Menuju Manufaktur Digital Serat Multimaterial Cerdas

Pengantar

Meskipun serat kaca yang ditarik berasal dari zaman Romawi, serat optik fungsional pertama diproduksi pada tahun 1792 oleh Chappe bersaudara Prancis untuk tujuan komunikasi [1]. Pada tahun 1842, Jean-Daniel Colladon, seorang fisikawan Swiss, menunjukkan bahwa cahaya dapat dipandu secara internal melalui pancaran air [2]. Kedua penemuan ini menumbuhkan dekade perbaikan rekayasa optik dan material yang mengarah ke serat efisien saat ini, memungkinkan telekomunikasi berkecepatan tinggi dan penyimpanan data melintasi jarak kilometer di seluruh dunia, seperti kabel bawah laut trans-Pasifik (TPC) sepanjang 25.000 km yang telah selesai. pada tahun 1996 [3, 4]. Selain itu, sensor serat optik (FOS) digunakan untuk berbagai aplikasi biomedis, minyak dan gas, kelautan, arsitektur, kimia, dan luar angkasa [5, 6].

Kontrol dan peningkatan kinerja propagasi cahaya menggunakan serat kristal fotonik (PCF) yang dikembangkan pada tahun 1996 oleh Philip Russel membuka pintu untuk penelitian dalam struktur fungsional internal serat yang lebih kompleks [7,8,9]. Struktur mikro baru juga menyambut integrasi keragaman material dalam konstitusi mereka [10, 11] untuk merancang serat pintar untuk elektronik [12], optoelektronik [11], sintesis serat [13], mikrofluida [14], sistem mikroelektromekanis [15, 16], dan antarmuka biosintetik [17]. Serat pintar berbeda dari serat tradisional dengan memasukkan fungsi non-tradisional di luar komunikasi optik dan penggunaan serat pada kain komersial. Serat pintar dapat digunakan untuk estetika dalam tekstil elektronik dengan mengontrol tampilan warna serat karena interferensi optik dalam struktur mikronya [18] atau untuk meningkatkan kinerja, misalnya dalam kasus panduan serat optik konvensional dan lapisan cermin dielektrik yang memungkinkan panduan cahaya melalui udara [19, 20].

Untuk membuat serat berfungsi, serat harus terdiri dari bahan dengan berbagai sifat elektronik, arsitekturnya harus dirancang khusus untuk melakukan fungsi tertentu, dan fitur internalnya harus dikurangi pada skala nano, urutan besarnya lebih kecil dari inti telekomunikasi saat ini. serat. Serat biasanya dibuat dengan metode fabrikasi serat optik, yaitu, diambil secara termal dari batang silinder atau kubus makroskopik yang disebut "bentuk awal". Proses fabrikasi dimulai dengan pemilihan bahan inti dan kelongsong yang sesuai, seperti logam, isolator, dan semikonduktor. Misalnya, serat pertama termasuk struktur logam-isolator-semikonduktor dikembangkan pada tahun 2004 untuk fotodeteksi [21]. Bahan untuk preform dipilih sedemikian rupa sehingga viskositasnya, μ , sebanding pada suhu penarikan, jatuh secara kasar di jendela 4 < log(μ )[keseimbangan] < 6. Hal ini diperlukan untuk mencegah aliran geser dan ketidakstabilan kapiler yang akan mendistorsi geometri perangkat serat. Bahan yang persyaratan ini tidak dapat dicapai, seperti logam atau kristal semikonduktor yang sangat tipis dalam bentuk cairnya selama penarikan serat, harus dibatasi pada saluran dengan rasio aspek rendah, dengan geometri mendekati keseimbangan.

Bentuk awal, yang pada dasarnya adalah versi serat yang ditingkatkan, dapat dibuat menggunakan berbagai teknik seperti menggulung lembaran bahan seperti permadani, menumpuk bagian yang digiling seperti puzzle, atau pencetakan 3D, seperti yang ditunjukkan pada Gambar 1a (I) dan dibahas dalam ulasan ini, dan kemudian dikonsolidasikan dengan sintering vakum. Bentuk awal kemudian dipanaskan dalam tungku dan memanjang menjadi serat seperti karamel atau gula-gula (lihat menggambar kerucut pada Gambar. 1a (II)), sambil mempertahankan pengaturan penampang berdasarkan sifat termomekanis yang diberikan konstruksi seperti viskositas, antarmuka energi, adhesi timbal balik, dan ekspansi termal diferensial (Gbr. 1a (III)) [22]. Proses ini, untuk kasus cetakan 3D, secara skematis diilustrasikan pada Gambar 1a. Gambar khas dapat menghasilkan kilometer serat dengan diameter penampang skala nano yang sangat halus sekitar 5 nm [23, 24].

VLSI-Fi:Skema konseptual teknik VLSI-Fi yang mewakili pendekatan “2D + 1D + 0D”. a Preform cetak 3D a (I) digambar secara termal a (II) menjadi serat tipis panjang yang mempertahankan geometri penampang dari bentuk awal (2D). b Pola aksial serat melalui koheren spasial, pemutusan kapiler selektif bahan (+1D), menghasilkan perakitan inti yang awalnya kontinu dan terpisah ke dalam susunan perangkat diskrit yang dihubungi secara paralel. c Kontrol doping berbasis pemisahan dalam partikel semikonduktor pasca-putus, memungkinkan kontrol arsitektur internal perangkat individu c (II) melalui gradien termal c (AKU AKU AKU). d (I) Ilustrasi skema transistor efek medan semikonduktor-oksida logam (MOSFET) melalui VLSI-Fi, di mana semikonduktor tipe-p dan tipe-n ditunjukkan masing-masing dengan warna biru dan merah. Batang kontinu emas yang tertanam dalam serat silika bertindak sebagai gerbang, sumber, dan saluran pembuangan. Penampang serat yang dihasilkan ditunjukkan pada d (II). Demikian pula, e (I) menunjukkan gambar skema transistor persimpangan bipolar (BJT) yang direalisasikan oleh VLSI-Fi, dicapai dengan menimpa sumber panas dari kedua sisi emitor dan kolektor. Penampang serat e (II) menunjukkan emitor, kolektor, dan basis BJT (batang kontinu tertanam dalam serat), dengan semikonduktor tipe-p dan tipe-n dari sambungan n-p-n masing-masing ditunjukkan dengan warna biru dan merah

Dalam langkah pasca menggambar, bermain pada ketidakstabilan kapiler, serat dapat dicairkan kembali dengan pemanasan untuk memungkinkan pecahnya inti secara selektif bahan yang koheren secara spasial, memungkinkan kontrol aksial atas struktur tertanam serat [25,26, 27] seperti yang diilustrasikan pada Gambar. 1b. Teknik alternatif untuk pola inti secara aksial termasuk paparan UV melalui photomask dalam inti fotopolimer, menghasilkan mikropartikel berbentuk non-sepele [28]. Teknik fungsionalisasi hibrid lainnya termasuk melapisi permukaan serat dengan bahan fungsional [10, 29] dan mengurung kelongsong serat dengan menarik [12] ke susunan perangkat optoelektronik yang dibuat oleh manufaktur metal-oxide-semiconductor (CMOS) komplementer standar.

