基于Fe3O4纳米颗粒产热效应的选择性增强微波消融研究

阮海玲; 汪涛; 洪汝涛

doi:10.12404/j.issn.1671-1815.2507637

科学技术与工程 ›› 2026, Vol. 26 ›› Issue (22) :9366-9375 DOI: 10.12404/j.issn.1671-1815.2507637

基于Fe₃O₄纳米颗粒产热效应的选择性增强微波消融研究

阮海玲 ¹^,²^,³ ,
汪涛 ⁴ ,
洪汝涛 ¹^,^*

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Selective Enhanced Microwave Ablation Using the Heat Generation Effect of Fe₃O₄ Nanoparticles

RUAN Hai-ling ¹^,²^,³ ,
WANG Tao ⁴ ,
HONG Ru-tao ¹^,^*

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摘要

为探索不规则形状肿瘤在2.45 GHz的适形化微波消融,通过Fe₃O₄纳米颗粒构建热点研究了对仿生体模中局部区域进行的选择性增强微波消融。首先采用化学共沉淀法合成Fe₃O₄纳米颗粒,利用透射电镜和Zeta电位分析仪进行了表征测试。理论分析表明,在微波消融的生物传热方程中添加纳米热源项可显著增加产热效果。在培养皿中对5 mL体模进行加热,红外热图证实了纳米颗粒对微波加热的显著增强。在100 mL热致变色仿生体模中分别均匀添加和选择性添加Fe₃O₄纳米颗粒,实验测试了体模内部等间距点在微波消融过程中的温度变化。结果表明:通过在体模内部均匀掺杂Fe₃O₄纳米颗粒,体模中的温度分布仍然呈现轴对称性,纳米颗粒可以降低微波功率缩短加热时间;通过在体模局部注入Fe₃O₄纳米颗粒,体模内部等间距点处的最大温差达到27.7 ℃,实现了对体模的选择性微波消融。可见通过局部注入Fe₃O₄纳米颗粒,可实现体模等间距点处的选择性增强微波消融,同时避免中心碳化现象和对周围正常组织的过度治疗,为研究不规则形状肿瘤的适形化微波消融提供了参考。

Abstract

In order to explore the effectiveness of microwave ablation at 2.45 GHz on irregularly shaped tumors, Fe₃O₄ nanoparticles were used to generate hotspots and to investigate enhanced microwave ablation in specific areas of biomimetic phantoms. Fe₃O₄ nanoparticles were synthesized using a chemical co-precipitation method and were characterized using transmission electron microscopy and a Zeta potential analyzer. Theoretical analysis indicated that adding a nano heat source term into the biological heat transfer equation for microwave ablation can significantly enhance heat generation. 5 mL phantom in a culture dish was heated, and a significant improvement in microwave heating was observed due to the presence of nanoparticles, as verified by infrared thermography. Additionally, Fe₃O₄ nanoparticles were uniformly and selectively added in a 100 mL thermochromic biomimetic phantom, and temperature changes at equidistant points within the phantom were measured experimentally during microwave ablation. The results show that uniformly doping Fe₃O₄ nanoparticles throughout the phantom ensures that the temperature distribution remains axially symmetric, and these nanoparticles are effective in reducing microwave power and shortening heating time. Furthermore, when Fe₃O₄ nanoparticles are locally injected into the phantom, the maximum temperature difference at equidistant points inside the phantom reaches 27.7 ℃, enabling selective microwave ablation of the phantom. It is concluded that local injection of Fe₃O₄ nanoparticles enables selective enhanced microwave ablation at specific points in the phantom. This approach helps prevent central carbonization and excessive damage to the surrounding tissues, which is a reference for conformal microwave ablation in irregularly shaped tumors.

Graphical abstract

关键词

微波消融 / 纳米颗粒 / 不规则形状 / 热致变色仿生体模 / 选择性增强

Key words

microwave ablation / nanoparticles / irregular shape / thermochromic biomimetic phantom / selective enhancement

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阮海玲, 汪涛, 洪汝涛. 基于Fe₃O₄纳米颗粒产热效应的选择性增强微波消融研究[J]. 科学技术与工程, 2026, 26(22): 9366-9375 DOI:10.12404/j.issn.1671-1815.2507637

RUAN Hai-ling, WANG Tao, HONG Ru-tao. Selective Enhanced Microwave Ablation Using the Heat Generation Effect of Fe₃O₄ Nanoparticles[J]. Science Technology and Engineering, 2026, 26(22): 9366-9375 DOI:10.12404/j.issn.1671-1815.2507637

