1　引言

激光诱导液体微射流（LILJ）技术是利用激光在微腔内诱导空化效应进而产生高速微射流并作用于靶组织的一种新型医疗手段，具有切割精度高、微创、低热损伤以及对血管等弹性组织具有高度选择性等优点，在医疗领域应用中颇具优势。LILJ最早可追溯至1980年，当时，Papachristou等^［1］尝试用高压驱动的水射流完成一台在不损伤肝脏内血管前提下的肝脏切除手术，开辟了水射流医学应用的新篇章，但他们所用装置的体积限制了术中所需水的供应，使得该技术并不适用于深窄处组织的外科手术。Kumabe等在体外微波冲击碎石手术中发现冲击波引起的气泡相互作用会导致周围组织损伤^［2-5］，从而研发出了脉冲激光诱导微射流喷射装置^［6］。20世纪90年代，液体射流的产生方法得到了改进，从最初的基于气泡发生微爆炸得到射流，发展到以Ho∶YAG激光诱导空化气泡作为冲击波源，在很大程度上解决了液体流量过多阻挡手术视野、增大患者感染风险和仪器尺寸过大不便在体内狭窄处开展临床手术的问题。此后大量的研究表明，将脉冲激光诱导液体微射流系统应用于外科手术，不仅具有传统手术刀的解剖作用，还具有完整保留血管的特性。进入21世纪后，激光诱导液体微射流装置逐渐受到学术界的广泛关注，并被应用于医学治疗，包括神经外科手术^［6-7］以及皮肤^［8-9］、肺^［10］、心血管系统^［11］、肝脏^［12-13］、肾脏^［14-15］和脑^［16-18］等组织部位的手术。随着科学技术的发展，激光诱导液体微射流装置在肿瘤切除^［17-18］和无针注射^{［8，19-20］}方面得到了较好的应用：Nakagawa等^［17］利用Ho∶YAG激光诱导液体射流系统对46例不同脑占位患者进行治疗，结果显示，该系统可显著增加垂体和颅底肿瘤的切除效率，而且术中失血量和手术时间显著减少；Ogawa等^［18］利用带有喷射发射器的激光诱导液体微射流装置对21例颅底肿瘤患者实施了占位切除手术，结果发现肿瘤被完整切除后其周围神经的功能没有丧失；Kwon等^［9］的研究证明无针注射能够促进胶原合成；Krizek等^［19］采用激光诱导液体微射流系统以超过680 m/s的速度将液体输送到高弹性组织（弹性模量E>60 kPa），揭示了该系统在无针注射方面的可行性。

目前的激光光源以Er∶YAG、Nd∶YAG、Ho∶YAG、近红外（NIR）半导体激光和CO₂激光为主。近红外半导体激光器体积较大，无法集成于便携器件中；连续波激光器产生的射流速度不足13 m/s，无法穿透角质层^［21］；YAG类激光的电光转换效率仅为1%~3%，且容易引起热应力和热透镜效应^［22］。Han等^［23-24］利用橡胶皮层吸收激光能量产生的激波，使橡胶皮层隔开的相邻腔室间产生了微射流。他们使用的装置利用激光聚焦形成的压力波使橡胶皮层产生形变，进而迫使相邻腔室中的液体以射流形式转移，达到皮肤表面给药的目的。Battula等^［25］基于1064 nm调Q激光开发了速度高达200 m/s的液体喷射器。然而，这些装置要么产生射流的效率较低，而且绝大多数射流前端粗钝无法穿透靶组织，要么仪器结构复杂不利于后续医疗评估。

相较之下，10.6 μm CO₂激光器具有高转换率、高功率、高光束质量、低成本以及激光波长与水的吸收波长相近等优点，但目前国内外对CO₂激光诱导微射流鲜有研究。硒化锌透镜可以使0.5~15 μm波长的光高效率地透过，同时，低吸收系数和高抗热震性的优点使其可以与CO₂激光实现良好的耦合，大大降低了激光能量损耗，有效避免了射流转换效率低下的问题。基于本团队设计的一款10.6 μm CO₂激光诱导液体微射流装置，本文阐述了激光诱导微射流产生的机制，探究了液体参数、光剂量参数等对激光诱导微射流产生的影响，评估了该装置在组织选择性切割等方面的可行性。

