Fabrication numérique de fibres multimateriaux intelligentes pour optoélectronique avancée

Résumé

Les fibres sont omniprésentes et généralement passives. L'optoélectronique réalisée dans une fibre pourrait révolutionner de nombreux domaines d'application, incluant l'électronique biosynthétique et portable, la détection environnementale et la récupération d'énergie. Cependant, la réalisation d'électronique haute performance dans une fibre reste un défi majeur en raison de l'insaisissabilité d'une stratégie de traitement des matériaux qui permettrait d'enrouler des dispositifs faits en semi-conducteurs cristallins, comme le silicium, dans une fibre de manière ordonnée, adressable et scalable. Les approches actuelles de fabrication de capteurs à fibre sont soit non-scalables, soit limitent le choix des semi-conducteurs aux amorphes, comme les verres chalcogénures, inférieurs au silicium en performance électronique, résultant en bande passante et sensibilité limitées de tels capteurs comparés à une photodiode silicium standard. Notre groupe substantie une fabrication universelle dans-la-fibre de circuits logiques et systèmes sensoriels analogues à l'intégration à très grande échelle (VLSI), qui a permis l'émergence du microprocesseur moderne. Nous développons une méthodologie de fabrication hybride versatile qui assemble dans-la-fibre des architectures matérielles typiques des dispositifs et systèmes microélectroniques intégrés en silice, silicium et métaux haute température. Cette méthodologie, surnommée « VLSI pour Fibres » ou « VLSI-Fi », combine l'impression 3D de préformes, un tirage thermique de fibres, et l'assemblage post-tirage de dispositifs intégrés embarqués dans la fibre par rupture capillaire spatialement cohérente et sélective en matériau des cœurs de fibre. Nous croyons que cette méthode délivrera une nouvelle classe de dispositifs et capteurs à fibre durables, à faible coût, pervasifs, permettant l'intégration de tissus rencontrant des objets fabriqués par l'homme, tels que meubles et vêtements, dans l'Internet des Objets (IdO). De plus, elle stimulera l'innovation dans l'impression 3D, étendant l'approche de fabrication numérique dans le domaine de la nanoélectronique.

Introduction

Bien que les fibres tirées du verre remontent à l'époque romaine, les premières fibres optiques fonctionnelles ont été fabriquées en 1792 par les frères Chappe français pour des communications. En 1842, Jean-Daniel Colladon, physicien suisse, a montré que la lumière pouvait être guidée internement à travers un jet d'eau. Ces deux découvertes ont germé des décennies d'améliorations en ingénierie optique et matérielle menant aux fibres efficaces d'aujourd'hui, permettant les télécommunications haut débit et le stockage de données à travers des kilomètres de distance dans le monde, comme le câble sous-marin transpacifique (TPC) de 25 000 km achevé en 1996. De plus, les capteurs à fibre optique (FOS) sont utilisés pour une grande variété d'applications biomédicales, pétrolières et gazières, maritimes, architecturales, chimiques et aérospatiales.

Le contrôle et l'amélioration de la propagation de la lumière utilisant les fibres à cristaux photoniques (PCF) développées en 1996 par Philip Russel ont ouvert les portes à la recherche sur des structures fonctionnelles internes plus complexes. De nouvelles microstructures ont aussi accueilli l'intégration de diversité matérielle dans leur constitution pour concevoir des fibres intelligentes pour l'électronique, l'optoélectronique, la synthèse dans-la-fibre, la microfluidique, les systèmes microélectromécaniques et l'interfaçage biosynthétique. Les fibres intelligentes diffèrent des fibres traditionnelles par l'inclusion d'une fonction non-traditionnelle au-delà de la communication optique et de l'utilisation typique des fibres dans les tissus commerciaux. Les fibres intelligentes peuvent être utilisées pour l'esthétique dans les textiles électroniques en contrôlant l'apparence colorée des fibres due à l'interférence optique dans leur microstructure ou pour améliorer la performance, par exemple dans le cas de guides de fibre optique conventionnels et de revêtement miroir diélectrique permettant la guidance de lumière à travers l'air.

Pour rendre une fibre fonctionnelle, elle doit être composée de matériaux aux propriétés électroniques variables, son architecture doit être spécifiquement conçue pour effectuer une fonction donnée, et ses caractéristiques internes doivent être réduites à l'échelle nanométrique, des ordres de grandeur plus petites que le cœur des fibres de télécommunication actuelles. Les fibres sont typiquement créées par des méthodes de fabrication de fibres optiques, c'est-à-dire en étant tirées thermiquement à partir de tiges cylindriques ou cuboïdes macroscopiques appelées « préformes ». Le processus de fabrication commence par une sélection de matériaux de cœur et de gaine appropriés, tels que métaux, isolants et semi-conducteurs. Par exemple, la première fibre incluant des structures métal-isolant-semi-conducteur a été développée en 2004 pour la photodétection. Les matériaux pour la préforme sont sélectionnés de sorte que leurs viscosités, μ, soient comparables à la température de tirage, tombant grossièrement dans la fenêtre de 4 < log(μ)[poise] < 6. Ceci est requis pour prévenir les flux de cisaillement et les instabilités capillaires qui déformeraient sinon la géométrie du dispositif de fibre. Les matériaux pour lesquels cette exigence est inatteignable, tels que les métaux ou semi-conducteurs cristallins qui sont très fluides sous forme liquide pendant le tirage de fibre, doivent être confinés à des canaux à faible rapport d'aspect, avec géométrie proche de l'équilibre.

La préforme, qui est essentiellement une version agrandie de la fibre, peut être construite en utilisant diverses techniques telles que le roulement de feuilles de matériau comme un tapis, l'empilement de pièces fraisées comme un puzzle, ou l'impression 3D, comme montré en Fig. 1a (I) et discuté dans cette revue, puis consolidée par frittage sous vide. La préforme est ensuite chauffée dans un four et étirée en fibre comme du caramel ou de la tire (voir le cône de tirage en Fig. 1a (II)), tout en préservant son arrangement en section transversale basé sur les propriétés thermomécaniques données d'un constructeur telles que viscosités, énergies d'interface, adhérence mutuelle et dilatation thermique différentielle (Fig. 1a (III)). Ce processus, pour le cas d'une préforme imprimée en 3D, est schématiquement illustré en Fig. 1a. Un tirage typique peut produire des kilomètres de fibre avec des diamètres de section transversale nanoscopiques très fins autour de 5 nm.