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当前,全球每年有大量患者因为癌症而失去生命,癌症是人类健康面临的头号杀手,如何战胜癌症是迫切需要研究的问题^[1]。外科手术、放射治疗、化学治疗等传统疗法让患者承受巨大的痛苦,然而对肿瘤细胞的杀死不够彻底、容易引起肿瘤转移或复发,术后3年存活率较低,热消融疗法已经发展成为当前治疗恶性实体肿瘤的主要方法^[2-3]。用于肿瘤热消融的高压电穿孔采用10~30 kV/cm的纳秒级高压电脉冲会对人体主要器官(如心脏)有副作用,光的穿透性有限导致光热疗法尚未在临床上取得大规模应用。微波消融完全避开了这些缺陷,且具有效率高、创伤小、痛苦少、并发症少等优点,是不可切除肿瘤和实体瘤(如肝癌、肺癌和结直肠癌等)转移的关键治疗方法,在临床上获得大量应用。尽管微波消融的优势十分明显,但微波消融后肿瘤的复发和转移率仍然很高,直径3 cm以上的肿瘤消融后3年内有60%的转移率^[4-5]。由于大多数实体肿瘤的形状不规则,要彻底杀死肿瘤避免复发或转移,消融区必须完全覆盖肿瘤边界5 mm以上,导致对肿瘤周围正常组织的严重热损伤和副作用^[1-2]。因此,发挥微波消融的优势并改善其副作用对于癌症治疗至关重要。

微波消融用于临床治疗肿瘤始于1994年,Seki等^[6]用消融天线经皮穿刺直接在患者体内肿瘤形成高温来杀死肿瘤。多年来,经吴孟超等^[7]和董宝玮等^[8]推广普及,微波消融技术已成为临床上的常用治疗方法,该技术成功用于治疗大量的肝癌等实体肿瘤。微波消融技术通常使用2.45 GHz高频电磁波使生物组织中的水分子等极性分子发生高速旋转振动,大量分子间因摩擦产热形成60 ℃以上的高温导致肿瘤组织凝固性坏死。实际应用中,该技术一般采用直径约2 mm的天线经皮穿刺到实体肿瘤中,天线辐射的微波直接加热四周的生物组织,温度高于60 ℃时导致组织内细胞直接凋亡并失去活性,从而实现瞬时彻底杀死癌变组织的目标^[1-2]。

现阶段,通过提升微波功率来增加天线辐射的电场强度,或延长微波消融时间,这两种方法能增加微波热源的累加作用效果,从而扩大微波对生物组织的消融范围^[9]。然而,增加微波功率有3个弊端:一是会导致中心点温度高于100 ℃,出现碳化现象,或癌变组织液沸腾转移到正常组织中;二是其消融范围有限,对直径3 cm以上的大肿瘤难以彻底杀死,导致肿瘤复发;三是消融天线的辐射范围是呈对称性分布,难以控制消融范围并实现靶向热疗,过度治疗十分严重,在彻底杀死肿瘤的同时过度地杀伤了周围的正常组织,肝癌消融后部分患者已无正常肝功能,灭除肿瘤后患者由于缺乏正常肝组织的代谢功能而离世^[1-2]。如何实现对肿瘤靶向加热的同时避免对周围正常组织的杀伤,实现对肿瘤的选择性杀伤和精准治疗,是当前迫切需要研究的问题。

针对当前微波消融面临的这些实际问题,大量的研究探索开发了金属有机框架MOFs、贵金属纳米颗粒等微波增敏剂,通过使用不同的纳米材料调控微波电磁场中的产热,以提高微波消融的温度和效率。Zhang等^[10]报道了铁基金属有机框架纳米药物对肝细胞癌微波消融的消融边缘的扩展。Zhang等^[11]利用金-碳复合纳米材料在20~65 ℃提高了单次消融对细胞的损伤。Tian等^[12]利用金-二氧化硅界面产生的分子热点及其中空纳米结构的纳米介电限域效应来降低微波功率并缩短消融时间。江泽龙等^[13]采用粒径约100 nm的多孔空心氧化铁纳米增敏剂在56.89 μg/mL和45 ℃条件下将肿瘤细胞生存率降低至50%。乔永琴等^[14]利用COMSOL软件仿真了在6个点同时注射Fe₃O₄纳米颗粒实现类球形肝肿瘤的微波消融^[14]。这些研究表明,生物组织中的纳米材料对微波产热有显著的增强作用,然而有些纳米增敏剂的制造工艺十分复杂、成本较高、难于大规模应用,需要探索高性价比的Fe₃O₄纳米颗粒实现微波消融的温度增强并改变温度分布^[15-17]。现有的研究大多是在细胞、组织中均匀地添加纳米材料,因此其高温消融区域具有类球形对称性,而实际肿瘤形状往往是不规则的,形状不对称肿瘤的过度治疗等问题亟须探索。

