Summary
En protokoll for å manipulere microparticles i en mikrovæskekanalen med en dual-frekvens eksitasjon presenteres.
Abstract
Vi viser en metode for å øke tuning muligheten av en stående akustiske overflatebølger (SSAW) microparticles manipulering i en lab-on-a-chip (LOC) system. Samtidige magnetisering av grunnleggende frekvens og sin tredje harmoniske, som er betegnet som dual frekvens eksitasjon, til et par av interdigital transdusere (IDTs) kan generere nye typer står akustiske bølger i en mikrovæskekanalen. Varierende kraften og fasen i dual frekvens magnetisering signaler resultater i et rekonfigurerbare akustisk stråling kraften til microparticles over microchannel (f.eks, antall og plassering av de trykk og microparticle konsentrasjoner på tilsvarende presset noder). Denne artikkelen viser at bevegelse tid microparticle eneste press noden kan reduseres ~ 2-fold på kraft forholdet mellom grunnleggende frekvens større enn ~ 90%. Derimot er det tre press noder i microchannel hvis mindre enn denne terskelverdien. Videre justere startfasen mellom grunnleggende frekvens og tredje harmonisk resultatene i ulike bevegelser priser av de tre SSAW press og prosentandelen av microparticles på hver press node i microchannel. Det er en god avtale mellom eksperimentelle observasjon og numeriske spådommer. Denne romanen eksitasjon metoden kan enkelt og ikke-invasively integrere i LOC systemet, med et bredt tenability og noen få endringer til det eksperimentelle set-up.
Introduction
LOC teknologi integreres én eller flere funksjoner på en microchip for biologi, kjemi, biofysikk og biomedisinsk prosesser. LOC lar et laboratorium oppsett på en skala mindre enn sub millimeter, rask reaksjon priser, en kort svartid, en høy prosesskontroll, et lavt volum forbruk (mindre avfall, lavere reagenser kostnader og mindre nødvendig eksempel volum), en høy gjennomstrømning grunn parallelization, en lav kostnad i fremtiden masseproduksjon og kostnadseffektiv forbruksmateriell, en høy sikkerhet for kjemiske, radioaktivt eller biologiske studier og fordelene med en kompakt og bærbar enhet1,2. Presis celle manipulasjon (dvs., akkumulering og separasjon) er kritisk i en LOC-basert analyse og diagnose3,4. Nøyaktigheten og reproduserbarhet av microparticle manipulasjon har imidlertid en rekke utfordringer. Mange teknikker, som elektro-osmose5dielectrophoresis (DEP)6magnetophoresis7, thermophoresis8,9, en optisk tilnærming10, en Optoelektronisk tilnærming11 , en etter tilnærming12og acoustophoresis13,14,15, har blitt utviklet. Sammenligning er akustisk tilnærminger passende for en LOC program fordi, teoretisk sett, mange typer microparticles/celler kan manipuleres effektivt og noninvasively med en tilstrekkelig høy kontrast (tetthet og satte) forhold med den omkringliggende væsken. Derfor, i forhold til sine kolleger, akustisk tilnærminger er iboende kvalifisert for de fleste microparticles og biologiske objekter, uansett deres optisk, elektriske og magnetiske16.
Akustiske overflatebølger (SAWs) fra IDTs overføres hovedsakelig på overflaten av et piezoelektrisk substrat på tykkelsen på flere bølgelengder og lekkasje i Rayleigh vinkel i væsken i microchannel, ifølge den Snell lov17, 18,19,20,21,22. De har de tekniske fordelene med en høy energieffektivitet langs overflaten på grunn av deres lokalisering av energi, flott design fleksibilitet med høy frekvens, en god systemintegrasjon med mikrovæskekanalen og miniatyrisering bruker mikro-elektroniske-mekanisk system (MEMS) teknologien, og en høy muligheter av masseproduksjon23. Denne protokollen, er sager generert fra et par identiske IDTs og overført i motsatt retning vil generere en stående bølge, eller SSAW, microchannel, der suspendert microparticles skyves til press noder, det meste av anvendt akustisk stråling tvinge24. Amplituden til slik resulterende kraft bestemmes av eksitasjon frekvensen, microparticle størrelse og dens akustisk kontrast faktor22,25.
