李付长 李全义

治疗肿瘤的一种有效方法是热损伤肿瘤细胞。其中将靶区加热到41～46℃治疗肿瘤的方法称为肿瘤热疗；将靶区加热到56℃以上治疗肿瘤的方法称为肿瘤的热消融或热切除。近年来兴起了几种有前景的微创肿瘤热疗方法，其中一种便是磁致过热肿瘤热疗。早在50年前，Gilchrist就首先提出了磁靶向热疗的概念[1]。随着纳米技术的进步，纳米磁流体问世，1996年德国学者Gordon等提出了磁流体热疗(magnetic fluid hyperthermia,MFH)新技术,该项技术的应用为肿瘤的治疗提供了一个崭新的途径[2]。磁致过热肿瘤热疗的基本原理是将靶向性纳米磁流体导入靶区组织，应用足够频率和强度的外加交变磁场来加热纳米磁流体，热量传递至临近组织细胞，从而杀死肿瘤细胞。

磁流体肿瘤热疗的两大关键技术为高产热效率磁流体的制备和安全高效的交变磁场发生器的研制。目前，国内外有关这两方面的研究取得了较大的进步，为肿瘤热疗应用于临床治疗打下了基础。目前磁流体热疗大多还在动物实验研究阶段，近年来也有临床试验应用于治疗前列腺癌、脑部肿瘤等，评价了磁流体热疗应用于临床的可行性、安全性等。但治疗方案有待于进一步完善和提高，磁流体热疗的远期疗效以及副作用等都有待于进一步试验研究和临床评价。

1 磁流体

1.1 磁流体的制备

磁流体(magnetic fluid)是指微粒尺寸在纳米级的磁性流体材料。在表面活性剂的作用下，经过表面修饰的纳米磁性粒子高度均匀的分散在基液中，从而形成稳定的胶体溶液。磁流体在外力的作用下也不会凝聚或沉淀，它既具有磁性，又具有流动性[3]。被广泛应用于机械、工程、化工以及医药等各个领域。由于其具有良好的靶向性以及能够在外加交变磁场的作用下，吸收磁场的能量而在靶区产生热量，磁流体是无创肿瘤热疗的较有前景的介质。

磁流体的种类很多，根据其超微磁性粒子的类型可以分为铁氧体系、金属体系、氮化铁系等。铁氧系磁流体因其及具有良好的磁响应性及生物相容性，在肿瘤热疗中研究较多。

磁流体的制备方法很多，包括共沉淀法、高温分解法、微乳液和反相胶束法以及超声化学法等。共沉淀法是制备磁性纳米粒子的经典方法之一，其原理是通过在水溶液中同时水解二价和三价的铁离子的方法来实现磁性Fe3O4纳米粒子的制备。张洪玉[4]等研究了共沉淀法不同条件对Fe3O4超微粒子形成的影响，发现Fe3O4超微粒子的形成受二价铁和三价铁的比例、NaOH加入速度、沉淀时PH值及搅拌力度和超声粉碎时间等各种条件的影响。

路新丽等[5]以硫酸盐为原料,NaOH为沉淀剂制备了一系列MnxZn1-xFe2O4纳米粒子(x＝1,3,…,9,10)，并对其进行了X射线衍射分析,证实其为尖晶石型锰锌铁氧体；透射电镜观察其形貌为近似球状；图像分析仪测算其平均粒径为30 nm；并进行了居里温度测定和给定交变磁场下的体外升温、恒温实验，结果显示所制备材料的居里温度随锌含量的增加而降低；在相同介质、相同质量浓度条件下，其相应磁流体体外升温实验所能达到的恒定温度亦随锌含量的增加而降低。实验结果为进一步筛选出适合肿瘤热疗的材料配比及相应的质量浓度提供了理论及实验依据。

1.2 安全性研究

磁流体的生物相容性以及毒理学也得到了研究。东南大学颜士岩等[6]对自制纳米级F2O3磁性粒子进行了生物相容性研究。试验中用MTT法进行体外细胞研究，结果发现不同浓度的F2O3纳米磁性粒子浸提液均属对细胞无毒范畴；溶血试验发现纳米级F2O3无溶血作用,符合医用材料的溶血试验要求；动物试验是在小鼠腹腔注射不同剂量MNP悬液，15天后记录死亡情况，根据Karter法计算，实验结果显示纳米F2O3磁性粒子对小鼠LD50为5.45 g•kg-1,故属于实际无毒范畴(联合国世界卫生组织(WHO)对外来化合物急性毒性分级五级标准,LD50在5 g•kg-1以上即属实际无毒范畴)；微核试验检测各待测材料组嗜多染红细胞(PEC)中的微核(MN)出现率无显著性差异,因此认为该材料无致畸或致突变作用。以上为短期暴露试验模型，以后的试验可以在低剂量长期暴露模型上研究，观察磁流体对机体的影响。