Serat dapat ditenun menjadi kain atau jaring untuk mencapai fungsionalitas kolektif yang melampaui serat individu [30]. Dirancang melalui biomimikri, serat dapat dibentuk sesuai dengan fitur alam yang berguna untuk meningkatkan fungsionalitas kain, seperti hidrofobisitas [31]. Serat juga dapat dipahami sebagai platform sintesis untuk produksi bahan yang murah seperti konversi inti aluminium menjadi silikon dalam serat berlapis silika [13] atau fabrikasi struktur berpori yang diinduksi secara termal dengan pemisahan fase [32]. Serat juga dapat melayani deteksi sinyal jarak jauh dan terdistribusi, seperti penginderaan kimia lingkungan dari volatil berbahaya [29]. Fleksibilitas dalam desain serat sedemikian rupa sehingga beberapa modalitas fungsional dapat diintegrasikan dalam satu serat untuk aplikasi kompleks seperti stimulasi spinokortikal yang dalam dan pemantauan pada tikus untuk penelitian penyakit neurodegeneratif [33]. Contoh-contoh ini menunjukkan beberapa variasi domain di mana serat pintar adalah solusi alami.

Motivasi

Meskipun serat ada di mana-mana, integrasi sistem mikroelektronika berkinerja tinggi dalam serat tipis tetap menjadi tantangan utama [11, 12]. Pendekatan berbeda untuk mengatasi tantangan ini telah diusulkan, dengan sebagian besar upaya difokuskan pada bahan bersuhu rendah. Misalnya, deposisi uap kimia bertekanan tinggi (HPCVD) telah digunakan untuk mengintegrasikan senyawa semikonduktor dalam serat optik berstruktur mikro (MOFs) [34], serta untuk membuat serat sambungan p-i-n silikon fleksibel [35]. Atau, CO₂ laser digunakan untuk rekristalisasi inti SiGe dalam serat silika untuk merekayasa sifat elektroniknya [36]. Pendekatan semacam itu menghasilkan perangkat dengan bandwidth elektronik terbatas, seperti halnya dengan bahan chalcogenide, yang secara intrinsik amorf atau secara inheren tidak dapat diskalakan.

Dengan demikian, Fibers and Additive Manufacturing Enabled Systems Laboratory (FAMES Lab) telah mengembangkan dan saat ini menerapkan teknik untuk mengontrol arsitektur 3D serat, yang dijelaskan dalam ulasan ini. Karena kerumitan serat akhir berkorelasi dengan kompleksitas penampang bentuk awal, fabrikasi bentuk awal yang bebas memungkinkan fungsionalitas perangkat serat yang tidak dapat dicapai sebaliknya. Selain itu, pencetakan 3D dapat diakses secara luas, menjadikannya sebagai alternatif teknologi yang hemat biaya dan ramah pengguna dibandingkan metode yang digunakan secara tradisional, memungkinkan berbagai macam bahan, dari termoplastik hingga bahan bersuhu tinggi, serta biomaterial [37].

Selain itu, Lab FAMES memiliki kemampuan untuk memproses bahan bersuhu tinggi, di samping penggunaan termoplastik yang lebih tradisional dalam pembuatan aditif, memungkinkan kami memanfaatkan properti seperti mobilitas elektron yang tinggi dalam Si/Ge [38], serta sebagai penggunaan timbal zirkonat titanat (PZT)/BaTiO₃ di masa depan komposit untuk aplikasi piezoelektrik memiliki koefisien piezoelektrik besar dibandingkan dengan polimer [39, 40] dan bandwidth akustik yang lebih tinggi [41].

Dengan mempertimbangkan tantangan ini, kami mengusulkan solusi pengoptimalan menggunakan manufaktur aditif untuk mencapai fabrikasi preform yang lebih cepat dan lebih kompleks, simulasi pemecahan kapiler untuk mengoptimalkan kontrol aksial serat, dan kombinasi serat kami dengan rekayasa jaringan. Strategi ini memungkinkan pembuatan platform biomedis yang realistis dengan kemampuan biosensing dan biofungsionalisasi untuk analisis obat dan perawatan in vitro sebagai salah satu aplikasi perangkat serat yang menjanjikan.

Konsep

Untuk mewujudkan serat fungsional, kami mengambil inspirasi dari integrasi skala sangat besar (VLSI)—desain digital dan teknik manufaktur yang memunculkan mikroprosesor modern pada 1970-an. Teknik ini menggunakan fotolitografi dan perlakuan kimia/termal dari area terbuka dari wafer substrat semikonduktor untuk menentukan fitur sirkuit terpadu di lapisan ini (2D) sementara fabrikasi sirkuit lengkap berlangsung dengan menumpuk lapisan individu tersebut dalam arah tegak lurus terhadap permukaan wafer (+1D). Selain itu, doping elektronik komponen individu sirkuit (+0D) dapat dikontrol dengan implantasi dan aktivasi termal [42]. Pendekatan kami untuk serat, dijuluki "VLSI untuk Serat" atau "VLSI-Fi," adalah analog:pertama, manufaktur aditif dan penarikan termal dari bentuk awal menentukan geometri penampang perangkat serat (2D); kedua, serat yang dihasilkan nantinya dapat dipola secara aksial (+1D), memungkinkan untuk perakitan susunan perangkat diskrit terintegrasi dari inti yang awalnya kontinu tetapi terpisah; dan ketiga, penataan berbasis segregasi dari masing-masing perangkat tertanam dalam serat (0D) dapat dilakukan. Tabel 1 menggambarkan perbandingan antara dua teknik, menyoroti korespondensi antara setiap derajat kontrol geometri yang dimungkinkan oleh masing-masing teknik (“2D + 1D + 0D”). Skema langkah-langkah yang dijelaskan ditunjukkan secara rinci pada Gambar. 1, di mana contoh kemungkinan perangkat tertanam dalam serat dapat direalisasikan menggunakan teknik VLSI-Fi.