Slike acoustophoresis har begrensning av forhåndsbestemte manipulere mønstre som ikke er lett justerbar. Eksitasjon hyppigheten av IDTs bestemmes av sine periodiske avstand, så båndbredden er ganske begrenset. Flere strategier er utviklet for å forbedre tunability og manipulasjon evnen. Første og andre moduser av akustisk stående bølger brukt i ulike deler av microchannel kunne skille microparticles mer effektivt etter ulike motion-hastigheter mot knutepunktet linjer26. Disse to modusene kan også brukes til hele delen av microchannel og byttet alternativt27,28,29. Men for dette er mange utstyr (dvs., tre funksjonen generatorer, to impedans matchende enheter og en elektromagnetisk stafett) nødvendig med den eksperimentelle set-up på grunn av de ulike økte kostnader og kontroll kompleksitet elektrisk impedances på grunnleggende frekvens og tredje harmoniske av piezoceramic plate30. Videre kan skrå finger interdigital transdusere (SFITs) brukes for å justere cellene og microparticles mønstre av spennende en periode av skråstilt fingrene for en bestemt resonans20,31. Men så, er båndbredden omvendt proporsjonal med antall skråstilt fingre. Flere press knutepunktet linjer har høyere separasjon effektivitet og sensitivitet i forhold til den knutepunktet linjen i konvensjonelle SSAW-baserte microparticle skilletegnet. Plasseringen av de presset kan eventuelt også endres ved å justere den fase forskjellen på de to IDTs design32,33.
Grunnleggende frekvens og den tredje harmoniske av IDTs har lignende frekvensrespons slik at de kan bli spennende samtidig, som gir mer tunability microparticles manipulasjon34. I forhold til konvensjonelle IDT magnetisering på en enkelt frekvens, justere akustisk presset av dual frekvens magnetisering og fasen mellom dem gir teknisk unikhet, som opp til ~ 2-fold redusert bevegelse tid press knutepunktet linje eller midten av microchannel, variert nummeret og plasseringen av press knutepunktet linjene og microparticle konsentrasjoner.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. utarbeidelsen av den mikrovæskekanalen
- Bland poly-dimethylsiloxane (PDMS) med en elastomer base i forholdet 10:1.
- Degas blandingen i et vakuum ovnen og hell den over en silicon wafer med en negativ tone photoresist mønster på toppen.
- Degas mønstret silisium kjeks igjen og varme den på 70 ° C 3 h i en inkubator for herding.
2. fabrikasjon av Interdigital måleomformerne
- Depositum 20 nm i Cr og 400 nm i Al på en LiNbO3 wafer; mønster 20 strimler med en bredde på 150 µm og en blenderåpning på 2 cm på en plast maske for klima og jordsmonn ved å sette inn den positive photoresist på underlaget.
- Fjerne Cr-Al laget på ikke-utsatt område med aceton.
- Behandle overflaten av dem med oksygen plasma (med en nitrogen og oksygen forholdet 2:1) på kraften i 30 M for 60 s.
- Juster PDMS microchannel og bånd det til LiNbO3 underlaget ved å trykke det med en tommel i noen sekunder.
- Plass integrert enheten i oppvarming kammer ved 60 ° C i 3t.
3. dobbel-frekvens eksitasjon
- Samtidig bruker to frekvens komponenter (f-1 og f3, grunnleggende frekvens og sin tredje harmoniske av fabrikkerte IDT, henholdsvis) med den fasen forskjellen φ mellom dem til to IDTs, slik at produsert så kan uttrykkes som følger.
her
og 
= akustisk presset. - Syntetisere dual frekvens bølgeform bruker Formelredigering av ArbExpress søknaden programvare på med 100 MS/s samplingfrekvens og deretter lagre det til funksjonen generatoren som vilkårlig input for så eksitasjon i eksperimentet via en USB-kabel.