2　材料与方法

2.1　射流产生装置

如图1（a）所示，射流产生装置主要由10.6 μm CO₂激光器、硒化锌（ZnSe）聚焦透镜、发生腔室三个重要组成部分构成。本实验用10.6 μm CO₂激光器作为激光诱导射流装置，该激光器在普通脉冲模式下可以达到18~25 W的入射峰值功率。在实验中，通过硒化锌聚焦透镜将激光光束聚焦到发生腔室内的某一点，同时使用长为2 cm、截面直径为1 cm且下端带有14°圆锥角的石英玻璃作为射流发生腔室，如图1（b）所示。将充满液体的发生腔室的一侧与给液装置相连，另一侧保持对空气开放。为了进一步研究焦点位置以及出射喷嘴与模型二者的相对距离对激光诱导微射流产生及作用效果的影响，将激光聚焦点与硒化锌镜片的距离D以及喷嘴与模型距离S设定为可在3~12 mm范围内变化，如图1（b）所示。此外，固定激光位置，利用精密升降台控制发生腔室与激光聚焦点间的距离。

图 1. 实验装置。（a）激光诱导液体微射流系统示意图；（b）微射流装置示意图以及研究中使用的参数

Fig. 1. Experimental device. (a) Schematic of laser-induced liquid micro-jet system; (b) schematic of micro-jet device and parameters used in the study

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2.2　材料准备

进行体外模型实验，以研究该装置对人体组织的穿透效果。为了模拟弹性模量为（129±88）kPa^［26］人体皮肤组织以及弹性模量超过200 kPa^［27］的收缩的心肌组织，制备了弹性模量分别为（83.7±15.2）kPa和（288.5±38.6）kPa^［27-28］的琼脂糖凝胶。制备过程如下：称取0.5、1 g琼脂粉并分别与50 mL双蒸水混合，加热至沸腾后持续搅拌10 min，得到琼脂溶液；将琼脂溶液倒进30 mL培养皿中，冷却至室温，得到弹性模量不同的琼脂糖凝胶。室温（约25 ℃）条件下，在琼脂糖凝胶制备完成后的1 h内将纯净水微射流注入凝胶模型中。

2.3　射流高速成像

为了准确捕捉激光诱导微射流产生以及微射流与生物模型作用的过程，将高速摄像机与定焦镜头结合，构建了一台帧率为18540 frame/s、分辨率为336 pixel×468 pixel、曝光时间为1 μs的图像采集装置，如图1（a）所示，用于捕获射流的产生并记录射流的动态特性。采用高速摄像方法获得激光诱导微射流装置产生的射流的动态过程图像，通过图像标定以及帧率等参数测量直径、流速等关键参数。此外，为了深入观察琼脂糖凝胶模型的表面形貌以及测量微射流作用于琼脂糖凝胶模型产生的孔洞的尺寸和深度，在模型上方架设了数码显微镜。基于此，可以对激光诱导微射流产生、与仿生生物组织作用过程、穿透深度等的三维空间变化以及相应超快过程开展系统研究。考虑到石英玻璃会阻碍激光诱导微射流产生过程以及微射流与仿生生物组织作用过程的图像捕捉，实验中引入了额外光源，以增加图像对比度，便于图像捕捉及后续分析。

3　结果与讨论

3.1　激光诱导微射流的机理

激光诱导微射流技术源于激光诱导液体发生的空化效应^［29-30］，空化气泡在狭小的微腔中吸收激光能量后迅速膨胀，然后在极短的时间内发生坍塌^［23］。空化气泡坍塌时大部分能量以冲击波的形式被消耗，小部分能量则被转移至重建空化气泡^［31］。由于冲击波所具备的作用力超过了液体的表面张力，冲击波将驱使末端液体的凹面发生形变，进而射出高速细长的射流，如图2（a）所示。有研究人员提出了另一个观点：膨胀的空化气泡在微腔内挤压外周液体，产生额外的径向压力，由于喷嘴横截面远小于微腔横截面，当液体由粗的微腔流进细的喷嘴时，将发生伯努利效应，因此液体流速加快，最终形成高速射流^［23］。