Bagian Eksperimental

Di bagian ini, pertama-tama kami menjelaskan pekerjaan kami pada pencetakan 3D dari polikarbonat preforms, diikuti oleh kemajuan terbaru dalam pencetakan kaca 3D menggunakan stereolitografi. Kemudian, kami mendekati pola serat secara aksial melalui pemisahan kapiler selektif bahan yang koheren secara spasial, yang memungkinkan perakitan inti yang awalnya kontinu dan terpisah ke dalam susunan perangkat diskrit yang dihubungi secara paralel. Akhirnya, kami mengusulkan penerapan serat biointerfacing kami, dikombinasikan dengan rekayasa jaringan untuk memantau pertumbuhan jaringan yang layak secara in vitro. Fungsi diaktifkan dengan menggunakan saluran mikofluida dalam serat untuk mengirimkan sel dan memberi sinyal biokimia dan membentuk kabel paduan memori untuk kontrol gerakan, dan elemen piezoelektrik untuk memetakan lingkungan dengan gelombang ultrasound.

Draw of 3D-Printed Preforms

Seperti yang dinyatakan sebelumnya, teknik fabrikasi preform konvensional, seperti thin-film-rolling dan stack-and-raw [10], terbatas dalam menghasilkan struktur geometris yang kompleks, memakan banyak waktu dalam proses penarikan serat, dan membutuhkan tenaga ahli. tenaga kerja dan peralatan yang mahal. Pencetakan 3D mengatasi masalah ini dengan bantuan bahan pendukung yang dapat larut dan prosesnya yang sebagian otomatis dan ramah pengguna. Hal ini memungkinkan pencetakan geometri yang sangat kompleks dengan mudah dalam waktu yang relatif singkat.

Untuk menilai pengaruh sudut pencetakan preform polikarbonat (Hatchbox 3D), batang silindris dan persegi dicetak menggunakan printer FDM Prusa i3 MK2 satu kepala. Pengekstrusi dan suhu alas cetak masing-masing diatur ke 235 °C dan 105 °C, dan printer diatur untuk menghasilkan cetakan pengisi 100% dengan nosel 0,35 mm. Orientasi lapisan dalam bentuk awal tergantung pada orientasi horizontal bagian sehubungan dengan alas cetak, dan ketika bentuk awal dimasukkan ke dalam tungku selama penarikan termal, aliran panas dipengaruhi oleh orientasi lapisan. Untuk menguji orientasi mana yang paling sesuai untuk penarikan termal, bentuk awal dengan orientasi 0°, 15°, 30°, 45°, dan 90° dicetak. Semua sudut diukur antara sumbu longitudinal dari bentuk awal dan sumbu horizontal. Preform yang dicetak 3D menjalani proses penarikan termal dalam tungku dengan tiga zona suhu 90 °C, 100 °C, dan 200 °C. Untuk bentuk awal silinder, penarikan termal berhasil pada sudut 0° dan 45°. Pengundian bentuk awal 90° selalu gagal karena delaminasi lapisan.

Kami juga berhasil menggambar struktur non-ekuilibrium seperti batang persegi dengan pola isian improvisasi seperti yang ditunjukkan pada Gambar. 2a (I), di mana alih-alih pola isian bujursangkar, pengisi juga diatur untuk mengikuti perimeter dan mencetak dalam struktur yang teratur. Pengundian bentuk awal berbasis persegi 0° berhasil, dan meskipun sedikit berubah bentuk, serat masih mampu mempertahankan bentuk bentuk awal. Serat dengan dimensi serendah 40 μm × 60 μm berhasil digambar dan ditunjukkan pada Gambar 2a, tanpa delaminasi lapisan. Selanjutnya, semua lapisan dikonsolidasikan dengan benar. Contoh penampang serat ditunjukkan pada Gambar. 2a (IV), dan gambar serat sebelum dan sesudah anil ditunjukkan pada Gambar. 2a (V) dan 2a (VI), masing-masing, di mana kita melihat bahwa serat yang dianil mencapai transparansi optik, yang akan dicirikan dalam pekerjaan di masa depan. Dari percobaan ini, kami menyimpulkan bahwa preform yang paling sukses adalah yang dicetak pada 0°, sedangkan 90° selalu mengalami delaminasi selama proses pengundian. Konsolidasi lapisan dalam serat termal yang ditarik meningkat saat sudut orientasi cetakan 3D menurun.

Bentuk awal cetakan 3D:a (I) Preform polikarbonat cetak 3D dasar persegi. a (II) Menggambar kerucut. a (III) Serat polikarbonat yang dihasilkan setelah penarikan termal. a (IV) Penampang serat setelah proses pengundian, tanpa delaminasi lapisan. Penampangnya berbentuk persegi panjang karena porositas non-isotropik dari pola pengisi (batang skala 200 μm). a (V) Serat ditarik sebelum anil. a (VI) Serat yang ditarik setelah anil dengan transparansi optik yang nyata. b Model CAD dari Glass preforms, berhasil diwujudkan dalam gelas soda-lime dengan pencetakan 3D berbasis ekstrusi presisi tinggi. b (I) Struktur meniru rambut tarantula biru. b (II) Model bentuk awal dengan geometri penampang tidak seimbang (batang skala 1 cm). c (I) Sampel kaca berbentuk persegi dengan isian kaca yang bertambah (dari kiri ke kanan), dicetak dengan teknik SLA. c (II) Detail sampel gelas sebelum dipanggang (kiri) dan selama dipanggang (kanan). Dalam yang terakhir, adalah mungkin untuk melihat warna hitam yang dihasilkan dari residu karbonisasi resin, sedangkan ujungnya menunjukkan warna putih setelah residu ini dikeluarkan. c (III) Gambar di bawah mikroskop dari bagian yang diratakan (bar skala 200 μm), di mana warna putihnya adalah hasil dari warna alami serat giling yang dipadatkan dalam struktur berpori yang saling berhubungan. Selain itu, lebar nominal serat kaca, ditunjukkan pada gambar dengan d, berkorelasi dengan nilai yang diharapkan dari 16 μm (#38 Fiber Glast). c (IV) Plot kaca yang dicetak membentuk kepadatan (ρ ) sebagai fungsi dari fraksi volume serat kaca yang dicampur dengan resin, bersama dengan kepadatan rata-rata bahan cetak

Pencetakan 3D Preform Kaca

Di luar termoplastik, gelas termasuk kuarsa leburan memiliki aplikasi ilmiah dan teknik yang signifikan dalam optik, komunikasi, dan elektronik [43]. Serat silika terstruktur dapat bermanfaat untuk berbagai aplikasi, misalnya pewarnaan kain tanpa pewarna untuk mode, serat kristal fotonik untuk deteksi kimia-optik, atau serat mode tunggal untuk telekomunikasi dan pemfokusan cahaya yang ketat. Serat-serat ini umumnya dibuat dengan proses 2 langkah:fabrikasi bentuk awal dan penarikan termal bentuk awal menjadi serat. Sementara proses menggambar relatif sederhana dan murah, fabrikasi preform, pada titik ini, memerlukan penanganan kasus per kasus, dan untuk setiap konfigurasi preform tertentu, teknologi terpisah harus dikembangkan dan diterapkan.

