磁流體腫瘤熱療的研究進展

李付長 李全義

治療腫瘤的一種有效方法是熱損傷腫瘤細胞。其中將靶區加熱到41～46℃治療腫瘤的方法稱為腫瘤熱療；將靶區加熱到56℃以上治療腫瘤的方法稱為腫瘤的熱消融或熱切除。近年來興起了幾種有前景的微創腫瘤熱療方法，其中一種便是磁致過熱腫瘤熱療。早在50年前，Gilchrist就首先提出了磁靶向熱療的概念[1]。隨著納米技術的進步，納米磁流體問世，1996年德國學者Gordon等提出了磁流體熱療(magnetic fluid hyperthermia,MFH)新技術,該項技術的應用為腫瘤的治療提供了一個嶄新的途徑[2]。磁致過熱腫瘤熱療的基本原理是將靶向性納米磁流體導入靶區組織，應用足夠頻率和強度的外加交變磁場來加熱納米磁流體，熱量傳遞至臨近組織細胞，從而殺死腫瘤細胞。

磁流體腫瘤熱療的兩大關鍵技術為高產熱效率磁流體的制備和安全高效的交變磁場發生器的研制。目前，國內外有關這兩方面的研究取得了較大的進步，為腫瘤熱療應用于臨床治療打下了基礎。目前磁流體熱療大多還在動物實驗研究階段，近年來也有臨床試驗應用于治療前列腺癌、腦部腫瘤等，評價了磁流體熱療應用于臨床的可行性、安全性等。但治療方案有待于進一步完善和提高，磁流體熱療的遠期療效以及副作用等都有待于進一步試驗研究和臨床評價。

1 磁流體

1.1 磁流體的制備

磁流體(magnetic fluid)是指微粒尺寸在納米級的磁性流體材料。在表面活性劑的作用下，經過表面修飾的納米磁性粒子高度均勻的分散在基液中，從而形成穩定的膠體溶液。磁流體在外力的作用下也不會凝聚或沉淀，它既具有磁性，又具有流動性[3]。被廣泛應用于機械、工程、化工以及醫藥等各個領域。由于其具有良好的靶向性以及能夠在外加交變磁場的作用下，吸收磁場的能量而在靶區產生熱量，磁流體是無創腫瘤熱療的較有前景的介質。

磁流體的種類很多，根據其超微磁性粒子的類型可以分為鐵氧體系、金屬體系、氮化鐵系等。鐵氧系磁流體因其及具有良好的磁響應性及生物相容性，在腫瘤熱療中研究較多。

磁流體的制備方法很多，包括共沉淀法、高溫分解法、微乳液和反相膠束法以及超聲化學法等。共沉淀法是制備磁性納米粒子的經典方法之一，其原理是通過在水溶液中同時水解二價和三價的鐵離子的方法來實現磁性Fe3O4納米粒子的制備。張洪玉[4]等研究了共沉淀法不同條件對Fe3O4超微粒子形成的影響，發現Fe3O4超微粒子的形成受二價鐵和三價鐵的比例、NaOH加入速度、沉淀時PH值及攪拌力度和超聲粉碎時間等各種條件的影響。

路新麗等[5]以硫酸鹽為原料,NaOH為沉淀劑制備了一系列MnxZn1-xFe2O4納米粒子(x＝1,3,…,9,10)，并對其進行了X射線衍射分析,證實其為尖晶石型錳鋅鐵氧體；透射電鏡觀察其形貌為近似球狀；圖像分析儀測算其平均粒徑為30 nm；并進行了居里溫度測定和給定交變磁場下的體外升溫、恒溫實驗，結果顯示所制備材料的居里溫度隨鋅含量的增加而降低；在相同介質、相同質量濃度條件下，其相應磁流體體外升溫實驗所能達到的恒定溫度亦隨鋅含量的增加而降低。實驗結果為進一步篩選出適合腫瘤熱療的材料配比及相應的質量濃度提供了理論及實驗依據。

1.2 安全性研究

磁流體的生物相容性以及毒理學也得到了研究。東南大學顏士巖等[6]對自制納米級F2O3磁性粒子進行了生物相容性研究。試驗中用MTT法進行體外細胞研究，結果發現不同濃度的F2O3納米磁性粒子浸提液均屬對細胞無毒范疇；溶血試驗發現納米級F2O3無溶血作用,符合醫用材料的溶血試驗要求；動物試驗是在小鼠腹腔注射不同劑量MNP懸液，15天后記錄死亡情況，根據Karter法計算，實驗結果顯示納米F2O3磁性粒子對小鼠LD50為5.45 g?kg-1,故屬于實際無毒范疇(聯合國世界衛生組織(WHO)對外來化合物急性毒性分級五級標準,LD50在5 g?kg-1以上即屬實際無毒范疇)；微核試驗檢測各待測材料組嗜多染紅細胞(PEC)中的微核(MN)出現率無顯著性差異,因此認為該材料無致畸或致突變作用。以上為短期暴露試驗模型，以后的試驗可以在低劑量長期暴露模型上研究，觀察磁流體對機體的影響。