- Variere kraften i grunnleggende frekvens totale slippes ut kraft
fra 100% (eksitasjon på rent grunnleggende frekvens) til 0% (eksitasjon på den rent tredje harmoniske); endre en god sammenligning, men beholde total makt. - Variere den fase forskjellen av dual frekvens magnetisering fra 0 til 360°.
og 
= akustisk presset.
fra 100% (eksitasjon på rent grunnleggende frekvens) til 0% (eksitasjon på den rent tredje harmoniske); endre en god sammenligning, men beholde total makt.4. numeriske simulering
- Beskrive bevegelse incompressible laminær strømning med lave Reynolds (dvs. Re = 0,55) og Mach tall slik35.
her
= væske hastigheten
= dynamisk viskositet,
= væske tetthet,
= trykket på væsken,
= identiteten matrise, og
= et ytre tvang. - Beskrive produsert Stoke dra styrken på objektet som følger36.
her
= radius av microparticle,
= hastigheten av væsken, og
= hastigheten av microparticle. - Utlede akustisk stråling kraften til microparticle i microchannel langs x-aksen (over microchannel bredden) på en enkelt frekvens som følger16 .
her
= volumet av microparticle,
= tetthet av microparticle,
= tettheten av medium,
= satte av microparticle, og
= satte av mediet. - Avledet den resulterende akustiske stråling kraften dual frekvens magnetisering som følger.
- Express tverrgående bevegelse i kanalen bredden (langs y-aksen) under både akustisk stråling kraften og Stokes drar force styrt av Newtons andre lov som følger.
- Løse de ordinære differensialligninger (Oder) ovenfor fjerde rekkefølgen Runge Kutta metode på en PC. Det tid-trinnet og total varighet som 1 µs og 20 s, henholdsvis.
= væske hastigheten
= dynamisk viskositet,
= væske tetthet,
= trykket på væsken,
= identiteten matrise, og
= et ytre tvang.
= radius av microparticle,
= hastigheten av væsken, og
= hastigheten av microparticle.
= volumet av microparticle,
= tetthet av microparticle,
= tettheten av medium,
= satte av microparticle, og
= satte av mediet.
5. eksperimentelle observasjon
- Spin løsningen i konsentrasjonen av 5.9 x 107 med 4 µm grønn fluorescerende polystyren perler per 1 mL av vortex i ca 2-3 min og deretter dyppe den i en ultralyd sonicator i 10 min å forstyrre noen agglomeration før hver testing.
- Fyll blandingen i en 3 mL sprøyte, og deretter kjøre den med en sprøytepumpe på en strømningshastighet på 3-5 µL/min.
- Kjør IDT med dual frekvens signalet fra en funksjonsgenerator etterfulgt av en effektforsterker.
- Observere den stabilisert microparticles i nedstrøms microchannel under lys mikroskop på en 40 X forstørrelse og ta bildet med et digitalkamera.
- Mål hvor den akkumulerte microparticles i de digitale bildene ImageJ og etablerte skalaen, og deretter kvantitativt bestemme konsentrasjonen av akkumulert microparticle med normalisert fluorescens lysstyrken på hver press node.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Distribusjonen av akustisk trykket og akustisk stråling kraften av en SSAW på dobbel-frekvens magnetisering (6.2 og 18.6 MHz) er vist i figur 1. Her, dual frekvens magnetisering skjer polystyren microparticles (4 µm i diameter) i en microchannel med en bredde på 300 µm på en akustisk effekt på 146 mW. Resulterende akustisk trykket er alltid i fase når P1 > 90% slik at bare én trykk noden finnes på y = 150 µm. Derimot press trenode finnes på y = 75 og 150 225 µm P 1 = 90%, og på y = 50 og 150 250 µm P 1 = 0%. Terskelen til P1= 90% finnes nesten konstant gjennom alle testing forhold, som er en microparticle diameter på 4-10 µm, en total akustisk power av 73-648 mW og en kjøring frekvens på 6,2-18,6 MHz.