已有研究采用COMSOL软件仿真了微波消融^[18]和纳米颗粒用于肿瘤的线圈磁场热疗^[19],在此基础上,现探索用纳米颗粒实现不对称微波消融,根据肿瘤的形状大小和周围环境,选择性注入纳米颗粒,调节微波消融范围,减小过度治疗。首先采用化学共沉淀法合成Fe₃O₄纳米颗粒,通过高分辨透射电子显微镜对样品进行表征和测试。根据微波消融产热时的生物传热方程,在培养皿中对5 mL生物体模分别进行有无纳米颗粒的实验对比,利用红外热图得到体模微波加热过程中的温度分布和温度变化。再将Fe₃O₄纳米颗粒选择性注射到100 mL热致变色体模中,探索体模微波消融的选择性增强加热和对局部区域的增强消融,为纳米颗粒靶向微波消融肿瘤奠定理论依据与实验基础。

1 Fe₃O₄纳米颗粒和仿生体模的制备

目前已有很多报道Fe₃O₄纳米颗粒的制备方法,采用较多的方法有化学共沉淀法、溶剂热法、热分解法、研磨法、微乳液法等。溶剂热法和热分解法需要200 ℃左右的高温条件,微乳液法的优点是分散性好而缺点是分子间隙大,相比之下,化学共沉淀法非常适合在实验室制备氧化物纳米颗粒^[15-17]。首先用超声波除氧法破碎去离子水,再通过加热排除去离子水中的气泡团聚形成脱气水。将2.7 g黄褐色的FeCl₃·6H₂O粉末、1 g黄绿色的FeCl₂·4H₂O粉末和4 g NaOH粉末分别溶解在100 mL脱气水中。然后立即用刚刚配制的FeCl₃和FeCl₂溶液按2∶1物质的量比混合(20 mL FeCl₃ + 10 mL FeCl₂)后放置在三颈烧瓶中,使用磁力搅拌器剧烈搅拌 (600 r/min),缓缓滴入NaOH溶液(约30 mL),在碱性水浴中使反应温度在70 ℃左右,反应持续约50 min,溶液逐渐变黑后形成沉淀物。待反应结束后离心,去掉上层液体,用磁铁吸附分离黑色沉淀物后,用去离子水多次洗涤沉淀物后再用乙醇清洗,在60 ℃的干燥箱中真空干燥6 h,得到黑色粉末。如图1所示,通过优化反应的实验条件,可获得性能较好的Fe₃O₄纳米颗粒。

采用高分辨透射电子显微镜HTEM Talos F200X G2对制备的Fe₃O₄纳米颗粒进行表征,同时利用该设备对样品进行了能量色散X射线光谱(energy dispersive X-ray spectroscopy,EDS)分析及元素成分分析,利用Zeta电位分析仪分析了纳米颗粒的粒径分布,测试结果如图2所示。

由于生物伦理要求及条件限制,针对临床治疗中使用的微波消融技术及其瓶颈问题,采用体模代替组织进行模拟实验研究,并在文献基础上配制了模拟生物组织的仿生体模^[20]。该体模由鸡蛋清、丙烯酰胺水溶液、过硫酸铵溶液、四甲基乙二胺溶液、去离子水5种液体按照体积比30∶24.8∶0.5∶0.2∶44.5构成,每100 mL混合液体中还需另添加催化剂N,N'-亚甲基双丙烯酰胺固体粉末0.45 g。通过磁力搅拌器低速旋转使各种成分全部溶解并混合均匀后,静置20 min左右可得到透明的果冻状体模。在此基础上添加热致变色油墨进行改进,得到热致变色仿生体模,如图3所示,该体模低于60 ℃时呈现鲜红色,温度高于60 ℃时发生不可逆变色,从鲜红色变成白色。

2 Fe₃O₄纳米颗粒在微波电磁场中的产热效应

美国科学家Pennes^[21] 在研究人体前臂组织的温度分布时,首次提出了生物传热方程,该方程自1948年提出后广泛应用于分析生物组织及仿生体模的传热过程。仿生体模微波消融时的温度变化,可用生物传热方程表述^[9]为