图 2. 微射流机理以及空化气泡的脉动过程。（a）激光诱导液体微射流系统的基本工作原理；（b）10.6 μm CO₂激光聚焦在水中产生的空化气泡的脉动过程

Fig. 2. Micro-jet mechanism and cavitation bubble pulsation process. (a) Basic working principle of laser-induced liquid micro-jet system; (b) pulsation process of cavitation bubble generated by 10.6 μm CO₂ laser focused in water

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在激光诱导微射流产生过程中，空化气泡的脉动过程是微射流产生的关键步骤。如图2（b）所示，当激光能量传至焦点位置时，焦点处所在作用区域的压强急剧增加，诱导空泡产生，在内部压强的急剧增大下，空泡迅速膨胀，如图2（a1）~（a3）所示。之后，空泡的内部压强因空泡体积增大而逐渐减小，当内外压强达到平衡时，空泡在惯性的作用下继续向外扩张，直到内部压强小于外部压强，此时内部空泡的体积达到最大，如图2（b5）所示。由于狭腔体积恒定不变，随着空化气泡体积增大，气泡前端的液体会从喷嘴的开口端排出，如图2（a2）、（a3）所示。在气泡前端液体从喷嘴开口排出的过程中，由于水的张力达到极限，空泡底部出现溃灭口，发生溃灭现象，如图2（b6）、（b7）所示，空泡内部压强远小于外部压强，空泡沿着溃灭口迅速进入收缩阶段，并产生锥形坍塌气流［如图2（b8）~（b15）所示］，从而形成脉冲微射流。在射流产生过程中，高速射流由喷射尖端的动能以及喷射尖端后面气泡的膨胀来维持^［32-33］，具体依靠激光提供的能量来实现。此外，微射流产生过程中空化气泡的塌陷是射流扰动和不规则射流形成的主要机制，可使射流发生早期破裂^［34-35］。射流对微腔横截面内激光聚焦点位置的高度敏感性，使得激光聚焦技术产生的射流的轴对称性发生变化^［36］。微腔壁的黏性损失和空化气泡塌陷的抽吸压力会影响微射流尖端的流动，从而导致射流的出射速度减缓。射流的形态与发生腔室的锥角有着极大的相关性，锥角过大极易造成射流前端形态不稳定。

3.2　射流形态表征

3.2.1　射流形态

如上所述，空化气泡的脉动过程以及发生腔室与射流间复杂的相互作用易导致不规则的射流形状产生。当激光峰值功率较低时，产生的射流速度不足以切开皮肤，因此实验中尽可能选用较大的峰值功率。将激光峰值功率P设定为25 W且将D设定为3 mm时，可以观察到图3所示的4种不同的射流形态：1）前端稍粗后端平滑变细的柱状（CL）；2）前端膨大空心的蘑菇状（MS）；3）前端尖锐的针尖状（AC）；4）紊乱无规则的湍流状（TS）。射流形态的改变可能是由于空化气泡坍塌时气穴通道的方向发生了改变，或者射流不是由空化效应产生的（这一点需要在未来的研究中进一步讨论分析）。柱状射流的速度过于缓慢，无法穿透皮肤，而湍流状射流的液体流量过大且形态紊乱，会影响实际手术中的使用效果。综合分析后认为，上述4种射流形态中仅有蘑菇状与针尖状射流可在实际外科手术中采用。

图 3. 4种射流喷射的动态过程［拍摄速度为18540 frame/s，图像间隔为1 frame（额外注明除外）］。（a）柱状射流（图像间隔为10 frame）；（b）蘑菇状射流；（c）针状射流；（d）湍流状射流

Fig. 3. Dynamic process of four types of jet injections [shooting speed: 18540 frame/s; image interval: 1 frame (except otherwise indicated)]. (a) Columnar jet (image interval: 10 frame); (b) mushroom-shaped jet; (c) acicular jet; (d) turbulent state jet