Dans une étape post-tirage, jouant sur les instabilités capillaires, la fibre peut être reliquéfiée par chauffage pour permettre la rupture des cœurs d'une manière spatialement cohérente et sélective en matériau, permettant un contrôle axial sur les structures embarquées dans la fibre comme illustré en Fig. 1b. Des techniques alternatives pour structurer les cœurs axialement incluent l'exposition UV à travers des photomasques dans des cœurs photopolymériques, résultant en microparticules de forme non-triviale. D'autres techniques d'hybridation-fonctionnalisation incluent le revêtement des surfaces de fibre avec des matériaux fonctionnels et le confinement d'une gaine de fibre par un tirage vers un réseau de dispositifs optoélectroniques fabriqués par fabrication CMOS standard.

Les fibres peuvent être tissées en tissus ou filets pour atteindre une fonctionnalité collective surpassant celle d'une fibre individuelle. Conçues par biomimétisme, les fibres peuvent être façonnées selon les caractéristiques utiles de la nature pour améliorer la fonctionnalité du tissu, telle que l'hydrophobicité. Les fibres peuvent aussi être conçues comme plateformes de synthèse pour une production de matériaux peu coûteuse telle que la conversion de cœurs d'aluminium en silicium dans des fibres gainées de silice ou la fabrication thermiquement induite de structures poreuses par séparation de phase. Les fibres peuvent aussi servir à la détection de signaux distribuée et distante, telle que la détection chimique environnementale de volatils dangereux. La flexibilité dans le design de fibre est telle que plusieurs modalités fonctionnelles peuvent être intégrées dans une fibre pour des applications complexes telles que la stimulation et la surveillance spinocorticales profondes chez la souris pour la recherche sur les maladies neurodégénératives. Ces exemples montrent certains des domaines variés dans lesquels les fibres intelligentes sont la solution naturelle.

Motivation

Même si les fibres sont universellement omniprésentes, l'intégration de systèmes microélectroniques haute performance dans une fibre fine reste un défi majeur. Différentes approches adressant ce défi ont été proposées, avec des efforts principalement focalisés sur les matériaux basse température. Par exemple, le dépôt chimique en phase vapeur à haute pression (HPCVD) a été utilisé pour intégrer des semi-conducteurs composés dans des fibres optiques microstructurées (MOF), ainsi que pour créer des fibres de jonction p-i-n en silicium flexible. Alternativement, un laser CO₂ a été utilisé pour la recristallisation du cœur SiGe dans des fibres de silice pour concevoir leurs propriétés électroniques. De telles approches aboutissent soit à des dispositifs avec bande passante électronique limitée, comme c'est le cas avec les matériaux chalcogénures qui sont intrinsèquement amorphes, soit sont intrinsèquement non-scalables.

En tant que tel, le Laboratoire Fibres et Fabrication Additive pour Systèmes Activés (FAMES Lab) a développé et implémente actuellement une technique pour contrôler l'architecture 3D des fibres, décrite dans cette revue. Puisque la complexité de la fibre finale corrèle à la complexité de la section transversale de la préforme, la fabrication en forme libre de préformes permet des fonctionnalités de dispositifs à fibre inatteignables autrement. De plus, l'impression 3D est largement accessible, en faisant une alternative technologique rentable et conviviale aux méthodes traditionnellement employées, permettant une large gamme de matériaux, des thermoplastiques aux matériaux haute température, ainsi que des biomatériaux.

En outre, le FAMES Lab a la capacité de traiter des matériaux haute température, aux côtés de l'utilisation plus traditionnelle de thermoplastiques dans la fabrication additive, nous permettant de tirer parti de propriétés telles que la haute mobilité électronique dans Si/Ge, ainsi que l'utilisation future de composites titanate de zirconate de plomb (PZT)/BaTiO₃ pour applications piézoélectriques ayant de grands coefficients piézoélectriques comparés aux polymères et une bande passante acoustique plus élevée.

Avec ces défis à l'esprit, nous proposons des solutions d'optimisation utilisant la fabrication additive pour atteindre une fabrication de préformes plus rapide et plus complexe, des simulations de rupture capillaire pour optimiser le contrôle axial de la fibre, et des combinaisons de nos fibres avec l'ingénierie tissulaire. Ces stratégies permettent la création de plateformes biomédicales réalistes avec capacités de biosensing et biofonctionnalisation pour l'analyse de médicaments et traitements in vitro comme l'une des applications prometteuses de dispositifs à fibre.

Concept

Afin de réaliser des fibres fonctionnelles, nous nous inspirons de l'intégration à très grande échelle (VLSI) — une technique de conception et fabrication numérique qui a donné naissance au microprocesseur moderne dans les années 1970. Cette technique utilise la photolithographie et le traitement chimique/thermal des zones exposées du substrat semi-conducteur pour définir les caractéristiques du circuit intégré dans cette couche (2D) tandis que la fabrication d'un circuit complet progresse par l'empilement de telles couches individuelles dans la direction perpendiculaire à la surface du wafer (+1D). De plus, le dopage électronique de composants individuels du circuit (+0D) peut être contrôlé par implantation et activation thermique. Notre approche pour les fibres, surnommée « VLSI pour Fibres » ou « VLSI-Fi », est analogue : premièrement, la fabrication additive et le tirage thermique d'une préforme définissent la géométrie de section transversale du dispositif à fibre (2D) ; deuxièmement, la fibre résultante peut être structurée axialement (+1D), permettant l'assemblage de réseaux de dispositifs discrets intégrés à partir de cœurs initialement continus mais séparés ; et troisièmement, la structuration pilotée par ségrégation de dispositifs individuels embarqués dans-la-fibre (0D) peut être réalisée. Le Tableau 1 établit une comparaison entre les deux techniques, soulignant la correspondance entre chaque degré de contrôle géométrique rendu possible par chaque technique (« 2D + 1D + 0D »). Les schématiques des étapes décrites sont montrés en détail en Fig. 1, où des exemples de dispositifs embarqués dans-la-fibre possibles pourraient être réalisés en utilisant la technique VLSI-Fi.