Gambar 2b menunjukkan model desain berbantuan komputer (CAD) kaca soda-lime preform yang berhasil direalisasikan dengan presisi tinggi dalam teknologi pencetakan berbasis ekstrusi yang serupa dengan produk yang dijelaskan oleh perusahaan Micron3DP [44]. Bahan ini memiliki sifat optik yang menjanjikan terutama dalam panjang gelombang panjang seperti IR [45], menjadikannya kandidat yang menarik untuk fabrikasi serat dengan fungsionalitas optik baru. Model bentuk awal yang ditunjukkan pada Gambar. 2b (I) meniru struktur rambut tarantula biru, mirip dengan struktur yang disajikan pada [46], dan pada Gambar. 2b (II), penampang bentuk awal berisi geometri non-kesetimbangan dan sehingga rentan terhadap pembentukan kembali karena minimalisasi tegangan permukaan. Model-model ini dirancang dan direalisasikan sebagai verifikasi kemungkinan untuk mencapai penampang melintang yang kompleks dan tidak seimbang.

Karena struktur kelongsong memberikan integritas mekanis pada serat selama proses penarikan—terdiri dari bahan yang paling kental—upaya kami sejauh ini difokuskan pada komponen serat ini, di mana kami pada akhirnya bertujuan untuk konservasi geometri penampang dari bentuk awal. Dalam jangka panjang, kami bertujuan untuk mengembangkan teknik ekstrusi multimaterial, yang memungkinkan kami mengintegrasikan beberapa material secara monolitik dalam cetakan yang sama. Sebagai alternatif, dimungkinkan untuk mengisi struktur dengan bahan bubuk seperti Si atau Ge. Struktur yang diisi kemudian dapat disinter untuk mendapatkan bentuk awal. Gumennik dkk. telah menjelaskan pendekatan serupa [47].

Jika ada minat untuk memproduksi serat dengan gelas soda-kapur sebagai bahan inti, satu pendekatan sederhana adalah dengan mencetak preform inti tersuspensi. Serat inti tersuspensi menarik untuk berbagai aplikasi, termasuk penginderaan [48] dan panduan terahertz kerugian rendah [49], dan biasanya diwujudkan dengan polimer [49]. Pada jenis geometri serat ini, inti ditopang oleh struts yang menghubungkannya dengan lapisan luar. Setelah menggambar, struktur ini direduksi menjadi dimensi urutan panjang gelombang yang diinginkan, sedemikian rupa sehingga, untuk cahaya terpandu, efeknya adalah inti tersuspensi. Monro dkk. telah melaporkan serat inti tersuspensi dalam berbagai bahan seperti silika dan kaca bismut [48]. Mereka juga memberikan serangkaian contoh aplikasi penginderaan dari serat ini, terutama dalam penginderaan biologis dan kimia, yang mengkonfirmasi kelayakan geometri serat ini.

Pendekatan baru untuk pencetakan kaca 3D berbasis stereolitografi menggunakan resin khusus telah dirancang menggunakan nanokomposit silika yang dapat difoto [50]. Di sini, kami mengusulkan metode di mana bentuk awal serat kaca dibuat dengan pencetakan 3D berdasarkan resin komersial yang tersedia, menjadikannya metode yang hemat biaya dan lebih sederhana untuk mencapai bagian kaca yang dicetak 3D menggunakan stereolitografi (SLA). Printer SLA (Form 2 oleh Formlabs) beroperasi menggunakan laser dengan panjang gelombang 405 nm untuk menghubungkan resin melalui bagian bawah tong saat platform yang dibangun secara bertahap naik lapis demi lapis.

Untuk mendapatkan cetakan kaca, kami menggunakan campuran resin bening komersial (Formlabs FLGPCL04 Clear) dengan serat kaca borosilikat 0,79 mm (1/32") (#38 Fiber Glast) untuk proses pencetakan. Hal ini memungkinkan kontrol yang baik terhadap komposisi bahan cetak akhir dan fleksibilitas dalam mencapai sifat serat yang diinginkan. Serat kaca didispersikan menjadi resin bening menggunakan pengaduk magnet. Kaca ditambahkan sedikit demi sedikit dan dihomogenkan selama sekitar 3  menit setelah setiap penambahan. Untuk proses pencetakan, printer disetel ke mode terbuka untuk memungkinkan penggunaan resin khusus kami. Bentuk awal kubus dengan dimensi 4 × 4 × 50 mm dicetak pada orientasi 90°. Setelah pencetakan, bagian direndam dalam isopropanol selama 10  menit untuk menghilangkan kelebihan resin , dan pasca curing dengan sinar UV selama 30 min pada 60 °C. Preform kaca curing dengan peningkatan rasio volume serat kaca yang dicampur ke dalam resin pencetakan (dari kiri ke kanan) ditunjukkan pada Gambar 2c (I).

Bentuk awal kemudian diproses lebih lanjut untuk memisahkan resin sisa dan mensinter partikel kaca, menghasilkan bagian yang seluruhnya terdiri dari kaca. Efek dari proses ini pada bentuk awal diilustrasikan pada Gambar. 2c (II), di mana kita melihat bentuk awal setelah pengawetan (kiri) dan setelah proses pemanggangan (kanan). Pada yang terakhir, dimungkinkan untuk melihat warna hitam yang dihasilkan dari pemanggangan dalam oven abu, sedangkan ujungnya menunjukkan warna putih setelah dilepas. Gambar 2c (III) menunjukkan pengambilan gambar di bawah mikroskop preform sebelum sintering, di mana dapat dilihat bahwa semua resin memang dipanggang keluar dari bagian, menghasilkan struktur yang saling berhubungan hanya dibentuk oleh serat kaca. Beberapa parameter harus dikontrol, seperti suhu pemanggangan dan profil pemanasan, untuk mengontrol reaksi kimia dan penyusutan. Debinding termal pengikat dicapai dengan menggunakan oven pengabuan. Bagian coklat yang dihasilkan disinter dalam oven tabung suhu tinggi. Sintering dilakukan pada suhu 1300 °C dan tekanan 5 × 10 ⁻² mbar, mengikuti protokol yang ditentukan di [51]. Fase penahanan pada 800 °C diatur untuk menguapkan air yang terikat molekul dan gugus silanol yang terikat permukaan. Sintering di bawah vakum meningkatkan transparansi optik karena mengurangi terperangkapnya udara di dalam bagian kaca yang disinter [52].