P 1 = 90%, microparticles i regionen i 75 µm < y < 255 µm og 0 µm ≤ y ≤ 75 µm flytte mot sentralt og noden for lavere press, henholdsvis. Sammenligning P 1 = 0% regionene for sentrale og lavere press noder endres til 100 µm < y < 200 µm og 0 µm ≤ y ≤ 100 µm, henholdsvis. Deretter microparticle konsentrasjoner på noden lavere varierer fra 25% til 33,3%, og sentrale noder fra 50% til 33,3%, når Felletips P1 fra 90% til 0%, henholdsvis (se figur 2a). Bevegelse tid microparticle mot noden press er redusert fra ca 1,95 s P 1 = 100% 0,97 s i P1 = 95% (se figur 2b). Avhengigheten av plasseringen av noden press og microparticle konsentrasjonen på P1, målt eksperimentelt, har en god sammenheng med numerisk prediksjon (R2 = 0,85 i figur 2 c og R 2 = 0,83 i figur 2d). Et stort antall makt forholdstall var testet (n > 31), og variasjoner i plasseringen av akkumulert microparticles (6.8-10,6%) er mye mindre enn de i partikkel konsentrasjonen for press nodene (6.7-31.4%), som kan være grunn til forekomst av agglomeration under microparticle akkumulering.
Den første fasen av den tredje harmoniske i dual frekvens magnetisering påvirker syntetisert kjøring bølgeform, den resulterende akustiske stråling styrken på microparticle og plasseringen av noden Press (se fig. 3). Med en økning av φ fra 0 til 180 °, tre trykk noder (y = 63,5 og 150 236.5 µm) gradvis skiftet nedover over microchannel. Som P1 var fast på 85%, lavere press noden ligger på y = 49,5 µm, 33,5 µm, 17 µm og 0 µm og på φ = 45 °, 90 °, 135 ° og 180 °, henholdsvis. Akustisk stråling styrker fra f1 og f3 er ut av fase på φ = 0 °, mens i fase på φ = 180 °. For eksempel på y = 75 µm og φ = 0 °, maksimal akustisk stråling f1 og f3 står 37.68 pN og-47.49 pN, henholdsvis. Mens φ = 180 °, maksimal akustisk stråling kraften fra f1 og f3 i samme posisjon er 37.68 pN og 47.49pN, henholdsvis. Alle presset noder skifte nedover over microchannel lineært med økning av φ. Det bemerkes at noden for lavere trykk SKIFT mye raskere enn midten og øvre press noder (dvs.fra 63,5 til 0 µm, fra 150 110.6 µm og 236.5 µm til 190.1 µm med endring av φ fra 0 til 180 °). På φ = 180 °, det er 4 Trykk noder. Etter at noden press på nedre grense (y = 0 µm) forsvinner, og at den øvre grensen (y = 300 µm) flytter nedover i samme takt som lavere press noden med endring av φ fra 0 til 180 °. På φ = 360 °, noden press erstatter en tilstøtende (dvs, noden øvre press på φ = 360 ° har samme plassering som noden sentrale press på φ = 0). Eksperimentelle resultatene har en god avtale med numerisk prediksjon, særlig de hvor noden press på ulike faser.