(1)

${\rho }_{t}{C}_{t}\frac{\partial T}{\partial t}=\nabla ·(k\nabla T)+{Q}_{EM}$

式(1)中:T为温度;t为时间;ρ_t为体模密度;C_t为体模比热; k为体模热导率;Q_EM为微波热源项,即微波消融时天线电磁场在体模中产生的热量,Q_EM依赖于体模电导率σ和体模中的电场强度

$E{(r,\varphi )}^{}。$

^[9]

(2)

${Q}_{EM}=\frac{\sigma }{2}{\left|E(r,\varphi )\right|}^{2}$

首先将Fe₃O₄纳米颗粒添加到体模中,研究在微波电磁场作用时纳米颗粒的产热效果。实验分为两组,一组为仿生体模,另一组为体模中添加经超声分散的0.01 g/mL的Fe₃O₄溶液。由于PTFE塑料有良好的微波穿透性,在PTFE塑料培养皿中配置5 mL含0.05 g Fe₃O₄纳米颗粒的体模,未添加Fe₃O₄纳米颗粒的5 mL正常体模为对照组。将培养皿放置在微波加热试验箱中,采用红外热像仪对体模进行温度测量,每隔10 s采集1幅温度分布图,观察体模在微波电磁场作用下的温度变化。

在5 W微波功率加热90 s的过程中,仿生体模平均温度从24.4 ℃上升到32.5 ℃,加入纳米颗粒后体模的平均温度从22.1 ℃上升到35.1 ℃,平均加热速度从0.09 ℃/s增加到0.14 ℃/s,升温速率增加了60%。从图4~图6中可以看出两点:一是微波对仿组织体模有明显的加热作用;二是在体模中添加Fe₃O₄纳米颗粒以后温度上升显著增强,这表明纳米颗粒在电磁场中具有较强的产热效果,且产热随时间非线性变化。基于纳米颗粒的显著产热效果,探索将其用于较大体积体模的高温微波消融实验。

3 基于Fe₃O₄纳米颗粒产热效应的体模局部强化微波消融

基于Fe₃O₄纳米颗粒在微波加热过程中的辅助产热效应,探索将其直接应用于微波消融中,构建等间距点处的不对称温度分布。微波消融已在临床上成千上万次应用,其主要结构由微波消融仪模块、微波传输模块、测温模块、同轴消融天线等构成。如图7和图8所示,采用温度采集仪、热电偶探针等设备搭建测温模块,选择的热电偶探针外径约0.5 mm以避免其对微波电磁场的干扰。采用3D打印的固定支架、同轴缝隙天线、热电偶探针、刻度尺、微波体模等实验设备材料的局部放大如图7所示。微波消融体模时测温点的位置分布如图8所示,点O为体模横截面中心,3个不对称分布的测温点位置及照片如图8(a)和图8(b)所示,4个对称分布的测温点位置及照片如图8(c)和图8(d)所示。100 mL果冻状热致变色体模置于PTFE烧杯(其塑料壁厚2.5 mm、外直径74 mm),体模为圆柱形,半径约34.5 mm,高度27.5 mm。25~30 ℃为室内温度也就是体模消融实验的初始温度,当温度高于60 ℃时将发生变色,用于模拟生物组织高于60 ℃时瞬时发生的不可逆热损伤,实验测试60 ℃以上的热损伤范围。

设置消融系统微波功率为15 W且体模中不含纳米颗粒时,测温点A、B、C距点O分别为4、8、12 mm,三点温度均小于60 ℃,加热99 s后体模内只有2 mm左右的很小区域因高温变成白色。在全部体模中均匀掺杂Fe₃O₄纳米颗粒,整个体模由红色变成黑色,与不含纳米颗粒的体模消融过程相比,15 W微波功率加热99 s后,所有测温点的温度均明显增加,A点由51.7 ℃增加到85.8 ℃,B点由36.8 ℃增加到51.9 ℃,C点由33.3 ℃增加到43.4 ℃,测温曲线和消融区域如图9所示。