Section expérimentale

Dans cette section, nous décrivons d'abord notre travail sur l'impression 3D de préformes en polycarbonate, suivie par les avancées récentes dans l'impression 3D de verre par stéréolithographie. Ensuite, nous abordons le structurage axial des fibres par une rupture capillaire spatialement cohérente et sélective en matériau, qui permet l'assemblage de cœurs initialement continus et séparés en réseaux de dispositifs discrets contactés en parallèle. Finalement, nous proposons l'application de nos fibres de biointerfaçage, combinées avec l'ingénierie tissulaire pour surveiller la croissance de tissu viable in vitro. Les fonctions sont activées en utilisant des canaux microfluidiques dans-la-fibre pour délivrer des cellules et des biochimiques de signalisation et des fils d'alliage à mémoire de forme pour le contrôle de mouvement, et des éléments piézoélectriques pour cartographier l'environnement par ondes ultrasonores.

Tirage de préformes imprimées en 3D

Comme énoncé précédemment, les techniques conventionnelles de fabrication de préformes, telles que le roulement de couches minces et l'empileage brut, sont limitées dans la production de structures géométriques complexes, prennent une quantité significative de temps dans le processus de tirage de fibre, et requièrent une main-d'œuvre qualifiée et un équipement coûteux. L'impression 3D adresse ces problèmes avec l'aide de matériau de support soluble et son processus partiellement automatisé et convivial. Cela permet l'impression de géométries très complexes avec aisance dans une période relativement courte.

Afin d'évaluer l'influence de l'angle d'impression de préformes en polycarbonate (Hatchbox 3D), des tiges cylindriques et carrées ont été imprimées en utilisant une imprimante FDM Prusa i3 MK2 à tête unique. Les températures de l'extrudeur et du plateau d'impression étaient réglées à 235 °C et 105 °C respectivement, et l'imprimante était réglée pour produire des préformes à 100 % de remplissage avec une buse de 0,35 mm. L'orientation des couches dans la préforme dépend de l'orientation horizontale de la pièce par rapport au plateau d'impression, et quand la préforme est introduite dans le four pendant le tirage thermique, le flux de chaleur est affecté par l'orientation des couches. Pour tester quelle orientation était la mieux adaptée au tirage thermique, des préformes avec orientations 0°, 15°, 30°, 45° et 90° ont été imprimées. Tous les angles étaient mesurés entre l'axe longitudinal de la préforme et l'axe horizontal. Les préformes imprimées en 3D ont subi le processus de tirage thermique dans un four avec trois zones de température de 90 °C, 100 °C et 200 °C. Pour les préformes cylindriques, le tirage thermique a réussi aux angles 0° et 45°. Les tirages de préformes à 90° échouent toujours en raison du délaminage des couches.

Nous avons aussi pu tirer avec succès des structures non-équilibre telles qu'une tige carrée avec un motif de remplissage improvisé comme montré en Fig. 2a (I), où au lieu du motif de remplissage rectiligne, le remplissage était aussi réglé pour suivre les périmètres et imprimer en structure ordonnée. Le tirage de préforme carrée à 0° a réussi, et bien qu'elle se soit légèrement déformée, la fibre a pu encore retenir la forme de la préforme. Des fibres avec des dimensions aussi basses que 40 µm × 60 µm ont été tirées avec succès et sont montrées en Fig. 2a, n'ayant pas de délaminage de couches. De plus, toutes les couches ont été correctement consolidées. Un exemple de section transversale de fibre est montré en Fig. 2a (IV), et des images d'une fibre avant et après recuit sont montrées en Fig. 2a (V) et 2a (VI) respectivement, où nous voyons que la fibre recuite atteint la transparence optique, qui sera caractérisée dans un travail futur. De ces expériences, nous concluons que les préformes les plus réussies sont celles imprimées à 0°, alors que 90° délamine toujours pendant le processus de tirage. La consolidation des couches dans les fibres tirées thermiquement s'améliore à mesure que l'angle d'orientation de la préforme imprimée en 3D diminue.

Impression 3D de préformes en verre

Au-delà des thermoplastiques, les verres incluant le quartz fondu ont des applications scientifiques et d'ingénierie significatives en optique, communications et électronique. Les fibres de silice structurées pourraient bénéficier à de multiples applications, par exemple la coloration sans colorant de tissus pour la mode, les fibres à cristaux photoniques pour la détection optico-chimique, ou les fibres monomode pour les télécommunications et le focalisation serrée de lumière. Ces fibres sont généralement fabriquées par un processus en 2 étapes : la fabrication de la préforme et le tirage thermique des préformes en fibre. Alors que le processus de tirage est relativement simple et peu coûteux, la fabrication de la préforme, à ce stade, requiert un traitement au cas par cas, et pour chaque configuration de préforme spécifique, une technologie séparée doit être développée et appliquée.

La figure 2b montre des modèles de conception assistée par ordinateur (CAO) de préformes en verre sodocalcique qui ont été réalisés avec succès avec haute précision en technologie d'impression par extrusion similaire aux produits décrits par la compagnie Micron3DP. Ce matériau a des propriétés optiques prometteuses particulièrement dans les longueurs d'onde longues comme l'IR, le rendant un candidat intéressant pour la fabrication de fibres avec de nouvelles fonctionnalités optiques. Le modèle de préforme montré en Fig. 2b (I) imite la structure du poil de tarentule bleue, similaire à la structure présentée dans [46], et en Fig. 2b (II), la section transversale de la préforme contient des géométries non-équilibre et est donc sujette à un remodelage dû à la minimisation de la tension de surface. Ces modèles ont été conçus et réalisés comme vérification de la possibilité d'atteindre des sections transversales de préforme complexes, non-équilibre.

Puisque la structure de gaine fournit l'intégrité mécanique à la fibre pendant le processus de tirage — étant composée du matériau le plus visqueux — nos efforts jusqu'à présent se sont focalisés sur ce composant de la fibre, où nous visons ultimement la conservation de la géométrie de section transversale de la préforme. À long terme, nous visons à développer des techniques d'extrusion multimateriaux, qui nous permettront d'intégrer plusieurs matériaux monolithiquement dans la même impression. Alternativement, il est possible de remplir la structure avec des matériaux en poudre tels que Si ou Ge. La structure remplie peut être ensuite frittée afin d'obtenir la préforme. Gumennik et al. ont décrit une approche similaire.

S'il y a un intérêt à produire une fibre avec du verre sodocalcique comme matériau de cœur, une approche simple serait d'imprimer une préforme à cœur suspendu. Les fibres à cœur suspendu sont d'intérêt pour diverses applications, incluant la détection et la guidage térahertz à faible perte, et sont typiquement réalisées avec des polymères. Dans ce type de géométrie de fibre, le cœur est supporté par des entretoises qui le connectent à la couche externe. Après tirage, ces structures sont réduites à des dimensions de l'ordre de la longueur d'onde d'intérêt, d'une manière telle que, pour la lumière guidée, l'effet est celui d'un cœur suspendu. Monro et al. ont rapporté des fibres à cœur suspendu dans divers matériaux tels que la silice et le verre de bismuth. Ils fournissent aussi une série d'exemples d'applications de détection de ces fibres, particulièrement en détection biologique et chimique, confirmant la viabilité de ces géométries de fibre.

