Summary
Протокол для манипулирования микрочастиц в microfluidic канал с двухчастотным возбуждения представлен.
Abstract
Мы демонстрируем метод для увеличения настройки возможности постоянного поверхностной акустической волны (SSAW) для микрочастиц манипуляции в лаборатории на чипе (LOC) системе. Одновременного возбуждения фундаментальная частота и ее третьей гармоники, который называется двойной частоты возбуждения, пару межпальцевых преобразователей (ИДТС) может генерировать новый тип постоянного акустических волн в канале microfluidic. Различной мощности и этапа в двойной частоты возбуждения сигналы результаты в поле реконфигурируемых акустического излучения, усилие на микрочастицы через микроканальные (например, количество и расположение узлов давления и тонкодисперсный концентрации в соответствующих узлах давления). Эта статья демонстрирует, что время движения микрочастица давления только один узел может быть уменьшена ~ 2 раза на коэффициент мощности фундаментальная частота больше ~ 90%. В отличие от этого, есть три узлы давления в микроканальные, если меньше, чем этот порог. Кроме того корректировки на начальном этапе между фундаментальная частота и третьей гармоник результаты в различных движения цены трех узлов SSAW давления, а также процент микрочастиц в каждом узле давления микроканальные. Существует хорошее соглашение между экспериментальные наблюдения и численных прогнозов. Этот роман возбуждения метод можно легко и неинвазивным интегрироваться в систему LOC, с широким стабильность и только несколько изменений в экспериментальной установки.
Introduction
LOC-технология интегрирует одной или нескольких функций на микрочип для биологии, химии, биофизики и биомедицины процессов. LOC позволяет Установка лаборатории в масштабе меньше суб миллиметров, быстрая реакция ставки, короткий ответ время, высокая процесса управления, низкий объем потребления (стоимость меньше отходов, меньше реагентов и менее необходимый объем выборки), высокой пропускной способности из-за распараллеливание, низкая стоимость в будущем массового производства и экономичных расходных материалов, высокая безопасность химических, радиоактивных или биологических исследований и преимущества компактный и портативный прибор1,2. Точные Сотовый манипуляции (то есть, накопление и разделение) имеет решающее значение в LOC-на основе анализа и диагностики3,4. Однако точность и воспроизводимость микрочастица манипуляции имеют целый ряд проблем. Многие методы, такие как электроосмос5, диэлектрофореза (DEP)6, магнитофореза7,8,thermophoresis9, оптический подход10, оптоэлектронных подход11 , гидродинамические подход12и13,acoustophoresis14,15, были разработаны. В сравнении акустическая подходы являются подходящими для LOC приложения, потому что, теоретически, многие виды микрочастиц/клетки могут быть эффективно манипулировать и неинвазивно с достаточно высокой контрастности (плотность и сжимаемость) по сравнению с окружающей жидкости. Таким образом по сравнению с их коллегами, акустическая подходы по существу право для большинства микрочастиц и биологических объектов, независимо от их оптические, электрические и магнитные свойства16.
Поверхностных акустических волн (пилы) от ИДТС распространяются главным образом на поверхности пьезоэлектрической подложки при толщине нескольких длинах волн, а затем утечка углом Рэлея в жидкость в microchannel, согласно, Снелл закон17 18,-19,-20,-21,-22. Они имеют технические преимущества высокой энергоэффективности вдоль поверхности из-за их локализации энергии, великолепный дизайн гибкость на высоких частотах, хорошая система интеграции с microfluidic канала и с помощью миниатюризации микро электронно механическое системы (MEMS) технологии и высокий потенциал массового производства23. В этом протоколе пилы генерируются из пары одинаковых ИДТС и распространяются в противоположном направлении для создания стоячей волны, или SSAW, в microchannel, где приостановлено микрочастицы помещаются узлы давления, главным образом по прикладной акустики Сила излучения24. Амплитуда таких результирующая сила определяется частота возбуждения, тонкодисперсный размер и его акустического контраст фактор22,25.