Figur 1. (a) skjematisk diagram av eksperimentelle oppsett og (b) bilde av IDTs og PDMS microchannel (skala på 300 µm). (c) Trykk bølgeform og (d) tilsvarende akustisk stråling kraft brukt 4-µm mikrosfærer i en 300-µm mikrovæskekanalen ved dual frekvens magnetisering på varierte makt prosenter av P1 = 100% (rent grunnleggende frekvens), 95%, 91%, 90%, 85 %, og 0% (rent tredje harmoniske) totalt akustisk makt 146 mW. Bevegelsen av microparticle opprinnelig på y = 0 µm (e) med diameter på 4 µm under variert makt ratio (88-91%) og total akustisk krefter (73-648 mW) og (f) med varierte diameter på 4, 6, 8 eller 10 µm på totalt akustisk kraften i 73 mW. Dette tallet er endret fra Sriphutkiat, Y., et al. 34. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 2. (a) Microparticle posisjon og konsentrasjon, (b) bevegelse av microparticles opprinnelig på y0 = 0 μm, og microparticle akkumulering tid med dual frekvens magnetisering på totalt akustisk makt 146 mW med variert makt prosenter. Sammenligning av simulering og eksperimentelle resultater (mener standardavvik) (c) plassering av press node (R2 = 0,85, n = 37) og (d) microparticle konsentrasjonen for hver press node i microchannel (R2 = 0,83, n = 31) på varierte makt forholdstall på P-1. Dette tallet har blitt endret fra Sriphutkiat, Y., et al. 34. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Figur 3. (a) syntetisert bølgeform på dual frekvens magnetisering, (b) distribusjon av resulterende akustisk stråling makt over 300-µm microchannel på varierte startfasen fra 0 til 180° på kraft forholdet mellom 85%. Effekten av den første fasen i dual frekvens magnetisering, Ø, på plasseringen av press-noden i (c) simulering og (e) eksperimentet (gjennomsnittlig ± standardavvik) og prosentandelen av microparticles som er akkumuleres på hver press node i (d) simulering og (f) eksperiment. Klikk her for å se en større versjon av dette tallet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Microparticle bevegelse i microchannel ved en SSAW på dobbel-frekvens magnetisering ble grundig undersøkt i denne studien, og et effektivt tunable mønstre teknikk av varierende dual frekvens eksitasjon signalene ble utviklet og testet. Produksjonen av slike bølgediagrammer er lett realisert av de fleste funksjonen generatorer, og justere tilnærming er veldig praktisk. Både S12- og S11-frekvensrespons fabrikkerte IDTs illustrerer flere resonans moduser34. Målt grunnleggende frekvens 6.1 MHz og den tredje harmonisk gjennomsnitt 17,8 MHz er nær designet verdiene (6.2 og 18.6 MHz) med lignende overføring koeffisienter,-8.34 dB vs -9.75 dB, henholdsvis. Dermed forventes en lignende akustisk energi output på disse to komponentene på dual frekvens magnetisering bruker enkelt IDT. En komponent kombinasjonen er ikke bare begrenset til f1 og f3. Andre, gjelder som f1 og f5, og f3 og f5, også. Selv om piezoceramics kan også generere ulike harmonics i hoveddelen akustisk, er samtidig magnetisering av dem umulig. Bytte feltet akustisk kan styrke microparticle sortering29 men på bekostning av mer utstyr og en høy kontroll kompleksitet.
Antall og plassering av press på microchannel og de tilsvarende microparticle konsentrasjonene kan stilles inn praktisk og effektivt ved dual frekvens magnetisering uten å endre andre deler. Bare ett trykk node på P1 > 90% er den samme som det som er produsert av grunnleggende frekvens. Det er imidlertid tre press noder med variert posisjoner og en microparticle konsentrasjon under denne terskelen. Denne terskelen er funnet konstant for alle tester parametere her som kjører frekvensen, akustisk kraften og diameteren på microparticles. Eksperimentelle resultatene korrelerer ganske bra med teoretiske prediksjon. Ved å bruke dette foreslåtte strategi, bevegelse tid microparticles kan bli redusert til ~ 2-fold, noe som antyder en høyere frekvens.
Fase modulering med dual frekvens gir en fleksibel kontroll over hvor press noder. Skiftende andre press noder bort eller justere retning av akustisk stråling styrken innover kan være en enkel måte å øke antall microparticles på noden bestemt trykk. På φ ≥ 180 °, noden press nederst på microchannel forsvinner, men en på toppen vil vises. Ved φ = 360 °, erstatningen av press. Dermed flytte press knutepunktet linjer kontinuerlig med variert fase mellom to frekvens komponenter.
I denne studien er det fortsatt noen begrensninger. Flere akustisk demping og tyktflytende oppvarming av veggen materiale kan føres når en så overføres gjennom en tykk PDMS microchannel37. Parasittiske bølge excitation i veggen, eksempel fra en bulk akustisk bølge, kan også betjene væske i microchannel. Eksperimenter ved hjelp av biologiske cellene er et stort behov for klinisk bruk.
Denne akustisk LOC er iboende ikke-invasiv, og denne nye eksitasjon strategi kan forbedre tenability og manipulasjon, som har stort potensial i mange programmer. Dual frekvens excitation i biologiske diagnoser som isolere sirkulerende kreftceller (CTCs), kan gi informasjon om forekomsten av metastasering, og deretter be om umiddelbar behandling.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne ikke avsløre.