Des approches nouvelles pour l'impression 3D de verre par stéréolithographie utilisant des résines personnalisées ont été conçues en utilisant des nanocomposites de silice photodurcissables. Ici, nous proposons une méthode où les préformes de fibre de verre sont fabriquées par impression 3D basée sur des résines commerciales prêtes à l'emploi, la rendant une méthode rentable et plus simple pour atteindre des pièces de verre imprimées en 3D en utilisant la stéréolithographie (SLA). L'imprimante SLA (Form 2 par Formlabs) opère en utilisant un laser de longueur d'onde 405 nm pour réticuler la résine à travers le fond de la cuve alors que la plateforme de construction s'élève incrémentalement couche par couche.

Afin d'obtenir des impressions en verre, nous utilisons un mélange de résine claire commerciale (Formlabs FLGPCL04 Clear) avec des fibres de verre borosilicate de 0,79 mm (1/32") (#38 Fibre Glast) pour le processus d'impression. Cela permet un grand contrôle de la composition finale du matériau d'impression et une flexibilité pour atteindre les propriétés désirées de la fibre. Les fibres de verre ont été dispersées dans la résine claire en utilisant un agitateur magnétique. Le verre est ajouté par petits incréments et homogénéisé pendant environ 3 min après chaque addition. Pour le processus d'impression, l'imprimante a été réglée en mode ouvert pour permettre l'utilisation de notre résine personnalisée. Des préformes cuboïdes de dimensions 4 × 4 × 50 mm ont été imprimées à orientation 90°. Après impression, les pièces ont été immergées dans l'isopropanol pendant 10 min pour éliminer l'excès de résine, et post-durcies sous lumière UV pendant 30 min à 60 °C. Des préformes en verre durcies avec ratio de volume croissant de fibres de verre mélangées dans la résine d'impression (de gauche à droite) sont montrées en Fig. 2c (I).

Les préformes sont ensuite post-traitées afin de désolidariser la résine résiduelle et fritter les particules de verre, résultant en une pièce composée entièrement de verre. Les effets de ces processus sur la préforme sont illustrés en Fig. 2c (II), où nous voyons une préforme après durcissement (gauche) et après le processus de cuisson (droite). Dans cette dernière, il est possible de voir la coloration noire résultant de la cuisson dans un four de calcination, tandis que l'extrémité présente une coloration blanche après désolidarisation. La Fig. 2c (III) montre une image prise sous microscope d'une préforme avant frittage, où on peut voir que toute la résine est bien cuite hors de la pièce, résultant en une structure interconnectée formée uniquement par les fibres de verre. Plusieurs paramètres doivent être contrôlés, tels que la température de cuisson et le profil de chauffage, afin de contrôler les réactions chimiques et le retrait. Le désolidarisant thermique du liant a été réalisé en utilisant un four de calcination. Les pièces brunes résultantes ont été frittées dans un four tubulaire haute température. Le frittage a été effectué à une température de 1300 °C et pression de 5 × 10⁻² mbar, suivant le protocole prescrit. Une phase de maintien à 800 °C a été réglée pour évaporer l'eau liée moléculairement et les groupes silanol liés en surface. Le frittage sous vide améliore la transparence optique car il réduit le piégeage d'air à l'intérieur de la pièce de verre frittée.

Après le post-traitement, le volume et le poids des pièces sont mesurés afin d'obtenir la densité. Ceci est ensuite comparé à la densité moyenne du matériau d'impression — composé de la résine durcissable et du mélange de fibres de verre — qui est calculée par ρ_avg = ρ_resin (1 − χ_v) + ρ_glass (χ_v), où ρ_resin = 1,17 g/cm³ est la densité de la résine claire durcie, ρ_glass = 2,55 g/cm³ est la densité des fibres de verre broyées, et χ_v est le ratio de volume des fibres de verre mélangées dans la résine.

Les résultats sont montrés dans le Tableau 2 et graphiquement en Fig. 2c (IV), où nous présentons la densité des pièces imprimées pour différentes proportions de volume de fibre de verre dans la résine, comparée à la densité moyenne du matériau d'impression. Nous observons que, pour les ratios de volume de verre plus faibles mélangés dans la résine, les résultats obtenus tombent dans les valeurs attendues. À des concentrations de verre plus élevées, cependant, nous voyons une déviation du comportement linéaire de la densité idéale. Cela peut être attribué à la sédimentation pendant l'impression, qui devient significative à ces ratios de volume, produisant ainsi effectivement des concentrations de verre plus élevées dans ces impressions. Le processus d'impression se passe au fond du réservoir, où la concentration de verre, due à la sédimentation, croît constamment pendant l'impression. Elle commence à partir de (et au-dessus) la concentration initiale uniforme qui devrait tomber sur la courbe calculée.

D'après le Tableau 2, on peut voir qu'à 21,54 % vol de fibres de verre broyées, la densité mesurée était de 1,61 g/cm³, ce qui signifie que la proportion de volume réelle est de 31,88 % vol. Pendant le processus d'expérience, nous avons obtenu un échantillon avec 34,78 % vol réel de fibres de verre broyées. Ce résultat n'était pas loin des 37,5 % vol de remplissage silice qui a été fabriqué par Kotz et al., où une résine personnalisée a été développée, en contraste avec la résine commerciale que nous utilisons dans ce travail. Les directions futures pour ce travail incluent les procédures de traitement thermique, le frittage de pièces, et l'étude des propriétés mécaniques et optiques des pièces résultantes.