如图9所示,不含纳米颗粒时,除了天线附近2 mm的小范围,体模内温度均小于60 ℃,微波消融的范围非常小,曲线图验证了剖面图的结果。均匀掺杂Fe₃O₄纳米颗粒后,整个体模内部60 ℃以上的白色温度区域明显增加至4 mm以上,呈轴对称状分布在天线的四周,其中黄色虚线为60 ℃以上的微波消融区域。由A点温度曲线可知,在4 mm的范围内温度已大于60 ℃,和剖面图结果一致。有无Fe₃O₄纳米颗粒的对比消融实验表明,在消融天线辐射的微波电磁场作用下,含有Fe₃O₄纳米颗粒的体模,纳米颗粒产热导致温度明显上升;由于Fe₃O₄纳米颗粒均匀分布在体模中,消融过程的温度分布仍然呈现轴对称性,和天线辐射的电磁场分布类似,对于几何形状不规则的肿瘤消融问题,通过均匀掺杂Fe₃O₄纳米颗粒难以达到预期效果。

根据式(2)可知,在体模中加入纳米颗粒后材料电导率会发生改变,微波功率改变后场强也随之改变,这两者都会显著影响微波热源的产热。对于不含有纳米颗粒的体模,增加输入微波功率及电场强度分布可以增加消融热源强度,从而扩大其消融范围。当微波功率增加到20 W时,微波消融的效果已经大于15 W时含有纳米颗粒的体模。微波功率设置为25 W加热90 s时(为避免温度高于100 ℃的碳化现象,体模内测温点温度达到100 ℃时停止),3个测温点A、B、C的温度分别为101.1、42.0、29.3 ℃。作为对比,同样的微波体模用20 W微波加热相同的时间,3个测温点A、B、C的温度分别为70.3、35.0、27.7 ℃,如图10所示。随着加热时间增加,各点温度均明显上升,A点达到100.5 ℃以后又在6 s内下降到99.5 ℃然后又上升到101.1 ℃,这可能是碳化过程的相变导致的。

当微波功率增加到25 W时,微波消融的温度已经超过100 ℃,已经出现碳化现象,因此停止加热。剖面图显示,此时微波消融范围明显增加,靠近天线中心处体模已经粉化,开始变质并失去黏性和弹性,由于中心温度高于100 ℃此时体模内水分沸腾蒸发,两者的结果具有一致性。横截面照片表明,和15 W微波功率相比,微波功率为20 W或25 W时体模内部均有非常明显的区域发生变色现象。功率25 W时体模中心区域已经从果冻凝胶状变成白色粉状,这是由于温度高于100 ℃时体模内部的水分蒸发所致。增加微波功率的实验表明,一是增加微波功率后微波热源显著增加,产热效果十分明显,在距离体模中心4 mm的地方体模温度达到100 ℃以上,出现碳化现象,应该避免使用25 W的微波直接加热;二是温度分布仍然呈现轴对称性,对于几何形状不规则的肿瘤适形化消融问题,仅通过改变微波功率难以解决。

以上实验表明,15 W微波功率的消融范围太小,25 W微波功率难以避免碳化现象,两者都有弊端,接下来用20 W微波功率进行实验。在体模中均匀掺杂Fe₃O₄纳米颗粒后,整个体模内部的温度分布仍然呈现轴对称性,对不规则形状肿瘤的适形化消融无效,因此探索在体模中局部注射Fe₃O₄纳米颗粒,这样天线两侧的体模分别含有纳米颗粒和不含有纳米颗粒。由于同轴缝隙天线辐射的电磁场是轴对称的,在同样的电磁场强度下,体模温度变化主要取决于纳米颗粒的影响。天线和热电偶探针全部在凝胶体模中固定以后,在体模的一侧注射Fe₃O₄纳米颗粒。采用20 W微波加热98 s后,C、D、E、F四点的温度曲线如图11所示,距离体模中心6 mm的E点和D点温度分别为64.0 ℃和36.2 ℃,距离体模中心12 mm的F点和C点温度分别为33.5 ℃和31.8 ℃。体模内部横截面如图11所示,红色线段为天线轴线所在位置。在20 W微波功率作用下,未掺杂Fe₃O₄纳米颗粒的体模其消融范围为4~6 mm, 含有Fe₃O₄纳米颗粒的体模其消融范围为6 mm以上,整个消融区域呈现明显的不对称性和不规则形状。

综上可见,在体模内部选择性注射Fe₃O₄纳米颗粒的实验表明:一是可以降低微波功率和消融时间,避免了高功率直接导致的中心高温碳化现象,可避免癌变组织沸腾和转移;二是改变了微波消融的范围和边界,温度分布具有不对称性,而实际肿瘤的形状几乎都是不规则的,有利于实现适形化消融,减少对正常组织的过度杀伤;三是Fe₃O₄纳米颗粒的产热效果十分明显,距离天线中心6 mm的体模两点之间最大温度差达到27.7 ℃,可实现对不规则肿瘤的选择性增强消融。通过在等间距点处进行不对称微波消融和选择性增强杀伤,为探索不规则形状的适形化微波消融提供了可行方法。