Acknowledgments
Dette arbeidet ble sponset av den akademiske Research Fund (AcRF) Tier 1 (RG171/15), Utdanningsdepartementet, Singapore.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| poly-dimethylsiloxane | Dow Corning | Sylgard 184 | |
| poly-dimethylsiloxane elastomer base | Dow Corning | Sylgard 184 | |
| silicon wafer | Bonda Technology | SI8PSPD | |
| negative tone photoresist | Microchem | SU-8 | |
| double-side polished LiNbO3 wafer | University Wafer | Y-128° | |
| positive photoresist | Nicolaus-Otto-Straße | AZ 9260 | |
| oxygen plasma | Harrick Plasma | ||
| plastic mask | Infinite Graphics |
References
- Chin, C. D., Linder, V., Sia, S. K. Commercialization of microfluidic point-of-care diagnostic devices. Lab on a Chip. 12 (12), 2118-2134 (2012).
- Figeys, D., Pinto, D. Lab-on-a-chip: a revolution in biological and medical sciences. Analytical Chemistry. 72 (9), 330 A-335 A (2000).
- den Toonder, J. Circulating tumor cells: the Grand Challenge. Lab on a Chip. 11 (3), 375-377 (2011).
- Yu, L., et al. Advances of lab-on-a-chip in isolation, detection and post-processing of circulating tumour cells. Lab on a Chip. 13 (16), 3163-3182 (2013).
- Jorgenson, J. W., Lukacs, K. D. High-resolution separations based on electrophoresis and electroosmosis. Journal of Chromatography A. 218, 209-216 (1981).
- Gascoyne, P. R., Vykoukal, J. Particle separation by dielectrophoresis. Electrophoresis. 23 (13), 1973 (1973).
- Xia, N., et al. Combined microfluidic-micromagnetic separation of living cells in continuous flow. Biomedical Microdevices. 8 (4), 299-308 (2006).
- Garcés-Chávez, V., et al. Extended organization of colloidal microparticles by surface plasmon polariton excitation. Physical Review B. 73 (8), 085417 (2006).
- Zhu, T., Ye, W. Origin of Knudsen forces on heated microbeams. Physical Review E. 82 (3), 036308 (2010).
- Ashkin, A., Dziedzic, J., Yamane, T. Optical trapping and manipulation of single cells using infrared laser beams. Nature. 330 (6150), 769-771 (1987).
- Chiou, P. Y., Ohta, A. T., Wu, M. C. Massively parallel manipulation of single cells and microparticles using optical images. Nature. 436 (7049), 370-372 (2005).
- Yamada, M., Seki, M. Hydrodynamic filtration for on-chip particle concentration and classification utilizing microfluidics. Lab on a Chip. 5 (11), 1233-1239 (2005).
- Burguillos, M. A., et al. Microchannel acoustophoresis does not impact survival or function of microglia, leukocytes or tumor cells. PLoS One. 8 (5), e64233 (2013).
- Lin, S. -C. S., Mao, X., Huang, T. J. Surface acoustic wave (SAW) acoustophoresis: now and beyond. Lab on a Chip. 12 (16), 2766-2770 (2012).
- Petersson, F., Åberg, L., Swärd-Nilsson, A. -M., Laurell, T. Free flow acoustophoresis: microfluidic-based mode of particle and cell separation. Analytical Chemistry. 79 (14), 5117-5123 (2007).
- Ding, X., et al. On-chip manipulation of single microparticles, cells, and organisms using surface acoustic waves. Proceedings of the National Academy of Sciences. 109 (28), 11105-11109 (2012).
- Friend, J., Yeo, L. Y. Microscale acoustofluidics: Microfluidics driven via acoustics and ultrasonics. Reviews of Modern Physics. 83 (2), 647 (2011).
- Destgeer, G., Lee, K. H., Jung, J. H., Alazzam, A., Sung, H. J. Continuous separation of particles in a PDMS microfluidic channel via travelling surface acoustic waves (TSAW). Lab on a Chip. 13 (21), 4210-4216 (2013).