Rupture capillaire cohérente sélective en matériau et contrôle de ségrégation du dopage

Une fois une préforme tirée thermiquement, le résultat est une fibre longue et fine dans laquelle la section transversale est préservée, comme montré en Fig. 1a (III). Dans le cas d'une fibre avec un ou plusieurs cœurs, ceux-ci peuvent être structurés axialement par un processus de rupture capillaire spatialement cohérent et sélectif en matériau, montré en Fig. 3. Alors que le modèle de Tomotika explore la formation d'instabilités périodiques dans un cylindre infini de fluide uniformément chauffé, en tenant compte des effets du fluide environnant, les instabilités de Rayleigh propagées introduisent le concept de propagation de front. Bien que plusieurs exemples de traitements mathématiques d'instabilités capillaires puissent être trouvés dans la littérature, tels que dans Liang et al., ces travaux se concentrentmostly sur des régimes isothermes, qui ne sont pas applicables dans notre cas. De plus, notre cas a une complication additionnelle de gradient thermique propagé et donc gradient de viscosité. En tant que tel, c'est probablement plus proche du processus piloté par le critère d'instabilité marginale, comme mentionné dans Powers et al. En combinant nos résultats computationnels et expérimentaux, nous visons à établir un modèle mathématique pour la rupture de fibre via phénomènes de gradient thermique axial.

Le stade actuel de simulation de rupture capillaire se concentre sur le régime stationnaire. Nous sommes intéressés à analyser comment les instabilités se développent d'abord dans une fibre initialement stationnaire soumise à un gradient thermique. Ce processus est analogue à l'étape initiale des expériences de rupture capillaire effectuées par Gumennik et al., où une fibre de silice avec un cœur Si de 4 µm d'épaisseur est passée à travers la zone chaude d'une flamme hydrogène-oxygène à des débits de 0,3 et 0,1 L/min respectivement. Bien que la température maximale atteignable avec ce type de torche puisse atteindre jusqu'à 2800 °C, la température maximale expérimentée par la fibre doit être en dessous du point d'ébullition de la silice de 2230 °C.

Considérant que la largeur de la flamme est entre 3 et 3,5 mm et que la fibre a un diamètre d'environ 300 µm, il est facile de comprendre pourquoi il n'est pas faisable de mesurer expérimentalement le gradient de température auquel la fibre est exposée. De plus, la nature dynamique du processus de rupture et le fait qu'il implique plusieurs matériaux avec des émissivités variables ajoutent à la complexité du problème, tandis que le rapport d'aspect élevé de la fibre et les rapports de viscosité aigus rendent la simulation numérique des équations de Navier-Stokes complètes computationnellement challengante.

Dans nos simulations (utilisant COMSOL Multiphysics® 5.3a, avec ses modules Microfluidique et Transfert de chaleur) montrées en Fig. 4a, nous assumons une fibre axisymétrique avec rayon r_fiber = 140 µm, composée d'un cœur Silicium mince (r_core = 2 µm) enfermé dans un gainage Silice. Des simulations initiales de transfert de chaleur ont montré qu'une longueur de fibre de 15 mm est suffisante pour assurer que les extrémités de la fibre restent à température ambiante, évitant ainsi l'influence des frontières sur le processus de rupture. Par le balayage de différents paramètres tels que la longueur de la source de chaleur et la distance à la surface de la fibre, ainsi que la puissance, nous pouvons observer les changements produits dans le comportement de rupture, collectant ainsi des informations sur le gradient de température. Sont aussi importants la période et la vitesse de rupture, paramètres qui peuvent être comparés aux résultats expérimentaux et utilisés pour le raffinement des simulations.

Les simulations sont effectuées en deux étapes : premièrement, le profil de température d'état stationnaire est calculé pour différentes puissances de source de chaleur, afin d'atteindre la température maximale désirée T_max. Les résultats sont ensuite exportés vers une simulation d'écoulement fluide dépendante du temps, où l'équation de Navier-Stokes est résolue avec des pas de temps de 0,05 s, de 0 s jusqu'au pincement du premier gouttelet (t_breakup), qui est dépendant de T_max, comme on peut le voir en Fig. 4c, où t_breakup est tracé pour différentes valeurs de T_max. Il est possible d'observer que t_breakup a une dépendance exponentielle sur T_max, ce qui est attendu puisque t_breakup est proportionnel à la viscosité du cœur, qui à son tour dépend exponentiellement de la température.

Les paramètres pertinents utilisés dans ces simulations sont listés dans le Tableau 3. Des simulations préliminaires indiquent que la transition de phase du cœur Si n'a pas d'influence significative sur le profil de température d'état stationnaire obtenu, ni sur les simulations d'écoulement fluide subséquentes puisque, dans toute la région où les instabilités capillaires se produisent, la température est plus élevée que le point de fusion du Si. Par conséquent, afin de maintenir le modèle aussi peu intensif computationnellement, nous simulons un cœur de Si liquide comme première approximation. De plus, bien qu'une simulation pleinement couplée transfert de chaleur et écoulement fluide soit préférable, nous considérons que les effets de couplage apportent des corrections du second ordre à la solution et peuvent ainsi être négligés à ce stade. Une image du cœur simulé pendant la formation du premier gouttelet, juste avant le pincement, est montrée en Fig. 4a, pour T_max = 1900 °C. Un tracé des densités de silice et silicium, en fonction de la position axiale (dans la simulation, l'axe z) pour cette simulation particulière, est présenté en Fig. 4d, avec le profil de température superposé.

Nos résultats nous permettent de définir les gammes de viscosités pour lesquelles les échelles de temps pour la rupture sont comparables à celles observées expérimentalement, évaluant ainsi qualitativement le profil de température imposé sur la fibre. La Fig. 4b montre un instantané d'un enregistrement d'expérience de rupture de fibre juste après le pincement du premier gouttelet, à l'image correspondant à t = 39 s. Puisque la résolution des images avant cette image n'est pas idéale, en jugeant sur la base de la symétrie du comportement de rupture, il est possible d'évaluer que le pincement du premier gouttelet se produit à t = 35 ± 3 s, ce qui se traduit par un temps de rupture après que le régime d'état stationnaire de température est atteint, de 14 ± 3 s. Le rectangle ombré en Fig. 4c englobe la gamme de température compatible avec cette échelle de temps de rupture, à partir de laquelle nous pouvons inférer que la température maximale à laquelle la fibre est exposée est 1885 ± 15 °C. Avec la collecte de statistiques sur le comportement de rupture dans le futur, nous visons à développer une procédure pour la mesure de température du processus, qui est autrement inatteignable par des moyens conventionnels.