Такие acoustophoresis имеет ограничение заранее манипулирования модели, которые не легко регулируемая. Частота возбуждения ИДТС определяется их периодических расстояния, поэтому пропускная способность является весьма ограниченным. Были разработаны несколько стратегий для расширения возможностей перестройки и манипуляции. Первый и второй способы акустические стоячие волны, применяемых в различных частях микроканальные может отделить микрочастицы более эффективно согласно скорости разные движения к узловым линии26. Эти два режима может также применяться для всей частью микроканальные и перешли в качестве альтернативы27,,2829. Однако для этого, большое количество оборудования (то есть, три генераторы, две единицы импеданс соответствия и электромагнитных реле) требуется, с возросшей сложности затрат и контролем экспериментальной установки ввиду различных электрических импедансов на основной частоте и третьей гармоники пьезокерамические пластины30. Кроме того искривление пальцев межпальцевых преобразователи (SFITs) могут применяться для настройки ячеек и микрочастицы, кучность, захватывающий период наклонные пальцев для определенных31резонанс20,. Однако затем, пропускная способность обратно пропорциональна количество наклонные пальцев. Несколько давления узловой линии имеют высокую эффективность разделения и чувствительностью по сравнению с линии одной узловой в обычных на основе SSAW микрочастица разделитель. Кроме того расположение узлов давления может быть изменен просто регулируя разность фаз, применяется к двум ИДТС в дизайн32,33.
Фундаментальная частота и третьей гармоники ИДТС имеют аналогичных частотных, так что они могут быть возбуждены одновременно, которые обеспечивает более перестройки для манипуляции микрочастицы34. По сравнению с обычными IDT возбуждения на одной частоте, регулируя акустического давления двухчастотным возбуждения и этапа между ними предоставляет технической уникальности, например up to ~ 2 раза сокращено время движения давление узловой линия или центр microchannel, разнообразное количество и расположение узловых линии давления и концентрации микрочастица.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Подготовка Microfluidic канала
- Поли dimethylsiloxane (PDMS) смешайте с эластомера в соотношении 10:1.
- Дега смесь в вакуумной печи и вылить ее на кремниевой пластины с шаблоном фоторезист негативный тон на вершине.
- Дега узорной кремниевой пластины снова и тепло его на 70 ° C 3 h в инкубаторе для затвердевания.
2. Изготовление межпальцевых преобразователи
- Депозит 20 Нм Cr и 400 Нм Аль на LiNbO3 пластины; модель 20 полос шириной 150 мкм и апертурой 2 см на пластиковую маску для фотолитографии внесением позитивного фоторезиста на подложке.
- Удалите слой Cr-Аль облученных области с помощью ацетона.
- Лечить их поверхности с кислородной плазмы (а.и.Ахиезер, азота и кислорода соотношение 2:1) на мощность 30 Вт для 60 s.
- Совместите микроканальные PDMS и скрепление к подложке LiNbO3 , нажав пальцем на несколько секунд.
- Место интегрированный устройство в нагревательную камеру при 60 ° C 3 h.
3. двойной частота возбуждения
- Одновременно применяются две частоты компонентов (f1 и f3, фундаментальная частота и ее третьей гармоники сфабрикованные IDT, соответственно) с различие фазы φ между ними на паре ИДТС, так что производимых пила может быть выражено следующим образом.
Здесь,
и 
= акустического давления. - Синтезировать двухчастотным сигнала с помощью редактора формул ArbExpress прикладного программного обеспечения на частоте дискретизации 100 мс/с и затем сохранить его в функции генератора как произвольных входных данных для возбуждения ПАВ в эксперименте через USB-кабель.
- Изменять мощность основной частоты к общей мощности излучаемых
от 100% (возбуждение на чисто фундаментальная частота) до 0% (возбуждение в чисто третьей гармонике); для хорошее сравнение изменения, но сохранить полную мощность же. - Различаются разность фаз возбуждения двойной частоты от 0° до 360°.
и 
= акустического давления.