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3.2.2　射流的动力学特性

在P=25 W和D=3 mm的条件下，通过改变聚焦距离具体分析了不同形态射流的速度特性。蘑菇状射流的前端较为膨大，受腔壁黏性损失的影响较大，因此该射流速度显著低于湍流状和针尖状射流，其平均速度仅为13.61 m/s，如图4（a）所示。柱状射流是激光对腔内液体进行持续加热使之汽化，水蒸气挤压液体使其从喷嘴处流出形成的，其速度极低，无法有效穿透表皮组织，故而无法在外科手术中应用。相较于上述两种不同形态的射流，湍流状和针尖状射流的速度明显提升，平均速度分别可以达到44.17 m/s和53.31 m/s。因此，这两种形态的射流从喷嘴前端出射时具有足够的动能，可用于组织切割。此外，在研究发现，针尖状射流的尖端往往小于喷口直径，喷射过程中尖端的流动受微腔壁黏性损失的影响较小且离散程度更大，因此其速度可覆盖较大区间，射流速度最高可达71.4 m/s。

图 4. 射流的动力学特性以及射流直径随时间的变化。（a）当P=25 W且D=3 mm时，4种射流的动力学特性；（b）当D=3，5，7 mm时，激光诱导射流的直径（在喷嘴处测量）随时间的变化

Fig. 4. Dynamic characteristics of jets and jet diameter as a function of time. (a) Dynamic characteristics of four types of jets when P= 25 W and D=3 mm; (b) variation of laser-induced jet diameter (measured at nozzle) with time when D=3,5,7 mm

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实验还发现射流尖端的直径通常在40~100 μm范围内，射流较粗部分的直径通常为600~750 μm。这取决于激光聚焦点与硒化锌镜片的距离D，如图4（b）所示。激光焦点越靠近喷嘴，冲击波的速度越大，越易击穿液体凹面得到高速射流。因此，激光焦点与硒化锌镜片的距离D越大，射流尖端较粗部分出现得越早。

3.3　射流速度的影响因素

为了进一步探究入射激光功率对射流动力学行为的影响机制，在实验中固定D为3 mm，以保证射流有较高的切割精度，通过改变入射激光功率P（18~25 W）来实现对射流速度的调控。对4种形态射流的速度进行分析后发现，随着激光功率增大，射流速度呈现单调递增的变化趋势，如图5（a）所示，其中针状射流速度与激光功率的拟合关系为y=3.780x-42.82。研究中发现，仅通过入射激光功率的调整，即可实现喷射速度在10~50 m/s范围内的微调，而喷嘴处的射流速度足以切割皮肤等生物组织。射流速度受气泡坍塌时冲击波压力脉冲大小的影响^［37］，提高激光功率可能会增加冲击波压力脉冲，使射流速度发生改变。此外，可能因为冲击波压力脉冲对激光功率的大小高度敏感，较小幅度的功率变化就可导致冲击波压力脉冲以较大幅度增加，这一点需要在未来开展进一步研究。进一步分析可知，由于针状射流聚焦处的射流直径较细，与管壁的摩擦力较小，因此速度增幅最大，更容易受激光功率的影响。需要说明的是，本实验中未考虑液体在聚焦点的局部加热作用下所产生的化学性质的变化，这点需要在未来的研究中进一步分析。

图 5. 射流速度的影响因素。（a）不同激光功率下纯净水的射流速度（D=3 mm）；（b）不同D下的射流速度（P=20 W）

Fig. 5. Factors affecting jet velocity. (a) Jet velocity of pure water at different laser powers (D=3 mm); (b) jet velocity at different D values (P=20 W)

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接下来固定激光功率P为20 W，研究了不同D值（3~7 mm）下的射流速度变化。分析图5（b）可以发现，射流速度随着D的增加呈现单调非线性增加的变化趋势。分析后认为导致这一现象的原因是腔室内冲击波的能量从聚焦处向喷嘴传播过程中有一部分被周围液体吸收，聚焦位置离喷嘴越近，能量损失越小，射流速度也就越高。

3.4　体外研究

为了探究激光诱导针状微射流在体外研究中的应用效果，利用可以有效模拟人体皮肤和心肌组织的琼脂糖凝胶作为体外研究模型。在激光功率（P=25 W）以及腔内焦点位置与硒化锌镜片距离（D=3 mm）恒定的条件下开展实验，并使用数码显微镜进行三维成像。为了表征模型表面的形貌特征以及探究喷嘴与模型的最佳距离，将喷嘴与琼脂糖凝胶模型的距离S设为0~7 mm，间隔1 mm。此外，在进行皮肤与心肌组织模型实验时采用恒定的距离（S=3 mm）。