De plus, le contrôle de dopage piloté par ségrégation dans les particules semi-conductrices post-rupture est atteignable, permettant de contrôler l'architecture interne d'un dispositif individuel. Il est possible de contrôler la structure d'une sphère unique, comme démontré par Gumennik et al. montré en Fig. 5. Quand la gouttelet sort de la flamme, elle expérimente un gradient thermique : elle est plus froide à l'extrémité éloignée de la flamme, et par conséquent, on s'attend à ce qu'elle se solidifie latéralement, en commençant par le côté plus froid. Si la sphère est dopée avec un matériau qui est plus soluble dans un liquide que dans un solide, ce dopant sera repoussé dans le liquide alors que le front de solidification se propage, se collectant prédominamment du côté chaud. Cet effet est montré schématiquement en Fig. 1c et peut être utilisé pour synthétiser des particules structurées, composées par exemple de Si riche en Ge, (comme montré en Fig. 5) : En partant d'un mélange 50:50 Si-Ge dans le cœur de la fibre, après la rupture la sphère se solidifiera, de sorte que le Ge est extrudé dans la fonte comme la solidification évolue, menant à une distribution anisotrope et résultant en des hétérojonctions de particules de Janus à orientation axiale. Cette méthode peut être extrêmement utile dans l'assemblage de dispositifs complexes embarqués dans-la-fibre tels que les hétérojonctions, comme montré en Fig. 1d et e.

Application biomédicale

La technologie de fibre est fréquemment utilisée dans diverses applications biomédicales comme capteurs chimiques, biologiques et physiques. Des capteurs embarqués dans-la-fibre ont été conçus pour surveiller des paramètres physiques tels que contraintes, température, pression et humidité ou des paramètres chimiques tels que niveau de pH, concentrations d'oxygène et de dioxyde de carbone. Les faisceaux de fibres sont bénéfiques pour embarquer plusieurs capteurs ensemble dans un seul système et pour augmenter les niveaux de réception de signal, résultant en rapports signal/bruit plus élevés. La légèreté, la flexibilité et les propriétés optiques uniques sont les principales caractéristiques qui mènent la demande pour les capteurs à fibre dans les études biomédicales. Pour répondre aux exigences d'usage clinique, les préformes doivent être fabriquées à partir de matériaux biocompatibles, non-toxiques et chimiquement inertes pour prévenir la réaction immunitaire du patient. Des exemples de développement de fibres intelligentes incluent une sonde neurale à fibre composée d'une composition polymère et cœur métallique qui permet la flexibilité et la rigidité de flexion de la sonde neurale car elle fournit une stimulation optogénétique in vivo et délivre des médicaments comme entrée afin d'enregistrer des signaux de sortie électriques et physiologiques. Un autre exemple est une fibre intégrant des principes microfluidiques avec des géométries de section transversale complexes et des microcanaux longs de plusieurs mètres qui analyse la séparation cellulaire par diélectrophorèse (DEP). Les cellules vivantes et mortes sont séparées par forces inertielles et diélectrophorétiques par séparateur microfluidique de cellules à haut débit sans gaine qui contient des matériaux conducteurs dans les microcanaux. Les stratégies suivantes montrent un nouvel éventail de possibilités où les fibres intelligentes peuvent être utilisées dans l'interfaçage biologique.

Considérez un intestin artificiel qui peut servir de plateforme de test d'activité biologique à l'échelle micro et macro. Avec les progrès d'aujourd'hui en ingénierie tissulaire, une variété de fonctionnalités peuvent être intégrées dans des fibres enrobées de bioencre co-extrudées en utilisant un bioprinter pour la fabrication de tissu, comme montré en Fig. 6(I). Traditionnellement, la recherche en bioprinting vise à créer des greffes de tissu pour la pratique médicale régénérative et le fait en concevant soigneusement l'hydrogel (Fig. 6(II)) avec la nutrition appropriée et les molécules de signalisation pour le type de cellules requis basé sur l'application (Fig. 6(III)). L'ingénierie tissulaire est très difficile à étudier car la biologie du système change complètement des microsecondes après le lancement de l'expérience. La surveillance et le réglage régulier de la maturation d'un tissu restent très complexes.

Nous proposons ici une solution en introduisant des fibres intelligentes dans le design (Fig. 6(IV)) pour fournir une meilleure compréhension du climat et de la croissance environnementale. La fibre embarquée tient de multiples fonctionnalités (Fig. 6(VI)) telles que l'induction de vasculogenèse, l'imagerie ultrasonore, le mouvement péristaltique et le flux microfluidique. Le contrôle du microenvironnement a lieu via la fibre branchée à des pompes à seringue et câblée à un logiciel analytique. Les caractéristiques de cette application (Fig. 6(V)), incluant des données expérimentales pilotes, sont détaillées dans les sous-sections suivantes.

La matrice extracellulaire et la vasculature

L'ingénierie tissulaire est largement explorée avec l'augmentation des besoins en tissus artificiels, et la capacité à bioprinter du tissu réaliste a un rôle important à jouer dans le développement des médicaments et traitements de demain. L'un des plus grands défis est la conception de la matrice extracellulaire (MEC), composée de protéines, facteurs de croissance et autres biomolécules, qui guident la contribution de la cellule au tissu. Naturellement, la MEC donne un but et une structure aux cellules, et son extraction fonctionne typiquement par décellularisation de tissu et recyclage ou réutilisation de la MEC pour une nouvelle construction cellulaire. La MEC se présente sous forme de solvants, hydrogels, biopolymères, biocéramiques, aérogel ou mousses pour fournir une structure biodégradable ou résorbable au tissu. En raison de la haute complexité de l'ingénierie tissulaire dans la définition des spécificités du biosystème — propriétés mécaniques, dissolvabilité ou taux d'absorption de l'échafaudage, types de cellules initiaux, nutrition, densité et ratios, introduction de facteurs de croissance, et sa bioactivité et auto-assemblage tissulaire résultants — il est vital d'évaluer le comportement de différents types de MEC naturellement produits ou de biomatériaux artificiellement développés en présence de cellules interactives. De plus, un tissu viable requiert un système vasculaire organisé qui fournit nutrition et oxygène au tissu pour la santé et la croissance des cellules. La vascularisation fournit l'alimentation microfluidique naturelle de biochimiques pour initier la prolifération, la spécialisation, les interactions et le mouvement. Le réseau vasculaire est formé par vasculogenèse, artériogenèse et angiogenèse. La vasculogenèse développe son réseau par la différenciation et la division de cellules souches endothéliales. L'angiogenèse forme de nouveaux bourgeons à partir de vaisseaux existants formés au stade précoce de la vasculogenèse embryonnaire.