от 100% (возбуждение на чисто фундаментальная частота) до 0% (возбуждение в чисто третьей гармонике); для хорошее сравнение изменения, но сохранить полную мощность же.4. Численное моделирование
- Описывать движение несжимаемой ламинарного потока с низкой Рейнольдс (т.е., Re = 0,55) и Mach следующим номерам35.
Здесь,
= скорость жидкости,
= Динамическая вязкость,
= плотность жидкости,
= давление на жидкости,
= Единичная матрица, а
= внешней силы. - Описывают производимых силы сопротивления сток на объект как36следующим образом.
Здесь,
= Радиус микрочастица,
= скорость жидкости, и
= скорость микрочастица. - Производные акустического излучения силы, приложенной к микрочастица в микроканальные вдоль x-оси (по ширине микроканальные) на одного частота как следует16 .
Здесь,
= объем микрочастица,
= плотность микрочастица,
= плотность среды,
= сжимаемость микрочастица, и
= сжимаемость среды. - Извлечь результирующий акустического излучения силу двухчастотным возбуждения следующим.
- Экспресс поперечного движения по ширине канала (вдоль y-ось) под силу акустического излучения и Стокса перетащите силы регулируется второй закон Ньютона, следующим образом.
- Решения обыкновенных дифференциальных уравнений (ОДУ) выше с помощью четвертого порядка Рунге-Кутта на персональном компьютере. Установите шаг по времени и общая продолжительность как 1 МКС и 20 s, соответственно.
= скорость жидкости,
= Динамическая вязкость,
= плотность жидкости,
= давление на жидкости,
= Единичная матрица, а
= внешней силы.
= Радиус микрочастица,
= скорость жидкости, и
= скорость микрочастица.
= объем микрочастица,
= плотность микрочастица,
= плотность среды,
= сжимаемость микрочастица, и
= сжимаемость среды.
5. экспериментальные наблюдения
- Спиновые решение в концентрации 5.9 x 107 с 4 мкм Зеленый флуоресцентный шарики полистироля на 1 мл, вихревые для около 2-3 мин и затем погрузить его в sonicator УЗИ за 10 мин сорвать любые агломерации перед каждым тестированием.
- Заполните смесь в шприц 3 мл и затем диск с шприцевый насос со скоростью потока, 3-5 мкл/мин.
- Привод IDT с двойной частоты сигнала от функции генератора, следуют усилитель мощности.
- Соблюдать стабилизированный микрочастиц в течению микроканальные под микроскопом света на 40 кратном и запись изображения с цифровой камеры.
- Измерить расположение накопленной микрочастиц в захваченных цифровых изображений, используя ImageJ и установленной шкалы и затем количественно определить концентрацию накопленной микрочастица с нормализованной флуоресценции яркости на Каждый узел давление.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
На рисунке 1показаны распределения звукового давления и силы акустического излучения SSAW на двойной частоты возбуждения (6.2 и 18,6 МГц). Здесь, двойной частота возбуждения возникает на микрочастицы из полистирола (4 мкм в диаметре) в микроканальные с шириной 300 мкм на акустической мощности 146 МВт. Результирующая акустическое давление всегда в фазе, когда P1 > 90% так что только один узел давление присутствует на y = 150 мкм. В отличие от этого, три давления узлы присутствуют на y = 75, 150, 225 мкм на P1 = 90% и на y = 50, 150 и 250 мкм на P1 = 0%. Порог 1P= 90% найден почти постоянной на протяжении всех условий тестирования, как микрочастица диаметром 4-10 мкм, Общая акустическая мощность 73-648 МВт и частотой вождения 6.2-18,6 МГц.