- Guo, F., et al. Controlling cell-cell interactions using surface acoustic waves. Proceedings of the National Academy of Sciences. 112 (1), 43-48 (2015).
- Ding, X., et al. Cell separation using tilted-angle standing surface acoustic waves. Proceedings of the National Academy of Sciences. 111 (36), 12992-12997 (2014).
- Roshchupkin, D., et al. X-ray diffraction by standing surface acoustic waves. Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section B: Beam Interactions with Materials and Atoms. 142 (3), 432-436 (1998).
- Shi, J., Mao, X., Ahmed, D., Colletti, A., Huang, T. J. Focusing microparticles in a microfluidic channel with standing surface acoustic waves (SSAW). Lab on a Chip. 8 (2), 221-223 (2008).
- Ding, X., et al.
- King, L. V. On the acoustic radiation pressure on spheres. Proceedings of the Royal Society of London A: Mathematical, Physical and Engineering Sciences. , The Royal Society. 212-240 (1934).
- Yosioka, K., Kawasima, Y. Acoustic radiation pressure on a compressible sphere. Acta Acustica United with Acustica. 5 (3), 167-173 (1955).
- Ratier, C., Hoyos, M. Acoustic programming in step-split-flow lateral-transport thin fractionation. Analytical Chemistry. 82 (4), 1318-1325 (2010).
- Mandralis, Z., Feke, D., Bolek, W., Burger, W., Benes, E. Enhanced synchronized ultrasonic and flow-field fractionation of suspensions. Ultrasonics. 32 (2), 113-122 (1994).
- Laurell, T., Petersson, F., Nilsson, A. Chip integrated strategies for acoustic separation and manipulation of cells and particles. Chemical Society Reviews. 36 (3), 492-506 (2007).
- Liu, Y., Lim, K. -M. Particle separation in microfluidics using a switching ultrasonic field. Lab on a Chip. 11 (18), 3167-3173 (2011).
- Brissaud, M.
- Ding, X., et al. Tunable patterning of microparticles and cells using standing surface acoustic waves. Lab on a Chip. 12 (14), 2491-2497 (2012).
- Jo, M. C., Guldiken, R. Particle manipulation by phase-shifting of surface acoustic waves. Sensors and Actuators A: Physical. 207, 39-42 (2014).
- Meng, L., et al. Transportation of single cell and microbubbles by phase-shift introduced to standing leaky surface acoustic waves. Biomicrofluidics. 5 (4), 044104 (2011).
- Sriphutkiat, Y., Zhou, Y. Particle manipulation using standing surface acoustic waves (SSAW) at dual frequency excitation: effect of power ratio. Sensors and Actuators A: Physical. 263, 521-529 (2017).
- Batchelor, G. K. An Introduction to Fluid Dynamics. , Cambridge University Press. Cambridge, UK. (2000).
- Glynne-Jones, P., Hill, M. Acoustofluidics 23: acoustic manipulation combined with other force fields. Lab on a Chip. 13 (6), 1003-1010 (2013).
- Winkler, A., Brünig, R., Faust, C., Weser, R., Schmidt, H. Towards efficient surface acoustic wave (SAW)-based microfluidic actuators. Sensors and Actuators A: Physical. 247, 259-268 (2016).
- Chen, Y., et al. Standing surface acoustic wave (SSAW)-based microfluidic cytometer. Lab on a Chip. 14, 916-923 (2014).
- Devendran, C., et al. The importance of travelling wave components in standing surface acoustic wave (SSAW) systems. Lab on a Chip. 16, 3756-3766 (2016).
- Destgeer, G., et al. Submicron separation of microspheres via travelling surface acoustic waves. Lab on a Chip. 14, 4665-4672 (2014).
- Ding, X., et al. Standing surface acoustic wave (SSAW) based multichannel cell sorting. Lab on a Chip. 12, 4228-4231 (2012).
- Chen, Y., et al. Continuous enrichment of low-abundance cell samples using standing surface acoustic waves (SSAW). Lab on a Chip. 14, 924-930 (2014).
