11 mm und ein Widerstand von 18,2 Ω wurde über das Fasersegment gemessen. Als Referenzrahmen benötigen laut SMA-Draht-Herstellern (Dynalloy, Inc.) ein 0,1-mm-dicker Draht aus Nickel und Titan etwa 200 mA Strom für eine 1-s-Kontraktion. Die individuelle Steuerung jedes Drahts würde gerichtete Bewegung ermöglichen, und das Hinzufügen weiterer SMA-Drähte zum Design würde mehrrichtungale Bewegung und größere Kontraktionskraft ermöglichen. Zudem, wenn ferromagnetische SMA-Drähte verwendet würden, könnte die Bewegungssteuerung lokal über Abstimmung des interagierenden Magnetfelds steuerbar werden. Zusätzlich ermöglicht der Ziehturm des FAMES Lab, der die Fähigkeit hat, eine Vorform während des Ziehens in eine Faser zu drehen, die Möglichkeit, federartige Strukturen von SMA-Drähten in der Faser herzustellen, was größere Dehnung ermöglicht, ähnlich kommerziell erhältlichen SMA-Federn. Offensichtlich werden diverse Strategien mit In-Faser-SMA-Drähten ermöglicht.

Biosensing

Biosensoren werden in vielfältiger Weise entwickelt. Sie können label-basiert oder label-frei entworfen werden, um spezifische Ausdrücke von biologischen Elementen wie Zellen, Bakterien, Hormonen, Proteinen, DNA und mehr zu detektieren, aus Proben von Blut, Urin, Speichel, Schweiß oder Tränen. Psychophysiologische Zustände können aus Echtzeit-Biofeedback wie Blutdruck, elektrodermaler Aktivität, Hautleitfähigkeit, Atmung und Herzfrequenz beobachtet werden. Bioimaging wurde durch optische Bildgebung, Ultraschall, Magnetresonanzfrequenz, Computertomographie, Nahinfrarotspektroskopie, Quantum-Dot-Sondierung und vielen weiteren Techniken durchgeführt.

In der optischen Faserforschung wurden frühere Biosensing-Fasern unter Verwendung von Silizium-Photonic-Crystal-Detektion biologischer Strahlung hergestellt. Photonic-Crystal-Technologie wurde zuvor verwendet, um zelluläre Morphologie und Überleben in Echtzeit label-frei zu überwachen. Solcher Fortschritt in der Biophotonik führte zu hohlkernigen mikrostrukturierten Fasern, die unter Magnetresonanztomographie (MRT) sichtbar sind. Der Hohlkern ermöglicht die Ausbreitung optischer Strahlung entlang der Faser über sehr lange Distanzen. Die Geometrie der Hohlfasern variiert, um photonische Bandlücken und Dispersion verschiedener detektierter Wellenlängen abzustimmen. Die inneren Wände dieser Hohlröhren sind mit entgegengesetzt geladenen Polyelektrolyten und Magnetitanopartikeln beschichtet, die als Kontrastmittel für MRT verwendet werden. Ein solches Design ermöglicht daher neue biomedizinische Präzisionsdiagnose-Möglichkeiten, zum Beispiel bei der Beobachtung neuronaler Aktivität in vivo.

Ultraschalltechnologie ermöglicht es uns, die Dichte von Zellen in Flüssigkeit oder Gel auf nicht-invasive Weise zu beobachten. Ultraschallsonden funktionieren typischerweise nach dem piezoelektrischen Effekt (Erzeugung von Elektrizität aus angewendeter Spannung), der 1880 von Jacques und Pierre Curie entdeckt wurde. Der inverse piezoelektrische Effekt (Verformung eines piezoelektrischen Kristalls durch angewendetes elektrisches Feld) wurde 1881 mathematisch von Gabriel Lippmann induziert und später 1916 von Chilowsky Constantin und Paul Langevin für U-Boot-Erkennung im Ersten Weltkrieg entwickelt. Seitdem waren Sonar-Anwendungen vielfältig, wie Unterwasserbildgebung und Fischortung sowie Energieernte.

Die piezoelektrischen Elemente wandeln elektrische Energie in mechanische Energie und umgekehrt um und übertragen Schallwellen zwischeneinander. Alle Frequenz- und Bandbreitenparameter erfordern präzise Regulierung, und gute Energieübertragung erfordert gute akustische und Dämpfungs-Impedanzanpassung. Zwei Fasern mit integrierten piezoelektrischen Elementen, als pulsierender Emitter und Empfänger entworfen, können einen ultraschallbasierten Wellenleiter zwischen sich erzeugen, um Dichte über die Wellenbahn zu messen. Diese Faser ermöglicht es uns, die Mikrostrukturen der Umgebung zu erfassen, während das Gewebe reift. Die piezoelektrischen Elemente werden durch Kapillarbruch aus einem PZT-Kern beispielsweise erzeugt. PZT-Elemente haben eine akustische Impedanz von 33,7 × 10⁶ kg/m²s mit einer Resonanzfrequenz unter 25 MHz. Die erzeugten Sphären werden mit leitfähigen Elektroden an einen Wandler angeschlossen. Dieses Setup liefert das Feedback in einem Steuerungssystem, um mikrofluidische und Bewegungszufuhr besser anzupassen. Die In-Faser-Ultraschallbildgebung der Mikroumgebung hilft eindeutig zu verstehen, wie sich die Gewebewelt im Laufe der Zeit verhält.

Schlussfolgerungen

Wir haben das Konzept von VLSI für Fasern (VLSI-Fi) formuliert – eine Kombination von Flüssigphasen-Verarbeitungstechniken in mikroelektronischen Materialien, die einen Werkzeugkasten für die Fertigung hochleistungsfähiger Geräte und Systeme in Fasern und Textilien bildet. Unsere experimentelle Arbeit konzentriert sich auf eine Reihe von Demonstrationen, die unsere Kontrolle über engere Aspekte von VLSI-Fi belegen, wie 3D-Druck von Vorformen, In-Faser-Schaltungsmontage durch materialselektive räumlich kohärente Kapillarinstabilität und segregationsgetriebene Dotierungskontrolle auf der Ebene eines einzelnen fasereingebetteten Geräts. Wir envisionieren, dass VLSI-Fi die Realisierung von Produkten in mehreren technologischen Bereichen ermöglichen wird, von denen eines die Fertigung aktiver biomimetischer Gerüste für konstruierte Gewebe mit realistischen Mikrostrukturen ist.