4 讨论

Fe₃O₄纳米颗粒是利用线圈磁场进行肿瘤热疗的主要热源,其生物相容性、代谢、长期留存和毒性等特性已得到较为广泛的研究,但是基于局部选择性微波消融的肿瘤靶向治疗实验尚未见报道。本文目的是建立Fe₃O₄纳米颗粒选择性增强微波消融疗效的物理机制和实验验证,为动物实验和临床治疗提供依据。目前,微波消融是直径小于3 cm肿瘤的首选治疗方案,然而对于3 cm以上的较大肿瘤,微波消融过程中对肿瘤和正常组织无差别杀伤,导致过度治疗十分严重。已有研究大多在肿瘤和正常组织中均匀使用纳米颗粒,显著增加了升温速率和升温范围,但不能有效解决对正常组织的无差别杀伤问题。如何利用纳米颗粒的疗效选择性增加对肿瘤的彻底杀伤,同时对正常组织几乎不造成损伤,实现靶向微波消融,迫切需要开展实验研究。因此,本次研究的重点是即时热动力学和即刻凝固性坏死区。

Fe₃O₄纳米颗粒是美国食品药品监督管理局(Food and Drug Administration,FDA)唯一获批的可生物降解和代谢的磁性纳米材料,具有优良的生物相容性和超顺磁性^[22]。Fe₃O₄纳米颗粒本身也能作为一种治疗药物,参与肿瘤治疗,目前已经应用于线圈磁场热疗^[22]。已有研究表明,在实验兔体内的Fe₃O₄纳米材料具有良好的磁场热疗效果、较低的生物毒性,表现出可接受的生物相容性和体内耐受性,在兔体内长期多次重复使用线圈磁场热疗,均可在肿瘤区域获得均匀分布的50 ℃热消融温度,能够有效杀死肿瘤^[23]。

通过荧光标记等方法研究表明,低浓度纳米级Fe₃O₄颗粒注射到肿瘤组织内部,可通过肝脏或肾脏等途径代谢后排出体外^[24-25]。采用0.01 g/mL低剂量的纳米级颗粒,可被实验动物正常代谢。已有研究通过对肝脏和肾脏等器官组织病理学检查、血液生化检测等方法,监测肝脏和肾脏功能随时间的变化,表明用于磁场线圈热疗的Fe₃O₄纳米颗粒可以通过铁储存途径(铁蛋白/含铁血黄素等)代谢,并在数周至数月内清除^[25]。开展Fe₃O₄纳米颗粒选择性微波消融动物体内肿瘤后,可在多个时间点(如1、7、30、90 d)分析主要器官(肝脏、肾脏)的铁含量,对这些器官进行组织病理学检查及功能变化监测,以评估慢性炎症反应或组织损伤,量化研究纳米颗粒在动物体内的长期留存和毒性。基于所用Fe₃O₄纳米颗粒与文献中材料的相似性^[22-25],可估计出,其动物体内的生物相容性和毒性处于可接受的范围。

本次研究主要存在两个方面的局限性。一是缺乏Fe₃O₄纳米颗粒在动物体内肿瘤即时消融效果的验证。在下一步的动物实验中,拟在裸鼠体内建立皮下肿瘤模型,采用瘤内或静脉注射Fe₃O₄纳米颗粒给药,经皮穿刺消融天线探针直达肿瘤内部,通过几何测量和组织学染色分析监测鼠体内肿瘤消融效果。二是缺乏在动物体内使用Fe₃O₄纳米颗粒选择性微波消融后的肿瘤复发研究。肿瘤边缘的高温损伤不彻底、炎症反应等可能诱使肿瘤复发^[1-2,25],开展动物体内肿瘤选择性微波消融实验可在术后30~60 d监测消融部位的肿瘤复发情况。可对复发肿瘤进行TUNEL染色检测细胞凋亡和Ki67染色检测细胞增殖,以区分不完全消融和侵袭性再生。采用消融后免疫治疗能够解决可能出现的肿瘤微观残留和复发问题。

5 结论

基于纳米颗粒对微波加热的增敏效果,采用Fe₃O₄纳米颗粒产热并通过仿生体模实验进一步拓展了其实际应用场景。首先将Fe₃O₄纳米颗粒均匀掺杂在5 mL体模中并在培养皿中验证了其产热效果。然后将Fe₃O₄纳米颗粒均匀掺杂在100 mL热致变色体模中,探索其对体模各点的微波消融增强,得到以下结论。