Setelah proses pasca, volume dan berat bagian diukur untuk mendapatkan kepadatan. Ini kemudian dibandingkan dengan kepadatan rata-rata bahan cetak—terdiri dari campuran resin dan serat kaca yang dapat diawetkan—yang dihitung dengan ρ _rata-rata = ρ _resin (1 − χ _v ) + ρ _kaca (χ _v ), di mana ρ _resin = 1.17 g/cm ³ adalah kepadatan resin bening yang disembuhkan, ρ _kaca = 2,55 g/cm ³ adalah kepadatan serat kaca yang digiling, dan χ _v adalah rasio volume serat kaca yang dicampur ke dalam resin.

Hasilnya ditunjukkan pada Tabel 2 dan grafis pada Gambar. 2c (IV), di mana kami menyajikan kerapatan bagian yang dicetak untuk proporsi volume yang berbeda dari serat kaca dalam resin, dibandingkan dengan kerapatan rata-rata bahan cetak. Kami mengamati bahwa, untuk rasio volume yang lebih rendah dari kaca yang dicampur ke dalam resin, hasil yang diperoleh termasuk dalam yang diharapkan. Namun, pada konsentrasi kaca yang lebih tinggi, kita melihat penyimpangan dari perilaku linier kerapatan ideal. Hal ini dapat dikaitkan dengan sedimentasi selama pencetakan, yang menjadi signifikan pada rasio volume ini, sehingga secara efektif menghasilkan konsentrasi kaca yang lebih tinggi pada cetakan tersebut. Proses pencetakan terjadi di bagian bawah tangki, di mana konsentrasi kaca, karena sedimentasi terus meningkat selama pencetakan. Ini dimulai dari (dan di atas) konsentrasi seragam awal yang seharusnya jatuh pada kurva yang dihitung.

Dari Tabel 2, kita dapat melihat bahwa pada bagian pengisi serat kaca giling 21,54 vol%, densitas terukur adalah 1,61 g/cm ³ , yang berarti proporsi volume sebenarnya adalah 31,88 vol%. Selama proses percobaan, kami mendapatkan sampel dengan pengisi serat kaca giling aktual sebesar 34,78 vol%. Hasil ini tidak jauh dari infill silika 37,5 vol% yang dibuat oleh Kotz et al. [53], di mana resin kustom dikembangkan, berbeda dengan resin komersial yang kami gunakan dalam pekerjaan ini. Arah masa depan untuk pekerjaan ini termasuk prosedur perlakuan panas, sintering bagian, dan studi sifat mekanik dan optik dari bagian yang dihasilkan.

Pemecahan Kapiler Selektif Material Koheren dan Kontrol Pemisahan Doping

Setelah preform digambar secara termal, hasilnya adalah serat tipis panjang di mana penampang dipertahankan, seperti yang ditunjukkan pada Gambar 1a (III). Dalam kasus serat dengan satu atau lebih inti, ini dapat dipola secara aksial melalui proses pemisahan kapiler selektif material yang koheren [26], ditunjukkan pada Gambar. 3. Sementara model Tomotika mengeksplorasi pembentukan ketidakstabilan periodik dalam tak terbatas, silinder fluida yang dipanaskan secara seragam, memperhitungkan efek fluida di sekitarnya [55], menyebarkan ketidakstabilan Rayleigh memperkenalkan konsep propagasi depan [56]. Meskipun beberapa contoh perlakuan matematis dari ketidakstabilan kapiler dapat ditemukan dalam literatur, seperti di Liang et al. [57], karya-karya ini sebagian besar fokus pada rejimen isotermal, yang tidak berlaku dalam kasus kami. Selain itu, kasus kami memiliki komplikasi tambahan dalam menyebarkan gradien termal dan dengan demikian gradien viskositas. Dengan demikian, mungkin lebih dekat dengan proses yang didorong oleh kriteria ketidakstabilan marjinal, seperti yang disebutkan dalam Powers et al. [56]. Dengan menggabungkan hasil komputasi dan eksperimen kami, kami bertujuan untuk membuat model matematika untuk pemecahan serat melalui fenomena gradien termal aksial.

Pemisahan kapiler:a (I) Bagian serat menunjukkan bola Si yang terbentuk melalui pemecahan kapiler (batang skala 0,5 μm). a (II) Gambar bola tunggal yang menggambarkan kualitas bentuk (bilah skala 100 nm), dari Gumennik et al. [26]. b (I) Contoh perangkat pendeteksi fotologam-semikonduktor-logam dalam serat silika tunggal sebelum b (I) dan setelah b (II) proses perpisahan, dari Wei et al. [54]. c (I) Pemecahan serat inti ganda menjadi kelompok bi-spherical (bilah skala 100 μm), dari Gumennik et al. [26]. c (II) Representasi skematis dari proses yang ditunjukkan dalam c (I), dengan inti tipe-p dan n masing-masing ditunjukkan dengan warna biru dan merah

Tahap simulasi pemutusan kapiler saat ini berfokus pada rezim stasioner. Kami tertarik untuk menganalisis bagaimana ketidakstabilan pertama kali berkembang pada serat stasioner yang awalnya mengalami gradien termal. Proses ini analog dengan langkah awal percobaan pemecahan kapiler yang dilakukan oleh Gumennik et al. [26], di mana serat silika dengan inti Si setebal 4 m diumpankan melalui zona panas nyala hidrogen-oksigen pada aliran masing-masing 0,3 dan 0,1 L/menit. Meskipun suhu maksimum yang dapat dicapai dengan obor jenis ini dapat mencapai hingga 2800 °C, suhu maksimum yang dialami oleh serat harus di bawah titik didih Silika yaitu 2230 °C.

Considering that the flame width is between 3 and 3.5 mm and that the fiber has a diameter of about 300 μm, it is easy to understand why it is not feasible to experimentally measure the temperature gradient to which the fiber is exposed. Furthermore, the dynamic nature of the breakup process and the fact that it involves multiple materials with varying emissivities further adds to the complexity of the problem, while the fiber’s high aspect ratio and sharp viscosity ratios render the numerical simulation of the full Navier-Stokes equations computationally challenging.

In our simulations (using COMSOL Multiphysics® 5.3a, with its Microfluidics and Heat Transfer modules) shown in Fig. 4a, we assume an axisymmetric fiber with radius r _fiber  = 140 μm, composed of a thin Silicon core (r _inti  = 2 μm) enclosed in a Silica cladding. Initial heat-transfer simulations showed that a fiber length of 15 mm is sufficient to ensure that the fiber extremities remain at room temperature, thus avoiding influence from the boundaries to the breakup process. Through the sweep of different parameters such as heat source length and distance to the fiber surface, as well as power, we can observe the changes produced in the breakup behavior, thus collecting information about the temperature gradient. Also of importance are the breakup period and speed, parameters which can be compared to experimental results and used for the refinement of the simulations.