華東師范大學Gan ZF等[7]研究了氨基酸及肽在磁性納米粒子上的吸附行為。通過化學鍵的鍵合完成了導向肽（A54和JY96）在不同磁性納米粒子上的組裝，制備出了新型的雙功能磁流體及載藥磁流體。開展了新型雙功能磁流體及載藥磁流體在體外及荷瘤裸鼠體內的細胞親和性研究，磁流體的雙功能粒子在外磁場的作用下，能很好地定位于腫瘤區域，并能與肝癌細胞進行特異性結合。雙功能磁流體在腫瘤熱療方面有很好的應用前景。

磁流體產熱效率受微粒大小、材料、磁場強度以及溶劑性質等的影響。王煦漫等[8]研究了粒徑、表面活性劑以及交變磁場強度對熱效應的影響。結果發現，在10 nm以下，磁流體的SAR隨著粒徑的增加而增大，但如果體積過大，反而會造成SAR下降。選擇適當的化學物質對Fe3O4進行表面處理可以顯著提高材料的熱效應，還可以改善Fe3O4的生物相容性。研究還發現，SAR與交變磁場強度成正比，提高交變磁場強度能顯著增加磁流體的熱效應。

Pradhan P等[9]比較了幾種不同熱療用鐵磁流體的熱效率和生物相容性。在他們的研究中選擇了3種鐵磁流體:Fe3O4、MnFe2O4和CoFe2O4，其平均直徑都在9～11 nm之間，通過測量在頻率為300 kHz、強度為15 kA/m的磁場中3種物質的比吸收率SAR來比較其熱效率，結果發現Fe3O4、MnFe2O4較CoFe2O4高，三者分別為120、97和37 W/gFe。體外細胞試驗發現BHK 21細胞株的生存力與鐵磁流體劑量有關，磁流體的生物相容性鐵閾濃度為0.1 mg/ml。大于0.2 mg/ml時，CoFe2O4表現出較其他2種磁流體多的毒性。在大鼠靜脈注射不同量（每公斤體重50，200，400 mg）的磁流體后，Fe3O4和MnFe2O4的血液和生化指標沒有明顯改變，而每公斤體重400 mg CoFe2O4組出現血清谷丙轉氨酶升高，提示了CoFe2O4的肝毒性。但是3種磁流體都沒有出現重要臟器的病理改變。總的來說，Fe3O4和MnFe2O4的性能優于CoFe2O4。

翟羽等[10-11]自制了葡聚糖磁流體，并對其進行了表征，研究了其在交變磁場中的升溫情況。結果表明，磁流體在磁場中的升溫速率與鐵氧體的濃度和磁場強度成正線性相關。磁場強度一定時，磁流體的SAR值與鐵氧體濃度成負線性相關；鐵氧體濃度一定時，磁流體的SAR值與磁場強度成正線性相關。磁流體的升溫速率和SAR值與葡聚糖相對分子質量和濃度無關。本研究為水基葡聚糖磁流體應用于臨床奠定了基礎。

熱療用磁流體的研究在主要包括制備方法、表征、生物相容性以及在交變磁場中的產熱效率等方面，國內外相關報道已較多，今后的重點在于用于人體的磁流體的進一步研究。

2 交變磁場

熱療用交變磁場發生設備是產生一定區域內均勻分布的磁場，用來加熱靶區組織中的磁流體，達到加熱組織的目的。磁性納米材料熱療的主要困難在于利用交變磁場得到并保持足夠的熱量同時又不損傷周圍的正常組織。高頻率磁場將在機體引起一些有害的反應，包括非特異性加熱、骨骼肌刺激、心肌刺激與興奮等。可用的磁場頻率應該在0.05～1.2 MHz之間，強度應小于15 kA/m。Atkinson等[12]認為，磁場強度與頻率的積小于4.85*10*8 A/(ms)是可以接受的范圍。