(1)通过局部注射Fe₃O₄纳米颗粒,实现了等间距点处的不规则微波消融,这对临床上避免消融中心高温碳化、消融边缘过度治疗等问题有参考作用,对将来实现任意形状肿瘤的精准化微波消融有参考意义。

(2)利用纳米颗粒的各种纳米效应,还可以减小微波功率,缩短消融时间,避免出现碳化现象,将微波能量精准地聚焦在肿瘤靶向区域,最大化的确保正常组织功能,实现真正意义上的靶向热疗。

参考文献

原文顺序 | 出版日期 | 本文引用

[1]	Du Y Q, Zhou J L, He F, et al. A bright future: advanced nanotechnology-assisted microwave therapy[J]. Nano Today, 2023, 52: 101963.

[2]	Gu C H, Zhang J Z, Gao W H, et al. Advances and applications of hyperthermia in tumor therapy: mechanisms, techniques, and clinical integration[J]. International Communications in Heat and Mass Transfer, 2025, 164: 108895.

[3]	刘彬, 殷波, 徐靖, 等. 微波消融治疗良性甲状腺结节1 928例临床分析[J]. 南昌大学学报(医学版), 2023, 63(1): 45-48.

[4]	Liu Bin, Yin Bo, Xu Jing, et al. Microwave ablation for benign thyroid nodules: a clinical analysis of 1 928 cases[J]. Journal of Nanchang University (Medical Sciences Edition), 2023, 63(1): 45-48.

[5]	渠文静. 初治原发性肝癌超声引导下经皮微波消融治疗术后并发症及疗效分析[D]. 长春: 吉林大学, 2024.

[6]	Qu Wenjing. Analysis of postoperative complications and therapeutic effects of ultrasound-guided percutaneousmicrowave ablation for primary liver cancer with initial treatment[D]. Changchun: Jilin University, 2024.

[7]	刘征玉, 夏要友. 微波消融在肝脏恶性肿瘤中的应用及研究进展[J]. 中国现代医生, 2025, 63(13): 110-113.

[8]	Liu Zhengyu, Xia Yaoyou. Application and research progress of microwave ablation in malignant liver tumors[J]. China Modern Doctor, 2025, 63(13): 110-113.

[9]	Seki T, Wakabayashi M, Nakagawa T, et al. Ultrasonically guided percutaneous microwave coagulation therapy for small hepatocellular carcinoma[J]. Cancer, 1994, 74(3): 817-825.

[10]	吴孟超, 陈汉, 陈夷, 等. 消融疗法在肝癌治疗中的作用[J]. 中国微创外科杂志, 2002(2): 3-5.

[11]	Wu Mengchao, Chen Han, Chen Yi, et al. The function of ablation therapy in the treatment of liver cancer[J]. Chinese Journal of Minimally Invasive Surgery, 2002(2): 3-5.

[12]	李欣, 董宝玮. 超声新技术在局部热消融治疗肝肿瘤中的研究进展[J]. 中国超声医学杂志, 2011, 27(9): 855-857.

[13]	Li Xin, Dong Baowei. Progress on new ultrasonic technology in the local thermal ablation for liver tumors[J]. Chinese Journal of Ultrasound in Medicine, 2011, 27(9): 855-857.

[14]	Wang Tao, Zhao Gang, Qiu Bensheng. Theoretical evaluation of the treatment effectiveness of a novel coaxial multi-slot antenna for conformal microwave ablation of tumors[J]. International Journal of Heat and Mass Transfer, 2015, 90: 81-91.

[15]	Zhang D Y, Zhang Y X, Luo Y C, et al. Perfluoropentane/apatinib-encapsulated metal-organic framework nanoparticles enhanced the microwave ablation of hepatocellular carcinoma[J]. Nanoscale Advances, 2023, 5(18): 4892-4900.

[16]	Zhang Y T, Li B T, He J W, et al. Hemoglobin-loaded hollow mesoporous car-bon goldnanocomposites enhance microwave ablation through hypoxia relief[J]. Journal of Nanobiotechnology, 2025, 23(1): 326.

[17]	Tian W, Sun H Y, Xu Z Q, et al. Gold-embedded yolk-shell mesoporous organosilica nanocomposite for microwave-enhanced targeted chemotherapy and immune modulation in hepatocellular carcinoma[J]. Biomaterials, 2026, 324: 123533.