Capillary breakup simulations:a Image of the simulated Si core during the first droplet formation, right before the pinch-off for T _maks = 1900 °C. Color scale represents surface velocity (scale bar = 50 μm). b Snapshot of fiber breakup experiment recording just after the first droplet pinch-off, indicating a breakup time of 14 ± 3 s (scale bar = 60 μm). c Breakup time t _breakup for different values of T _maks . The exponential dependence of t _breakup on T _maks is evident, a behavior that is expected due to the dependence of t _breakup on the core’s viscosity, which in turn depends exponentially on the temperature. The shaded rectangle encompasses the temperature range compatible with this breakup time-scale. d Si core and SiO₂ cladding viscosities as a function of axial position, with temperature pro le over-imposed, for T _maks  = 1900 °C

The simulations are performed in two steps:first, the steady-state temperature profile is calculated for different heat source powers, in order to achieve the desired maximum temperature T _maks . The results are then exported to a time-dependent fluid-flow simulation, where the Navier-Stokes equation is solved with time steps of 0.05 s, from 0 s until the first droplet pinch-off (t _breakup ), which is dependent on T _maks , as can be seen in Fig. 4c, where t _breakup is plotted for different values of T _maks . It is possible to observe that t _breakup has an exponential dependence on T _maks , which is expected since t _breakup is proportional to the core’s viscosity, which in turn is exponentially dependent on the temperature.

The relevant parameters used in these simulations are listed in Table 3. Preliminary simulations indicate that the phase transition of the Si core has no significant influence on the steady-state temperature pro le obtained, neither on the subsequent fluid-flow simulations since, in the entire region where the capillary instabilities occur, the temperature is higher than the melting point of Si. Therefore, in order to maintain the model as less computationally intensive, we simulate a core of liquid Si as a first approximation. Moreover, although a fully coupled heat-transfer and fluid-flow simulation is preferable, we consider that the effects of coupling bring second-order corrections to the solution and thus can be neglected at this stage. An image of the simulated core during the first droplet formation, right before the pinch-off, is shown in Fig. 4a, for T _maks  = 1900 °C. A plot of the densities of silica and silicon, as a function of the axial position (in the simulation, the z-axis) for this particular simulation, is presented in Fig. 4d, with the temperature profile over-imposed.

Our results allow us to define the ranges of viscosities for which the time scales for breakup are comparable to those observed experimentally, thus assessing qualitatively the temperature profile imposed on the fiber. Fig. 4b shows a snapshot of a fiber breakup experiment recording just after the first droplet pinch-off, at the frame corresponding to t  = 39 s. Since the resolution of the images before this frame is not ideal, judging on the basis of the symmetry of the breakup behavior, it is possible to assess that the pinch-off of the first droplet occurs at t  = 35 ± 3 s, which translates to a breakup time after the temperature steady-state regime is achieved, of 14 ± 3 s. The shaded rectangle in Fig. 4c encompasses the temperature range compatible with this breakup time-scale, from which we can infer that the maximum temperature to which the fiber is exposed is 1885 ± 15 °C. With the collection of statistics on the breakup behavior in the future, we aim to develop a procedure for the temperature measurement of the process, which is otherwise unattainable by conventional means [26, 58, 59].

Moreover, segregation-driven control of doping in post-breakup semiconducting particles is attainable, allowing to control an individual device’s internal architecture. It is possible to control the structure of a single sphere, as was demonstrated by Gumennik et al. [47] shown in Fig. 5. When the droplet is exiting the flame, it experiences a thermal gradient:it is colder on the end distant from the flame, and consequently, it is expected to solidify laterally, starting from the colder side. If the sphere is doped with a material that is more soluble in a liquid than in a solid, this dopant will be repelled into the liquid as the solidi cation front propagates, collecting predominantly on the hot side. This effect is shown schematically in Fig. 1c and can be used to synthesize structured particles, composed for example of Ge-rich Si, (as shown in Fig. 5):Starting with 50:50 Si-Ge mixture in the fiber core, after the breakup the sphere will solidify, such that the Ge is extruded into the melt as the solidi cation evolves, leading to anisotropic distribution and resulting in axially oriented Janus particle heterojunctions [47]. This method can be extremely useful in assembling complex fiber-embedded devices such as heterojunctions, as shown in Fig. 1d and e.

Segregation control of doping:a (I) Schematic illustration of the segregation-driven control of doping in post-breakup semiconducting particles. Details:cross section of a Ge-rich Silicon continuous core in silica fiber a (II) and post-breakup schematic drawing of doping-segregated sphere, or Janus particle, with the Ge-rich side indicated in green a (III). b (I) Scanning Electron Microscope image in backscattered mode of the fiber, polished along its axis, showing an array of Janus particles. b (II) Detail of single Janus particle cross section. b (III) Energy-dispersive X-ray spectroscopy (EDS) map of Janus particle, indicating non-homogeneous distribution of Ge along the cross section, from overlaid maps of Si (in red) and Ge (in green). b (IV) Si-Ge equilibrium phase diagram, liquidus (solid line), and solidus (dashed line). b (V) SiGe atomic content distribution along the dashed line in b (III). (From Gumennik et al. [47])

Biomedical Application

Fiber technology is frequently utilized in various biomedical applications as chemical, biological, and physical sensors. Fiber-embedded sensors have been designed to monitor physical parameters such as stresses, temperature, pressure, and humidity or chemical parameters such as pH level, oxygen concentrations, and carbon dioxide concentrations [60]. Fiber bundles are beneficial to embed multiple sensors together in a single system and in increasing signal reception levels, resulting in higher signal-to-noise ratios. Lightness, flexibility, and unique optical properties are the main characteristics that lead the demand for fiber sensors in biomedical studies. To meet clinical usage requirements, preforms must be fabricated from biocompatible, non-toxic, and chemically inert materials to prevent immune reaction from the patient. Examples of smart fiber development include a neural fiber probe composed of a polymer and metal core composition that enables flexibility and bending stiffness of the neural probe as it provides in vivo optogenetic stimulation and delivers drugs as an input in order to record feedback electrical and physiological output signals [33]. Another example is a fiber integrating microfluidic principles with complex cross-sectional geometries and meter-long microchannels which analyzes cell separation by dielectrophoresis (DEP). Live and dead cells are separated by inertial and dielectrophoretic forces by sheathless, high-throughput microfluidic cell separator which contains conductive materials in the microchannels [14]. The following strategies show a new array of possibilities where smart fibers can be used in biological interfacing.