华东师范大学Gan ZF等[7]研究了氨基酸及肽在磁性纳米粒子上的吸附行为。通过化学键的键合完成了导向肽（A54和JY96）在不同磁性纳米粒子上的组装，制备出了新型的双功能磁流体及载药磁流体。开展了新型双功能磁流体及载药磁流体在体外及荷瘤裸鼠体内的细胞亲和性研究，磁流体的双功能粒子在外磁场的作用下，能很好地定位于肿瘤区域，并能与肝癌细胞进行特异性结合。双功能磁流体在肿瘤热疗方面有很好的应用前景。

磁流体产热效率受微粒大小、材料、磁场强度以及溶剂性质等的影响。王煦漫等[8]研究了粒径、表面活性剂以及交变磁场强度对热效应的影响。结果发现，在10 nm以下，磁流体的SAR随着粒径的增加而增大，但如果体积过大，反而会造成SAR下降。选择适当的化学物质对Fe3O4进行表面处理可以显著提高材料的热效应，还可以改善Fe3O4的生物相容性。研究还发现，SAR与交变磁场强度成正比，提高交变磁场强度能显著增加磁流体的热效应。

Pradhan P等[9]比较了几种不同热疗用铁磁流体的热效率和生物相容性。在他们的研究中选择了3种铁磁流体:Fe3O4、MnFe2O4和CoFe2O4，其平均直径都在9～11 nm之间，通过测量在频率为300 kHz、强度为15 kA/m的磁场中3种物质的比吸收率SAR来比较其热效率，结果发现Fe3O4、MnFe2O4较CoFe2O4高，三者分别为120、97和37 W/gFe。体外细胞试验发现BHK 21细胞株的生存力与铁磁流体剂量有关，磁流体的生物相容性铁阈浓度为0.1 mg/ml。大于0.2 mg/ml时，CoFe2O4表现出较其他2种磁流体多的毒性。在大鼠静脉注射不同量（每公斤体重50，200，400 mg）的磁流体后，Fe3O4和MnFe2O4的血液和生化指标没有明显改变，而每公斤体重400 mg CoFe2O4组出现血清谷丙转氨酶升高，提示了CoFe2O4的肝毒性。但是3种磁流体都没有出现重要脏器的病理改变。总的来说，Fe3O4和MnFe2O4的性能优于CoFe2O4。

翟羽等[10-11]自制了葡聚糖磁流体，并对其进行了表征，研究了其在交变磁场中的升温情况。结果表明，磁流体在磁场中的升温速率与铁氧体的浓度和磁场强度成正线性相关。磁场强度一定时，磁流体的SAR值与铁氧体浓度成负线性相关；铁氧体浓度一定时，磁流体的SAR值与磁场强度成正线性相关。磁流体的升温速率和SAR值与葡聚糖相对分子质量和浓度无关。本研究为水基葡聚糖磁流体应用于临床奠定了基础。

热疗用磁流体的研究在主要包括制备方法、表征、生物相容性以及在交变磁场中的产热效率等方面，国内外相关报道已较多，今后的重点在于用于人体的磁流体的进一步研究。

2 交变磁场

热疗用交变磁场发生设备是产生一定区域内均匀分布的磁场，用来加热靶区组织中的磁流体，达到加热组织的目的。磁性纳米材料热疗的主要困难在于利用交变磁场得到并保持足够的热量同时又不损伤周围的正常组织。高频率磁场将在机体引起一些有害的反应，包括非特异性加热、骨骼肌刺激、心肌刺激与兴奋等。可用的磁场频率应该在0.05～1.2 MHz之间，强度应小于15 kA/m。Atkinson等[12]认为，磁场强度与频率的积小于4.85*10*8 A/(ms)是可以接受的范围。