Alimentation microfluidique dans-la-fibre

Des conduits microfluidiques avec microcanaux périodiques pour la délivrance de contenu peuvent être utilisés pour tisser des microfluidiques vers des emplacements spécifiques dans des constructions de tissu. Le front de liquéfaction à la frontière de la zone chaude définit l'emplacement de pincement des gouttelettes comme décrit précédemment. Plusieurs cœurs peuvent donc être rompus d'une manière spatialement cohérente. Par exemple, une fibre de silice incluant un cœur de platine et un cœur de silicium peut devenir un tube de fibre avec plusieurs sorties, en induisant le cœur de silicium en un réseau de sphères et puis en amincissant la fibre en utilisant l'acide fluorhydrique, en attaquant les sphères de silicium avec l'hydroxyde de potassium et en attaquant le cœur de platine avec l'eau régale. Un exemple du résultat est montré en Fig. 6(V). La flexibilité des fibres permet l'alimentation microfluidique d'être intégrée de multiples façons dans la construction de tissu. En Fig. 6(IV), les canaux microfluidiques sont utilisés pour fournir le type de cellule nécessaire et les facteurs de croissance pour initier la vascularisation et l'angiogenèse au fur et à mesure que le tissu atteint la maturité.

Test de biomatériaux et biochimiques

En parallèle au développement de fibres, une nouvelle plateforme de test (Fig. 7a (I)) a été conçue pour analyser la vascularisation et les interactions cellule-à-cellule en présence de facteurs de croissance (Fig. 7a (II)). Les plateformes ont été imprimées en haute résolution à une orientation de 30° à partir de résine biocompatible par stéréolithographie (Formlabs Form 2 et résine Dental LT Clear). Le résultat d'impression, montré en Fig. 7a (III), a été assemblé avec deux tubes capillaires en verre de diamètres extérieurs 1,8 mm et 1,0 mm où les agents biologiques sont alimentés. Les essais initiaux évalueront les paramètres de diffusion des biochimiques et la croissance de colonies cellulaires dans divers matériaux biocompatibles. Ces plateformes sont conçues pour être à usage unique. En 2 h, 24 puits de test peuvent être imprimés à un coût relativement faible. La distance entre chaque sortie capillaire de deux fibres parallèles peut être ajustée entre 100 et 400 µm pour investiguer la plage optimale de vasculogenèse acceptée autour de 200 µm. Le milieu d'interaction dans la chambre du puits hébergera d'abord des bioencres commerciales (Cellink, USA), l'une contenant de l'alginate de sodium et de la cellulose nanofibrillaire et l'autre contenant de la gélatine méthacryloyl, avant de développer nos propres biomatériaux internes. Les tubes capillaires en verre montrés en Fig. 7a (I) seront éventuellement remplacés par la fibre microfluidique montrée en Fig. 6a (V) qui sera discutée dans la section suivante.

Mouvement péristaltique

Les fils d'alliage à mémoire de forme (SMA) sont des matériaux d'actionnement légers, non-corrosifs et rentables pour des applications raffinées dans une variété d'applications telles que le biomimétisme prothétique, les implants chirurgicaux auto-expansibles et l'ingénierie aérospatiale.

Les SMA sont des composés métalliques connus pour leur effet de mémoire de forme et leur pseudoélasticité. Bien que de telles propriétés soient typiquement trouvées dans le nickel-titane, ces propriétés peuvent être trouvées dans une gamme d'autres alliages métalliques. La figure 7(b) montre l'effet de mémoire de forme en termes de température, contrainte et déformation. Comme montré, à basses températures, le SMA dans son état solide martensite peut être déformé par force mécanique, et quand induit thermiquement, passe par un réordonnancement moléculaire non-diffusif, se convertissant en un état solide austénite. Quand refroidi, le matériau retournera à sa forme martensite initiale, d'où l'effet de mémoire de forme. Ce cycle thermique est défini par quatre températures, les températures de début et fin de martensite et austénite (M_s, M_f, A_s et A_f), qui spécifient le début et la fin des périodes de transition entre états. Quand le SMA est déformé en martensite, le déordre moléculaire est défini comme détwinning, et il permet au matériau d'expérimenter l'allongement, particulièrement utile pour les applications d'actionnement. Essentiellement, le cycle d'effet de mémoire de forme peut se produire des centaines de fois pour un allongement moyen de 6 % et contraction, d'où son surnom « fil muscle » pour sa similarité proche aux myofibrilles musculaires.

Cette caractéristique unique a été rapportée pour la première fois par Alden Greninger et Victor Mooradian en 1938, peut aussi être déclenchée par énergie de champ magnétique, à savoir les alliages à mémoire de forme ferromagnétiques (FSMA), et peut être trouvée dans les polymères (SMP) aussi. Aujourd'hui, la fatigue mécanique et la fracture des SMA, l'élasticité et la thermodynamique ont été bien caractérisées expérimentalement et mathématiquement, et leur comportement a été modélisé.

Bien que l'effet de mémoire de forme permette un comportement de contraction agréable d'un matériau, pour des applications robotiques appropriées, le mouvement doit être réversible. Typiquement, un SMA est mis en tandem avec un mécanisme opposé, tel que ressorts, entraînements électriques, bandes élastiques, ou simplement un autre fil SMA. De plus, l'assemblage change s'il s'agit d'une action linéaire ou rotatoire et si les contractions opposées de l'actionnement sont égales. Bien que les fils soient fins et faibles seuls, ils peuvent être regroupés pour atteindre la force désirée et garder son temps de réponse d'effet de mémoire de forme. Les fils SMA peuvent aussi être enroulés autour d'un cabestan pour fournir un plus grand allongement sur des distances plus courtes. Diverses stratégies ont été revues et choisies pour des applications spécifiques. L'induction thermique est typiquement mieux contrôlée en alimentant le fil SMA et en variant le courant d'entrée de l'ordre de centaines de milliampères. Le refroidissement peut être fait naturellement ou en incluant dissipateurs de chaleur et ventilation.