1999年，Jordan[13]報道了他們研究組研制的交變磁場加熱裝置，但該裝置兩磁極間的間隙僅為20 mm，只適合作動物切片試驗。2000年，Jordon研究組等[14]研制出一部交變磁場加熱試驗系統，其工作頻率是100 kHz空氣隙垂直孔徑30～45 cm可調，磁場強度從0～15 kA／m可調。該設備配有工作人員的計算機操作終端，醫生可以通過終端調節控制溫度、磁場強度以及監視治療情況。還可以通過熒光測溫計得到熱量分布圖。2003年，該研究組研發出了可供醫學實驗的交變磁場加熱裝置，該裝置的頻率為100 kHz，磁場強度H在0～15 kA／m可控，放置病人的空間在21～45 cm可調，采用光導纖維溫度計進行溫度測量[15]。Gneveckow U等[16]報道了磁場發生器MFH 300 F劑量推薦以及臨床可應用性，該設備在治療區域內磁場強度可以高達18 kA/m,比吸收率可以在治療過程中通過改變磁場強度直接控制。組織內實際的能量吸收對熱療及熱消融都是足夠的。治療濃度的磁流體在CT掃描上是可見的，而Fe濃度低至0.01 g/L MRI也能夠分辨。研究表明，MFH治療系統可以用于機體深部區域的熱療。

國內東南大學納米科學與技術研究中心在這方面進行了研究，吳亞等[17]設計的試驗用磁場加熱模擬裝置采用環回形磁路，磁路中的空氣隙用于產生高頻磁場，并在勵磁線圈中加入鐵氧體磁芯顯著增強了裝置輸出的磁場強度。該設備的工作頻率為25～120 kHz，磁場強度為6～16 kA/m。使用該設備時可以使室溫下的納米磁性材料升溫達28 ℃。磁加熱腫瘤治療試驗裝置為后期臨床治療設備研究提供了理論準備和實現手段。郭全忠等[18]采用有限元方法對該設備建立了三維模型，并進行了優化。并通過實驗驗證了設備所產生的各個磁場特征參數的變化規律，明確了磁場特征參數與設備尺寸變化的對應關系，通過改變模型的尺寸計算得到磁場參數能夠方便的用于實驗設備原型的設計。

用于臨床治療的設備開始出現，但有待于進一步優化。溫度的檢測與控制始終都是熱療設備所要關注的。早期實驗多采用有創測溫方法，如熱敏電阻或熱電偶，但這2種探頭在交變磁場中都受電磁干擾；光纖溫度傳感器發展使其具有信號處理簡單、探頭小、價格低廉等特點，但是只能測某點的溫度；無創測溫是熱療測溫技術的理想目標，但目前都還處于實驗階段。交變磁場加熱治療腫瘤溫度控制主要有2種手段，一是使用產熱介質自身的特性控制溫度，非磁性材料與磁性金屬的合金有適宜的居里點，但溫度達到居里點后，鐵磁材料失去磁性，溫度不再升高，低于居里點后磁性回復，溫度升高，從而實現對腫瘤的自動控溫；二是通過控制交變磁場發生裝置的電流，調節產生的磁場強度，從而控制溫度。但目前這些方法都還處于試驗階段[19]。

3 動物試驗及臨床應用

磁致熱療最開始是通過手術等方式實現熱籽的植入，再給予外加磁場加熱，以達到熱療的目的。目前主要的給藥方式有兩種，通過外周血管給藥以及局部注射給藥。局部直接給藥的優點在于可以在靶區達到更高的濃度，材料使用相對較少；通過外周給藥，磁流體材料的代謝及動力學復雜，且到達靶區的量難以控制，但通過對材料的修飾可以實現特異的靶向性，還可以攜帶藥物，實現雙重治療作用。

早在1957年，Gilchrist等就用直徑為20～100 nm的Fe2O3顆粒置于1.2 MHz的磁場中加熱各種組織進行實驗研究。1997年，Jordan A等[20]將磁流體注入C3H大鼠乳腺癌移植腫瘤內，將大鼠置于交變磁場中，頻率520 khz，磁場強度在6～12.5 kAm之間，瘤內穩定溫度在47±1.0度，持續30 min，結果腫瘤得到有效控制；該研究還發現腫瘤細胞吸收納米磁性材料的能力為正常細胞的8～400倍。

2004年，Johannsen M等[21]對磁流體熱療微創治療大鼠前列腺癌進行了可行性和潛能的研究。實驗中將磁流體注入瘤內，給與交變磁場照射，熒光測溫計測溫。發現瘤內溫度可以達到50 ℃以上；MFH治療4天后發現79%的鐵磁流體仍然分布在前列腺內。實驗表明，磁流體能夠在前列腺瘤內聚集，能夠在瘤內得到穩定的治療溫度，MFH治療前列腺癌模型是可行的。隨后他們在大鼠前列腺癌模型上進行了一系列的實驗[22]，來研究MFH治療前列腺癌的效果，發現當磁場強度達18 kA/m時瘤內最高溫度可以達到70 ℃。實驗結果表明，MFH相對于對照組而言，腫瘤生長抑制率為44%～51%；前列腺內的鐵含量為82.5%，肝臟為5.3%。實驗表明，MFH顯著抑制了前列腺癌的生長，磁流體瘤內分布是穩定的，治療時不需要重復注入。但最佳實驗方案以及溫度還需要進一步實驗來驗證。