Consider an artificial gut that can serve as a bioactivity testing platform at the microscale and at the macroscale. With today’s progress in tissue engineering, a variety of functionalities can be integrated in bioink-coated fibers co-extruded using a bioprinter for tissue fabrication, as shown in Fig. 6(I). Traditionally, bioprinting research aims at creating tissue grafts for regenerative medical practice and does so by carefully designing the hydrogel (Fig. 6(II)) with the appropriate nutrition and signaling molecules for the type of cells required based on the application (Fig. 6(III)). Tissue engineering is very challenging to study as the whole biology of the system completely changes microseconds after the experiment has been launched. Monitoring and regularly tuning a tissue’s maturation remains very complex.

Biological interfacing. (I) Three-dimensional bioprinting of a tissue. (II) Standard microextrusion of bioink. (III) Conventional bioink with cells suspended in hydrogel. (IV) Novel coaxial microextrusion of biointerfacing fiber coated in bioink. (V) Close-up view of fiber where biointerfacing occurs:epithelial cells and vascular epithelial growth factors are excreted from different microchannels and result in cellular self-assembled vasculature between two orifices; piezoelectric elements measure surrounding cell density by ultrasound; and shape memory alloy wires provide peristaltic motion in the tissue. (VI) Visualization of biointerfacing fiber and its components

We propose here a solution by introducing smart fibers in the design (Fig. 6(IV)) to provide a better understanding of the climate and environmental growth. The embedded fiber holds multiple functionalities (Fig. 6(VI)) such as inducing vasculogenesis, ultrasonic imaging, peristaltic movement, and microfluidic flow. Control of the microenvironment takes place via the fiber hooked to syringe pumps and wired to an analytical software. The features of this application (Fig. 6(V)), including pilot experimental data, are detailed in the next subsections.

The Extracellular Matrix and Vasculature

Tissue engineering is widely explored with the increase of artificial tissue needs [61, 62], and the ability to bioprint realistic tissue has an important role to play in tomorrow’s drug and treatment development [63, 64]. One of the biggest challenges is the design of the extracellular matrix (ECM), composed of proteins, growth factors, and other biomolecules, that guide the cell’s contribution to the tissue [65]. Naturally, the ECM gives purpose and structure to the cells, and its extraction typically works by decellularizing tissue and recycling or reusing the ECM for a new cellular construct. The ECM comes in the form of solvents, hydrogels, biopolymers, bioceramics, aerogels, or foams to provide biodegradable or resorbable structure to the tissue [66]. Due to tissue engineering’s high complexity in defining the specifics of the biosystem—mechanical properties, scaffold dissolvability or absorption rates, initial cell types, nutrition, density and ratios, growth factors introduction, and its resulting bioactivity and tissue self-assembly—it is vital to assess the behavior of different types of naturally produced ECM or artificially developed biomaterials in the presence of interacting cells. Moreover, viable tissue requires an organized vascular system that supplies nutrition and oxygen to the tissue for the health and growth of cells. Vascularization provides the natural microfluidic feed of biochemicals to initiate proliferation, specialization, interactions, and motion. The vascular network is formed by vasculogenesis, arteriogenesis, and angiogenesis. Vasculogenesis develops its network through the differentiation and division of endothelial stem cell [67]. Angiogenesis forms new sprouts from existing vessels that are formed in the early embryonic vasculogenesis stage [68].

In-Fiber Microfluidic Feed

Microfluidic conduits with periodic microchannels for content delivery can be used to weave microfluids to specific locations in tissue constructs. The liquefaction front at the boundary of the hot zone defines the droplets’ pinch-off location as described previously. Multiple cores can therefore be broken up in a spatially coherent manner. For example, a silica fiber including a platinum and a silicon core can become a fiber tube with multiple outlets, by inducing the silicon core into an array of spheres and then thinning the fiber using hydrogen fluoride, etching the silicon spheres with potassium hydroxide and etching the platinum core with regal water. An example of the result is shown in Fig. 6(V). The flexibility of fibers allows the microfluidic feed to be integrated in multiple ways in tissue construct. In Fig. 6(IV), the microfluidic channels are used to provide the necessary cell type and growth factors to initiate vascularization and angiogenesis as the tissue reaches maturity.

Biomaterial and Biochemical Testing

In parallel to fiber development, a new testing platform (Fig. 7a (I)) was designed to analyze vascularization and cell-to-cell interactions in the presence of growth factors (Fig. 7a (II)). The platforms were printed in high resolution at an orientation of 30 from biocompatible resin by stereolithography (Formlabs’ Form 2 and Dental LT Clear resin). The print result, shown in Fig. 7a (III), was assembled with two glass capillary tubes with outer diameters of 1.8 mm and 1.0 mm where biological agents are fed. Initial trials will assess diffusion parameters of biochemicals and the growth of cellular colonies in various biocompatible materials. These platforms are designed to be single-use. In 2 h, 24 testing wells can be printed at a relatively low cost. The distance between each capillary outlet of two parallel fibers can be adjusted between 100 and 400 m to investigate the optimum vasculogenesis range that is accepted around 200 m [67]. The medium of interaction in the well’s chamber will first host commercial bioinks (Cellink, USA), one containing sodium alginate and nanofibrillar cellulose and the other containing gelatin methacryloyl, before developing our own in-house biomaterials. The glass capillary tubes shown in Fig. 7a (I) will eventually be replaced by the microfluidic fiber shown in Fig. 6a (V) which will be discussed in the next section.

Pilot experiments for biointerfacing:a (I) Cross section of biotesting well showing fluidic feed. a (II) Example of the interaction of epithelial cells (blue circles on the left) with vascular endothelial growth factors (yellow dots on the right) resulting in vasculogenesis excreted by the cells (red lines in the center). a (III) Printed testing platform in biocompatible resin (scale bar = 5 mm). b Temperature-stress-strain graph of the shape memory effect. c (I) Cross section of in-fiber SMA wires (scale bar = 1 mm). c (II) Side view of in-fiber SMA wires (scale bar = 1 mm). c (III) 5.2-mm segment of an in-fiber SMA wire in contraction after being heated at 80 °C. c (IV) 5.36-mm segment of extended in-fiber SMA wire at room temperature

Peristaltic Motion

Shape memory alloy (SMA) wires are lightweight, non-corrosive, and cost-efficient actuating materials for refined applications in a variety of applications such as prosthetic biomimicry [69], self-expandable surgical implants [70], and aerospace engineering [71].