La technologie de tirage de fibre nous permet de jouer sur différentes caractéristiques de matériaux et de fournir à un fil SMA un revêtement élastique qui aide à préserver l'état de désordre de la fibre SMA. Comme montré en Fig. 7c (I) et c (II), une fibre peut être tirée avec plusieurs fils SMA embarqués. Le styrène-éthylène-butadiène-styrène (SEBS) a été choisi comme structure environnante pour les fils SMA. Le SEBS est un élastomère copolymère qui peut résister à la température de tirage de 80 °C. Bien que les résultats préliminaires montrent que l'actionnement peut fonctionner mais avec une efficacité plus faible que les fils SMA nus, le mouvement aller-retour par chauffage (Fig. 7c (III)) et refroidissement (Fig. 7c (IV)) est observé pour une déformation d'environ 3,07 %. Plus de recherche est requise pour optimiser le montage, mais ce stade précoce d'expérimentation d'actionnement SMA dans-la-fibre montre des perspectives prometteuses. Les fils ont été physiquement tirés et chauffés en utilisant une plaque chauffante pour prouver le concept. Le chauffage par courant permettrait d'accélérer l'effet de mémoire de forme et de mieux contrôler la diffusion de la chaleur à travers la fibre. Le fil de 5,35 mm a été mesuré pour avoir un diamètre de 0,11 mm et une résistance de 18,2 Ω a été enregistrée à travers le segment de fibre. Pour fournir un cadre de référence, selon les fabricants de fils SMA (Dynalloy, Inc.), un fil de 0,1 mm d'épaisseur fait de nickel et titane requiert approximativement 200 mA de courant pour une contraction de 1 s. Contrôler chaque fil individuellement permettrait un mouvement directionnel, et ajouter plus de fils SMA au design permettrait un mouvement multi-directionnel et une force de contraction plus grande. De plus, si des fils SMA ferromagnétiques étaient utilisés, le contrôle du mouvement pourrait devenir localement contrôlable via l'accord du champ magnétique interactif. De plus, la tour de tirage du FAMES Lab ayant la capacité de faire tourner une préforme pendant qu'elle est tirée en fibre permet la possibilité de fabriquer des structures en ressort de fils SMA dans la fibre qui permet un plus grand déformation, similaire aux ressorts SMA disponibles commercialement. Clairement, une variété de stratégies sont rendues possibles avec des fils SMA dans-la-fibre.

Biosensing

Les biosenseurs sont développés dans une grande variété de façons. Ils peuvent être conçus basés sur étiquette ou sans étiquette pour détecter des expressions spécifiques d'éléments biologiques tels que cellules, bactéries, hormones, protéines, ADN, et plus, à partir d'échantillonnage de sang, urine, salive, sueur ou larmes. Les conditions psychophysiologiques peuvent être observées à partir de biofeedback en temps réel tel que pression artérielle, activité electrodermale, conductance cutanée, taux de respiration et cardiaque, et plus. Le bioimagerie a été fait par imagerie optique, ultrasons, fréquence de résonance magnétique, tomodensitométrie, spectroscopie proche infrarouge, sondage par points quantiques, et par bien d'autres techniques.

Dans la recherche sur fibres optiques, des fibres de biosensing précédentes ont été fabriquées en s'appuyant sur la détection de rayonnement biologique par cristal photonique silicium. La technologie de cristal photonique a été utilisée avant pour surveiller en temps réel sans étiquette la morphologie et la survie cellulaires. De tels progrès en biophotonique ont mené à des fibres microstructurées à cœur creux visibles sous imagerie par résonance magnétique (IRM). Le cœur creux permet la propagation des rayonnements optiques le long de la fibre sur de très longues distances. La géométrie des fibres creuses varie pour accorder les bandes interdites photoniques et la dispersion de différentes longueurs d'onde détectées. Les parois internes de ces tubes creux sont revêtues de polyélectrolytes de charges opposées et de nanoparticules de magnétite qui sont utilisées comme agents de contraste pour l'IRM. Un tel design permet donc de nouvelles opportunités de diagnostic biomédical de précision, par exemple dans l'observation d'activité neuronale in vivo.

La technologie d'échographie nous permet d'observer la densité de cellules dans un liquide ou gel de manière non-intrusive. Les sondes ultrasonores fonctionnent typiquement selon l'effet piézoélectrique (génération d'électricité à partir de contrainte appliquée), qui a été découvert pour la première fois par Jacques et Pierre Curie en 1880. L'effet piézoélectrique inverse (déformation d'un cristal piézoélectrique à partir d'un champ électrique appliqué) a été induit mathématiquement par Gabriel Lippmann en 1881 et plus tard en 1916, Chilowsky Constantin et Paul Langevin ont développé la détection de sous-marins par ultrasons pour applications militaires de la Première Guerre mondiale. Depuis, les applications sonar ont été diverses, telles que l'imagerie sous-marine et la détection de poissons et la récupération d'énergie.

Les éléments piézoélectriques convertissent l'énergie électrique en énergie mécanique et vice versa et transmettent les ondes sonores entre eux. Tous les paramètres de fréquence et bande passante requièrent une régulation précise, et une bonne transmission d'énergie requiert de bons accords d'impédances acoustiques et d'amortissement. Deux fibres avec éléments piézoélectriques intégrés, conçues comme émetteur et récepteur pulsés, peuvent créer un guide d'ondes ultrasonore entre elles pour mesurer la densité sur la trajectoire de l'onde. Cette fibre nous permet de sentir les microstructures de l'environnement au fur et à mesure que le tissu atteint la maturation. Les éléments piézoélectriques sont créés par rupture capillaire à partir d'un cœur PZT par exemple. Les éléments PZT ont une impédance acoustique de 33,7 × 10⁶ kg/m²s avec une fréquence de résonance en dessous de 25 MHz. Les sphères produites sont revêtues d'électrodes conductrices vers un transducteur. Cette configuration fournit le retour dans un système de contrôle pour mieux ajuster l'alimentation microfluidique et de mouvement. L'imagerie ultrasonore dans-la-fibre du microenvironnement aide clairement à comprendre comment l'environnement tissulaire se comporte au fil du temps.

Conclusions

Nous avons formulé le concept de VLSI pour fibres (VLSI-Fi) — une combinaison de techniques de traitement en phase liquide dans les matériaux microélectroniques formant une boîte à outils pour la fabrication de dispositifs et systèmes haute performance dans les fibres et textiles. Notre travail expérimental se concentre sur un ensemble de démonstrations substantiant notre contrôle sur des aspects plus étroits de VLSI-Fi, tels que l'impression 3D de préformes, l'assemblage de circuits dans-la-fibre par instabilité capillaire spatialement cohérente et sélective en matériau, et le contrôle de dopage piloté par ségrégation au niveau d'un dispositif individuel embarqué dans-la-fibre. Nous envisageons que VLSI-Fi permettra la réalisation de produits dans de multiples domaines technologiques, dont l'un est la fabrication d'échafaudages biomimétiques actifs pour tissus ingénierisés avec microstructures réalistes.