通过显微镜成像可以发现，当激光诱导微射流作用于琼脂糖凝胶模型时，并未导致模型出现受热融化现象。当S<2 mm时，模型凹陷处有不规则的沟壑，周围裂纹无规则，表面粗糙同时伴有大小不等的凹坑，凹坑深度较浅，如图6（a）所示，凹坑半径R=43.36 μm，深度H=161.42 μm。当S≥2 mm时，凹陷处呈类圆状，周围无明显裂痕，表面较为光滑平整，如图6（b）所示，凹坑半径R=86.33 μm，深度H=311.45 μm。随着S进一步增大，射流作用于模型时存在逆流现象，且射流直径较粗部分通常会跟随尖端运动，较粗部分比尖端部分产生的凹坑更大，液体发生回溅不再穿透模型。因此，当喷嘴与模型之间的距离S较小时，射流易对目标以外区域造成损伤，只有S>2 mm时才可较好地用于实际医疗中。实验中还发现，当S=4 mm时所形成的凹坑的深度最大，如图6（c）所示。这是因为当S达到一定阈值（4 mm）后，随着S增大，射流在空气中消耗的动能就越多，因此在模型表面产生的凹坑越浅。

图 6. 激光作用于琼脂糖凝胶模型的效果。（a）凹坑的平面图和三维深度图（S<2 mm）；（b）凹坑的平面图和三维深度图（S≥2 mm）；（c）琼脂糖凝胶模型与喷嘴间的距离S对凹坑深度H的影响；（d）激光诱导微射流去除肿瘤示意图；（e）不同生物组织模型所产生的凹坑的半径和深度

Fig. 6. Effect of laser acting on agarose gel model. (a) Plan and three-dimensional depth maps of pit (S<2 mm); (b) plan and three-dimensional depth maps of pit (S≥2 mm); (c) influence of distance between agarose gel model and nozzle on pit depth; (d) schematic of tumor removal by laser-induced micro-jet; (e) radius and depth of pits produced on different biological tissue models

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进一步，本文详细研究了射流对琼脂含量不同的凝胶模型的作用效果。如图6（e）所示，射流对心肌组织模型的作用效果比对皮肤组织模型的作用效果更为明显，产生的凹坑半径、深度均小于皮肤组织模型。这一实验现象说明，随着生物组织的弹性模量增加，激光诱导微射流对其作用效果明显降低，表面激光诱导微射流对生物组织具有高度选择性。此外，在实验中还发现在相同的条件下，与激光直接辐照相比，微射流切割精度高达50 μm。因此，微射流装置可在保留高弹性模量组织的前提下精准去除肿瘤，如图6（d）所示。

4　结论

综上所述，本文开展了10.6 μm CO₂激光诱导液体微射流产生以及激光功率、腔内焦点位置与硒化锌镜片距离D、喷嘴与模型间隔距离S对射流影响的研究。结果表明，射流形态与空化气泡的脉动过程有关，而激光功率的增强或激光腔内焦点位置与硒化锌镜片距离D的增加可以增大微射流的速度，而且可以通过激光功率、腔内焦点位置与硒化锌镜片距离D等对射流速度进行有效微调。此外，将射流作用于不同弹性模量的琼脂糖凝胶模型，证实了激光诱导液体微射流对不同弹性模量的生物组织模型的切割程度不同，可以实现对生物组织的选择性切割，且切割精度较高，不会对周围组织造成损伤。因此，采用微射流技术对组织进行切割是可行的，该技术在肿瘤去除方面具有广阔的应用前景。值得说明的是，基于10.6 μm CO₂激光诱导产生的射流，尤其是湍流状和针尖状射流，存在明显的不稳定情况，不利于对射流速度进行精确调控，需要后续进一步优化明晰射流速度的调控机制。此外，在外科手术应用方面，需要进一步考虑待切割组织的弹性模量和药物黏度等，这对装置的调控精度等提出了更为严苛的要求。因此，未来还需要对激光诱导微射流投入大量的研究，进一步提高该系统在医学临床上的使用适配性。