國內東南大學顏士巖等[27]研究了在一定高頻交變磁場下不同濃度的Fe2O3納米磁流體熱療對SMMC7721肝癌的治療作用。實驗發現，SMMC7721細胞經Fe2O3納米磁流體熱療作用后，細胞增殖受到明顯的抑制，細胞凋亡率明顯增加，且與磁流體濃度成依賴關系；動物實驗顯示，納米磁流體熱療對肝癌的體積和質量有明顯的抑制作用。Fe2O3納米磁流體熱療的優點在于：(1)Fe2O3納米磁流體可以作為腫瘤靶向治療的熱種子；(2)在體內實驗中它可以作為溫控開關避免熱療過程中升溫過高；(3)它具有很好的生物相容性、對正常組織損傷小。

倪海燕等[28-29]則自制了As2O3納米磁流體，聯合磁流體熱療治療宮頸癌Siha細胞株。體外實驗研究發現，As2O3納米磁流體可同時發揮As2O3的細胞毒性作用和磁感應加熱的聯合定向治療作用，效果由于單一治療，為臨床治療宮頸癌提供了新的想法。

2005年，Johannsen M等[23]第一次將MFH用于人體腫瘤治療的試驗。病人為前列腺癌局部復發，前列腺CT檢查輔助制定治療計劃，治療前，根據患者個人前列腺解剖差異以及磁流體在前列腺的比吸收率，計算出了達到足夠熱量分布所需的磁流體的量和分布。磁流體在經直腸超聲引導下經會陰部注入前列腺內，磁場頻率為100 kHz，磁場強度為0～18 kA/m。治療的第一和第六個周期給予有創測溫，治療持續60 min。在第一和最后一次治療時，進行CT掃描，以確定磁流體的分布以及給測溫探針定位。在六個星期的治療間期里，磁流體保留在前列腺中。使用了冷卻裝置，病人在沒有麻醉的情況下，耐受良好。對首例病人的治療時，第一個治療周期和第二個治療周期的最大和最小瘤內溫度分別為48.5 ℃、40 ℃和42.5 ℃、39.4 ℃，磁場強度為4.0～5.0 kA/m。

Johannsen M等[24]進行了前瞻性一期臨床試驗,試驗對象為10例前列腺癌局部復發病人,磁流體經會陰局部注射入前列腺,每個病人接受六個周期治療，每次持續60 min。三維溫度分布分析基于前列腺CT，再與侵襲性腔內溫度測量對比。實驗結果表明，在25%磁場強度下得到了熱切除所需的溫度，一種用于MFH治療的無創溫度測量方法有望得到發展，將用于以后的臨床研究中。

2006年，Wust P等[25]也進行了MFH熱療的可行性，耐受性以及溫度等方面的臨床實驗。目前臨床上靶區溫度仍然不令人滿意，需要通過改良給藥技術或者增加磁流體的劑量或是提高磁場強度來進一步改善溫度的分布。根據實際的納米顆粒的分布以及獲得的溫度，可以推測，只要增加磁場強度2 kA/m就能夠顯著的將溫度達到42 ℃的區域增加至將近100%。這預示著基于納米流體加熱技術的巨大潛力。

2007年，Maier-Hauff K等[26]報道了磁流體熱療治療惡性膠質瘤的臨床可行性研究，14例病人在三維影像引導下瘤內局部注入氨基甲硅烷包埋的鐵氧納米顆粒，再用交變磁場加熱，磁流體的量及空間分布通過專門的治療計劃軟件預先設計，磁流體的實際分布由CT來測量。病人接受4～10次治療，磁流體用量為每毫升腫瘤內為0.1～0.7 ml，病人耐受較好，沒有或僅有輕微的副作用。瘤內平均溫度為44.6 ℃，腫瘤得到控制，證實，磁流體熱療可安全用于顱內惡性膠質瘤的治療。

4 問題與展望

磁流體熱療具有良好的靶向性，能夠實現體外無創治療腫瘤；還能攜帶藥物，實現雙重治療作用；毒副作用小，具有較好的生物相容性，因而有很好的應用前景。前期已有許多有意義的體外及動物實驗研究，并初步用于臨床，但仍然存在很多需要進一步研究的方面。首先，在磁流體材料方面，需要選擇綜合性能更高的材料，以提高產熱效率，提高主動靶向性，提高生物相容性，降低毒性，另外還包括對磁流體材料的代謝的系統研究。第二，用于人體的交變磁場發生設備的完善，如何在達到治療目的的同時，不對病人和工作人員造成威脅，將是今后的研究重點。第三，大規模臨床試驗，對磁流體熱療的效果、安全性、副作用等的全面研究。磁流體熱療還可以與其他方法想結合，縮短治療時間，提高治療安全性。

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