P 1 = 90%, микрочастиц в регионе 75 мкм < < 255 мкм y и 0 мкм ≤ y ≤ 75 мкм двигаться в направлении Центральной и нижний узел давление, соответственно. Для сравнения, в P1 = 0%, регионы Центральной и пониженное давление, узлы изменяются до 100 мкм < < 200 мкм y и 0 мкм ≤ y ≤ 100 мкм, соответственно. Впоследствии, тонкодисперсный концентрации на нижнем узле варьируются от 25% до 33,3% и на центральных узлов от 50% до 33,3%, когда снижение P1 от 90% до 0%, соответственно (см. рис. 2а). Время движения микрочастица сторону давления узел уменьшается от около 1,95 s P 1 = 100% до 0,97 s P 1 = 95% (см. рис. 2b). Зависимость позицию узла давления и тонкодисперсный концентрация на P1, измеряется экспериментально, имеет хорошее соотношение с численного прогноза (R2 = 0,85 в рисунке 2 c и R 2 = 0,83 в 2d фигура). Большое количество мощности, коэффициенты были протестированы (n > 31), и гораздо меньше, чем те, в концентрации частиц в узлах давления (6,7-31,4%), которым может быть связано с вариациями в положении накопленной микрочастиц (6,8-10,6%) возникновение аггломерации во время микрочастица накопления.
На начальном этапе третьей гармоники в двойной частоты возбуждения влияет синтезированных вождения сигнал, полученный акустического излучения силы микрочастица, и расположение узла давления (см. рис. 3). С увеличением φ от 0 ° до 180 °, три давление узлов (y = 63,5, 150 и 236.5 мкм) будет постепенно смещаться вниз через микроканальные. Как P1 был установлен на 85%, ниже давления узел расположен в y = 49,5 мкм, 33,5 мкм, мкм 17 и 0 мкм и φ = 45 °, 90 °, 135 ° и 180 °, соответственно. Акустического излучения сил из 1 f и f3 из фазы φ = 0 °, в то время как в фазе на φ = 180 °. К примеру, y = 75 мкм и φ = 0 °, максимальный акустического излучения силы f1 и 3 f являются 37.68 pN и-47.49 pN, соответственно. Хотя на φ = 180 °, максимальный акустического излучения силы от 1 f и f3 на той же позиции являются 37.68 pN и 47.49pN, соответственно. Все узлы давления сместить вниз через микроканальные в линейно с увеличением φ. Отмечалось, что ниже давления узел смещается гораздо более быстрыми темпами, чем те из центра и Верхнее давление узлов (то есть, от 63,5 до 0 мкм, от 150 до 110.6 мкм и от 236.5 мкм до 190.1 мкм с изменением φ от 0 ° до 180 °). Φ = 180 °, существует 4 давление узлов. После этого, узел давления на нижнюю границу (y = 0 мкм) исчезает и что на верхней границе (y = 300 мкм) сдвигает вниз с той же скоростью, как нижний узел давления с изменением φ от 0 ° до 180 °. Φ = 360 °, давление node заменяет соседнюю (например, узел верхнего давления в φ = 360 ° имеет же месте, что узел центрального давления в φ = 0 °). Экспериментальные результаты имеют хорошее соглашение с численного прогноза, особенно расположение узла давления на разных этапах.
Рис. 1. (a) принципиальная схема экспериментальной установки и (b) Фото ИДТС и PDMS микроканальные (шкала 300 мкм). (c) давления сигнала и (d) соответствующий акустического излучения усилие, приложенное к 4-мкм микросфер в канале microfluidic 300 мкм, двухчастотный возбуждения при соотношениях разнообразный мощность P1 = 100% (чисто фундаментальная частота), 95%, 91%, 90%, 85 % и 0% (чисто третьей гармоники) на общей акустической мощности 146 МВт. Движение микрочастица первоначально на y = 0 мкм (e) с диаметром 4 мкм, под разнообразный мощности коэффициенты (88-91%), общее акустическая полномочия (73-648 МВт) и (f) с разнообразными диаметрами 4, 6, 8 и 10 мкм на акустическая мощность 73 МВт. Этот рисунок был изменен с Sriphutkiat, ю., и др. 34. пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рисунок 2. (a) микрочастица позиции и концентрации, (b) движения микрочастиц первоначально на y0 = 0 мкм и время накопления микрочастица, используя двойной частоты возбуждения в общей акустической мощности 146 МВт с разнообразными мощности коэффициенты. Сравнение моделирования и экспериментальные результаты (средняя стандартное отклонение) (c) положение узла давления (R2 = 0,85, n = 37) и (d) микрочастица концентрация на каждом узле давления в микроканальные (R2 = 0,83, n = 31) в соотношениях разнообразный мощность P1. Эта цифра была изменена с Sriphutkiat, ю., и др. 34. пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Рис. 3. (синтезированного сигнала на двойной частоты возбуждения, (b) распределение силы результирующая акустического излучения через микроканальные 300 мкм на начальном этапе разнообразный от 0° до 180° на коэффициент мощности 85%. Эффекты начального этапа на двойной частоты возбуждения, Ø, на расположение узла давления в эксперименте моделирования и (e) (c) (среднее ± стандартное отклонение) и процент микрочастицы, накопленных на каждом узле давления в (d) моделирование и (f) эксперимент. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Тонкодисперсный движения в microchannel, SSAW на двойной частоты возбуждения широко исследована в этом исследовании, и метод эффективно перестраиваемый патронирования варьируя двухчастотным возбуждения сигналов был разработан и испытан. Производство такого сигнала легко реализуется большинство генераторы, и регулировки подход очень удобен. S12- и S11-частотных сфабрикованных ИДТС иллюстрируют несколько резонансных режимов34. Измеренной фундаментальная частота 6.1 МГц и третьей гармоники 17,8 МГц близки разработан значения (6.2 и 18,6 МГц) с аналогичными коэффициенты передачи,-8.34 dB против -9.75 dB, соответственно. Таким образом ожидается, что аналогичные акустической энергии выход на эти два компонента на двойной частоты возбуждения, с помощью единого IDT. Такое сочетание компонентов не ограничивается только1 fи f3. Другие, такие как f1 и5 fи f3 и5 f, также применимы. Хотя пьезокерамикой также может генерировать различные гармоник акустическая навалом, одновременного возбуждения из них невозможно. Переключение акустического поля может повысить микрочастица, сортировка29 но за счет дополнительного оборудования и высокий контроль сложности.
Количество и расположение узлов давления в микроканальные и соответствующей концентрации микрочастица могут быть настроены удобно и эффективно, двойной частота возбуждения без изменения других частей. Узел только один давление P1 > 90% является таким же, как производимые фундаментальная частота. Однако есть три давления узлы с различных позиций и тонкодисперсный концентрации ниже этого порога. Этот порог находится постоянная для всех параметров тестирования здесь, например вождение частоты, акустическая мощность и диаметр микрочастиц. Экспериментальные результаты довольно хорошо коррелируют с теоретическое предсказание. С помощью этой предлагаемой стратегии, можно сократить время движения микрочастиц до ~ 2 раза, которая предлагает более высокую пропускную способность.
Фазовая модуляция с двойной частотой обеспечивает гибкое управление давлением расположения узлов. Другие узлы давления от ветра или регулировать направление силы акустического излучения внутрь может быть простой способ, чтобы увеличить количество микрочастиц на узле удельное давление. В φ ≥ 180 °, узел давление в нижней части микроканальные исчезнет, но один at верхней покажет вверх. Φ = 360 °, происходит замена узлов давления. Таким образом узловой линии давления непрерывно двигаться с этапа разнообразный между двумя компонентами частоты.
В этом исследовании есть еще некоторые ограничения. Более акустических затухания и вязкой нагрев материала стены могут быть введены когда пила распространяет через толстый PDMS микроканальные37. Паразитарные волны возбуждения в стене, таких как акустическая волна массовых, могут также нажать жидкости в микроканальные. Эксперименты с использованием биологических клеток находятся в большой потребности для клинического использования.
Этот акустический LOC изначально неинвазивный, и эта новая стратегия возбуждения могут повысить стабильность и манипуляции, которая имеет большой потенциал во многих приложениях. Двухчастотный возбуждения в биологических диагнозы, как изолирование циркулирующих клеток опухоли (CTCs), могут предоставлять информацию о фактах метастазов и, впоследствии, потребовать немедленного лечения.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Авторы не имеют ничего сообщать.
Acknowledgments
Эта работа финансировалась фонда научных исследований (AcRF) уровня 1 (RG171/15), министерства образования, Сингапур.
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).