SMAs are metal compounds known for their shape memory effect and pseudoelasticity. Although such properties are typically found in nickel-titanium, these properties can be found in a range of different other metal alloys. Figure 7(b) shows the shape memory effect in terms of temperature, stress, and strain. As shown, at low temperatures, the SMA in its martensite solid state can be deformed by mechanical force, and when thermally induced, goes through a non-diffusive molecular reordering, converting to an austenite solid state. When cooled, the material will return to its initial martensite form, hence the shape memory effect. This thermal cycle is defined by four temperatures, the starting and finishing martensite and austenite temperatures (M _s, A _f , A _s , and A _f ), which specifies the start and end of transition periods between states. When the SMA is deformed in as martensite, the molecular de-ordering is defined as detwinning, and it allows the material to experience elongation, which is particularly useful for actuation applications. Essentially, the shape memory effect cycle can occur hundreds of times for an average elongation of 6% and contraction [72], hence its nickname “muscle wire” for its close similarity to muscular myofibrils.

This unique characteristic was first reported by Alden Greninger and Victor Mooradian in 1938 [73], can also be triggered by magnetic field energy [74], namely ferromagnetic shape memory alloys (FSMA), and can be found in polymers (SMP) as well [75]. Today, SMA’s mechanical fatigue and fracture, elasticity, and thermodynamics have been characterized well experimentally [76] and mathematically [77], and its behavior has been modeled [78].

Although the shape memory effect allows for nice contraction behavior of a material, for appropriate robotic applications, the motion needs to be reversable. Typically, an SMA is set in tandem with an opposite mechanism, such as springs, electric drives, elastic bands, or simply another SMA wire. Furthermore, the assembly changes whether it is a linear or rotatory actuation and if the opposing contractions of the actuation are equal. Although wires are thin and weak alone, they can be bundled together to reach the desired force and keep its shape memory effect response time. SMA wires can also be coiled around a capstan to provide greater elongation over shorter distances. Various strategies have been reviewed and chosen for specific applications [79]. The thermal induction is typically best controlled by powering the SMA wire and varying the input current of the order of hundreds of milliamperes. Cooling can be done naturally or by including heat sinks and ventilation.

Fiber drawing technology allows us to play on different material characteristics and to provide to an SMA wire an elastic coating that helps preserve the disorder state of the SMA fiber. As shown in Fig. 7c (I) and c (II), a fiber can be drawn with multiple embedded SMA wires. Styrene-ethylene-butylene-styrene (SEBS) was chosen as the surrounding structure to the SMA wires. SEBS is a copolymer elastomer that can withstand the drawing temperature of 80 °C. While preliminary results show that the actuation can work but with lower efficiency than bare SMA wires, the back-and-forth motion through heating (Fig. 7c (III)) and cooling (Fig. 7c (IV)) cycles is observed for a deformation of approximately 3.07%. More research is required to optimize the setup, but this early stage of experimentation in-fiber SMA actuation shows promising outlooks. The wires were physically pulled and heated using a hot plate to prove the concept. Heating by current would allow speeding up the shape memory effect and controlling better the heat’s diffusion through the fiber. The 5.35-mm wire was measured to have a diameter of 0.11 mm and a resistance of 18.2 was recorded across the fiber segment. To provide a frame of reference, according to SMA wire manufacturers (Dynalloy, Inc.), a 0.1-mm-thick wire made of nickel and titanium requires approximately 200 mA of current for a 1 s contraction. Controlling each wire individually would allow for directional movement, and adding more SMA wires to the design would allow multi-directional motion and greater contraction strength. Moreover, if ferromagnetic SMA wires were used, the control of the motion could become locally controllable via tuning of the interacting magnetic field. Additionally, the FAMES Lab’s drawing tower having the ability to rotate a preform as it is drawing into a fiber enables the possibility to manufacture spring-like structures of SMA wires in the fiber which allows for greater deformation, similar to commercially available SMA springs. Clearly, varieties of strategies are enabled with in-fiber SMA wires.

Biosensing

Biosensors are developed in a wide variety of ways. They can be designed label-based or label-free to detect specific expressions from biological elements such as cells, bacteria, hormones, proteins, DNA, and more [80, 81], from sampling blood, urine, saliva, sweat, or tears. Psychophysiological conditions can be observed from real-time biofeedback such as blood pressure, electrodermal activity, skin conductance, respiration and heart rates, and more [82, 83]. Bioimaging has been done by optical imaging, ultrasound, magnetic resonance frequency, computed tomography, near-infrared spectroscopy, quantum dot probing, and by many more techniques [84].

In optical fiber research, previous biosensing fibers have been fabricated relying on silicon photonic crystal detection of biological radiation [85]. Photonic crystal technology has been used before to monitor in label-free real-time cellular morphology and survival [86]. Such progress in biophotonics has led to hollow-core microstructured fibers visible under magnetic resonance imaging (MRI) [87]. The hollow core allows the propagation of the optical radiations along the fiber over very long distances. The geometry of the hollow fibers varies to tune the photonic bandgaps and dispersion of different detected wavelengths. The inner walls of these hollow tubes are coated with oppositely charged polyelectrolytes and magnetite nanoparticles which are used as contrast agents for MRI. Such design therefore enables new biomedical precision diagnosis opportunities, for example, in the observations of neural activity in vivo [87, 88].

Ultrasonography technology enables us to observe density of cells in liquid or gel in a non-intrusive manner [89, 90]. Ultrasonic probes typically function according to the piezoelectric effect (generation of electricity from applied stress), which was first discovered by Jacques and Pierre Curie in 1880 [91]. The inverse piezoelectric effect (deformation of a piezoelectric crystal from an applied electric field) was induced mathematically by Gabriel Lippmann in 1881 [92] and later in 1916, Chilowsky Constantin and Paul Langevin developed ultrasonic submarine detection for World War I military applications [93]. Thereon, sonar applications have been diverse, such as underwater imaging and fish-finding [94, 95] and energy harvesting [96, 97].

The piezoelectric elements convert electrical energy to and from mechanical energy and transmit sound waves between each other. All frequency and bandwidth parameters require precise regulation, and good energy transmission requires good acoustic and damping matching impedances. Two fibers with integrated piezoelectric elements, designed as pulsing emitter and receiver, can create an ultrasonic waveguide between each other to measure density over the wave’s trajectory. This fiber enables us to sense the microstructures of the environment as the tissue reaches maturation. The piezoelectric elements are created by capillary breakup from a PZT core for example. PZT elements have an acoustic impedance of 33.7 × 10 ⁶  kg/m ² s with a resonance frequency below 25 MHz. The produced spheres are lined with conductive electrodes to a transducer. This setup provides the feedback in a control system to better adjust microfluidic and motion feed. The in-fiber ultrasonic imaging of the microenvironment clearly helps understand how the tissue environment behaves over time.