1999年，Jordan[13]报道了他们研究组研制的交变磁场加热装置，但该装置两磁极间的间隙仅为20 mm，只适合作动物切片试验。2000年，Jordon研究组等[14]研制出一部交变磁场加热试验系统，其工作频率是100 kHz空气隙垂直孔径30～45 cm可调，磁场强度从0～15 kA／m可调。该设备配有工作人员的计算机操作终端，医生可以通过终端调节控制温度、磁场强度以及监视治疗情况。还可以通过荧光测温计得到热量分布图。2003年，该研究组研发出了可供医学实验的交变磁场加热装置，该装置的频率为100 kHz，磁场强度H在0～15 kA／m可控，放置病人的空间在21～45 cm可调，采用光导纤维温度计进行温度测量[15]。Gneveckow U等[16]报道了磁场发生器MFH 300 F剂量推荐以及临床可应用性，该设备在治疗区域内磁场强度可以高达18 kA/m,比吸收率可以在治疗过程中通过改变磁场强度直接控制。组织内实际的能量吸收对热疗及热消融都是足够的。治疗浓度的磁流体在CT扫描上是可见的，而Fe浓度低至0.01 g/L MRI也能够分辨。研究表明，MFH治疗系统可以用于机体深部区域的热疗。

国内东南大学纳米科学与技术研究中心在这方面进行了研究，吴亚等[17]设计的试验用磁场加热模拟装置采用环回形磁路，磁路中的空气隙用于产生高频磁场，并在励磁线圈中加入铁氧体磁芯显著增强了装置输出的磁场强度。该设备的工作频率为25～120 kHz，磁场强度为6～16 kA/m。使用该设备时可以使室温下的纳米磁性材料升温达28 ℃。磁加热肿瘤治疗试验装置为后期临床治疗设备研究提供了理论准备和实现手段。郭全忠等[18]采用有限元方法对该设备建立了三维模型，并进行了优化。并通过实验验证了设备所产生的各个磁场特征参数的变化规律，明确了磁场特征参数与设备尺寸变化的对应关系，通过改变模型的尺寸计算得到磁场参数能够方便的用于实验设备原型的设计。

用于临床治疗的设备开始出现，但有待于进一步优化。温度的检测与控制始终都是热疗设备所要关注的。早期实验多采用有创测温方法，如热敏电阻或热电偶，但这2种探头在交变磁场中都受电磁干扰；光纤温度传感器发展使其具有信号处理简单、探头小、价格低廉等特点，但是只能测某点的温度；无创测温是热疗测温技术的理想目标，但目前都还处于实验阶段。交变磁场加热治疗肿瘤温度控制主要有2种手段，一是使用产热介质自身的特性控制温度，非磁性材料与磁性金属的合金有适宜的居里点，但温度达到居里点后，铁磁材料失去磁性，温度不再升高，低于居里点后磁性回复，温度升高，从而实现对肿瘤的自动控温；二是通过控制交变磁场发生装置的电流，调节产生的磁场强度，从而控制温度。但目前这些方法都还处于试验阶段[19]。

3 动物试验及临床应用

磁致热疗最开始是通过手术等方式实现热籽的植入，再给予外加磁场加热，以达到热疗的目的。目前主要的给药方式有两种，通过外周血管给药以及局部注射给药。局部直接给药的优点在于可以在靶区达到更高的浓度，材料使用相对较少；通过外周给药，磁流体材料的代谢及动力学复杂，且到达靶区的量难以控制，但通过对材料的修饰可以实现特异的靶向性，还可以携带药物，实现双重治疗作用。

早在1957年，Gilchrist等就用直径为20～100 nm的Fe2O3颗粒置于1.2 MHz的磁场中加热各种组织进行实验研究。1997年，Jordan A等[20]将磁流体注入C3H大鼠乳腺癌移植肿瘤内，将大鼠置于交变磁场中，频率520 khz，磁场强度在6～12.5 kAm之间，瘤内稳定温度在47±1.0度，持续30 min，结果肿瘤得到有效控制；该研究还发现肿瘤细胞吸收纳米磁性材料的能力为正常细胞的8～400倍。

2004年，Johannsen M等[21]对磁流体热疗微创治疗大鼠前列腺癌进行了可行性和潜能的研究。实验中将磁流体注入瘤内，给与交变磁场照射，荧光测温计测温。发现瘤内温度可以达到50 ℃以上；MFH治疗4天后发现79%的铁磁流体仍然分布在前列腺内。实验表明，磁流体能够在前列腺瘤内聚集，能够在瘤内得到稳定的治疗温度，MFH治疗前列腺癌模型是可行的。随后他们在大鼠前列腺癌模型上进行了一系列的实验[22]，来研究MFH治疗前列腺癌的效果，发现当磁场强度达18 kA/m时瘤内最高温度可以达到70 ℃。实验结果表明，MFH相对于对照组而言，肿瘤生长抑制率为44%～51%；前列腺内的铁含量为82.5%，肝脏为5.3%。实验表明，MFH显著抑制了前列腺癌的生长，磁流体瘤内分布是稳定的，治疗时不需要重复注入。但最佳实验方案以及温度还需要进一步实验来验证。

国内东南大学颜士岩等[27]研究了在一定高频交变磁场下不同浓度的Fe2O3纳米磁流体热疗对SMMC7721肝癌的治疗作用。实验发现，SMMC7721细胞经Fe2O3纳米磁流体热疗作用后，细胞增殖受到明显的抑制，细胞凋亡率明显增加，且与磁流体浓度成依赖关系；动物实验显示，纳米磁流体热疗对肝癌的体积和质量有明显的抑制作用。Fe2O3纳米磁流体热疗的优点在于：(1)Fe2O3纳米磁流体可以作为肿瘤靶向治疗的热种子；(2)在体内实验中它可以作为温控开关避免热疗过程中升温过高；(3)它具有很好的生物相容性、对正常组织损伤小。

倪海燕等[28-29]则自制了As2O3纳米磁流体，联合磁流体热疗治疗宫颈癌Siha细胞株。体外实验研究发现，As2O3纳米磁流体可同时发挥As2O3的细胞毒性作用和磁感应加热的联合定向治疗作用，效果由于单一治疗，为临床治疗宫颈癌提供了新的想法。

2005年，Johannsen M等[23]第一次将MFH用于人体肿瘤治疗的试验。病人为前列腺癌局部复发，前列腺CT检查辅助制定治疗计划，治疗前，根据患者个人前列腺解剖差异以及磁流体在前列腺的比吸收率，计算出了达到足够热量分布所需的磁流体的量和分布。磁流体在经直肠超声引导下经会阴部注入前列腺内，磁场频率为100 kHz，磁场强度为0～18 kA/m。治疗的第一和第六个周期给予有创测温，治疗持续60 min。在第一和最后一次治疗时，进行CT扫描，以确定磁流体的分布以及给测温探针定位。在六个星期的治疗间期里，磁流体保留在前列腺中。使用了冷却装置，病人在没有麻醉的情况下，耐受良好。对首例病人的治疗时，第一个治疗周期和第二个治疗周期的最大和最小瘤内温度分别为48.5 ℃、40 ℃和42.5 ℃、39.4 ℃，磁场强度为4.0～5.0 kA/m。

Johannsen M等[24]进行了前瞻性一期临床试验,试验对象为10例前列腺癌局部复发病人,磁流体经会阴局部注射入前列腺,每个病人接受六个周期治疗，每次持续60 min。三维温度分布分析基于前列腺CT，再与侵袭性腔内温度测量对比。实验结果表明，在25%磁场强度下得到了热切除所需的温度，一种用于MFH治疗的无创温度测量方法有望得到发展，将用于以后的临床研究中。

2006年，Wust P等[25]也进行了MFH热疗的可行性，耐受性以及温度等方面的临床实验。目前临床上靶区温度仍然不令人满意，需要通过改良给药技术或者增加磁流体的剂量或是提高磁场强度来进一步改善温度的分布。根据实际的纳米颗粒的分布以及获得的温度，可以推测，只要增加磁场强度2 kA/m就能够显著的将温度达到42 ℃的区域增加至将近100%。这预示着基于纳米流体加热技术的巨大潜力。

2007年，Maier-Hauff K等[26]报道了磁流体热疗治疗恶性胶质瘤的临床可行性研究，14例病人在三维影像引导下瘤内局部注入氨基甲硅烷包埋的铁氧纳米颗粒，再用交变磁场加热，磁流体的量及空间分布通过专门的治疗计划软件预先设计，磁流体的实际分布由CT来测量。病人接受4～10次治疗，磁流体用量为每毫升肿瘤内为0.1～0.7 ml，病人耐受较好，没有或仅有轻微的副作用。瘤内平均温度为44.6 ℃，肿瘤得到控制，证实，磁流体热疗可安全用于颅内恶性胶质瘤的治疗。

4 问题与展望

磁流体热疗具有良好的靶向性，能够实现体外无创治疗肿瘤；还能携带药物，实现双重治疗作用；毒副作用小，具有较好的生物相容性，因而有很好的应用前景。前期已有许多有意义的体外及动物实验研究，并初步用于临床，但仍然存在很多需要进一步研究的方面。首先，在磁流体材料方面，需要选择综合性能更高的材料，以提高产热效率，提高主动靶向性，提高生物相容性，降低毒性，另外还包括对磁流体材料的代谢的系统研究。第二，用于人体的交变磁场发生设备的完善，如何在达到治疗目的的同时，不对病人和工作人员造成威胁，将是今后的研究重点。第三，大规模临床试验，对磁流体热疗的效果、安全性、副作用等的全面研究。磁流体热疗还可以与其他方法想结合，缩短治疗时间，提高治疗安全性。

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