[18]	江泽龙, 赵昌. 多孔空心氧化铁纳米增敏剂增强射频消融的研究[J]. 现代仪器与医疗, 2025, 31(3): 24-29.

[19]	Jiang Zelong, Zhao Chang. Porous hollow iron oxide nanosensitizers for enhanced radio-frequency ablation[J]. Modern Instruments and Medical Treatment, 2025, 31(3): 24-29.

[20]	乔永琴, 南群. 多点注射Fe₃O₄辅助肝组织微波消融的有限元分析[J]. 生物医学工程研究, 2025, 44(2): 112-118.

[21]	Qiao Yongqin, Nan Qun. Finite element analysis of microwave ablation of liver tissue assisted by multi-siteinjection of Fe₃O₄[J]. Journal of Biomedical Engineering Research, 2025, 44(2): 112-118.

[22]	Baldea I, Iacovita C, Gurgu R A, et al. Magnetic hyperthermia with iron oxide nanoparticles: from toxicity challenges to cancer applications[J]. Nanomaterials, 2025, 15 (19): 1519.

[23]	Varalli L, Berlet R, Abenojar E C, et al. Applications and efficacy of iron oxide nanoparticles in the treatment of brain tumors[J]. Pharmaceutics, 2025, 17 (4): 499.

[24]	Abidin M, Ikram M, Moeen S, et al. A comprehensive review on the synthesisof ferrite nanomaterials via bottom-up and top-down approaches: advantages, disadvantages, characterizations, and computational insights[J]. Coordination Chemistry Reviews, 2024, 520: 216158.

[25]	杨得富, 曹秒, 颜丙宝. 基于有限元方法的不同类型肿瘤微波消融区域分布[J]. 科学技术与工程, 2020, 20(16): 6375-6384.

[26]	Yang Defu, Cao Miao, Yan Bingbao. Tempera-ture distribution of microwave ablation regions of different types of tumor tissues based on finite element method[J]. Science Technology and Engineering, 2020, 20(16): 6375-6384.

[27]	王珂, 张璐, 安博, 等. 磁热耦合下不同注射方式对温度场的影响[J]. 科学技术与工程, 2022, 22(31): 13772-13778.

[28]	Wang Ke, Zhang Lu, An Bo, et al. Influence of different injection methods on temperature field distribution under magneto-thermal coupling[J]. Science Technology and Engineering, 2022, 22(31): 13772-13778.

[29]	陶洁. 高强度聚焦超声作用下生物组织温度变化规律研究[D]. 杭州: 中国计量大学, 2023.

[30]	Tao Jie. Study on the temperature change of biological tissues under the action of high-intensity focused ultrasound[D]. Hangzhou: China Jiliang University, 2023.

[31]	Pennes H H. Analysis of tissue and arterial blood temperatures in the resting human forearm[J]. Journal of Applied Physiology, 1948, 1(2): 93-122.

[32]	杨凯, 王淇, 李浩篪, 等. Fe₃O₄磁性纳米载药系统治疗食管癌的研究进展[J]. 中国胸心血管外科临床杂志, 2024.DOI: 10.7507/1007-4848.202407064.

[33]	Yang Kai, Wang Qi, Li Haochi, et al. Research progresson Fe₃O₄ magnetic nanodrug delivery system in the treatment of esophageal cancer[J]. Chinese Journal of Clinical Thoracic and Cardiovascular Surgery, 2024.DOI: 10.7507/1007-4848.202407064.

[34]	杨丽媛, 陈华波, 周茜, 等. 磁性纳米四氧化三铁在肿瘤热疗领域中的研究进展[J]. 黑龙江医学, 2020, 44(5): 698-701.

[35]	Yang Liyuan, Chen Huabo, Zhou Xi, et al. Research on iron oxide nanomaterials for tumor hyperthermia[J]. Heilongjiang Medical Journal, 2020, 44(5): 698-701.

[36]	严肖, 徐姚, 张静, 等. Fe₃O₄磁性纳米材料在医学领域中的研究进展[J]. 西南医科大学学报, 2025, 48(1): 105-110.

[37]	Yan Xiao, Xu Yao, Zhang Jing, et al. Research progress of Fe₃O₄ magnetic nanomaterials in the medical field[J]. Journal of Southwest Medical University, 2025, 48(1): 105-110.

[38]	Jacinto C, Javed Y, Lavorato G, et al. Biotransformation and biological fate of magnetic iron oxide nanoparticles for biomedical research and clinical applications[J]. Nanoscale Advances, 2025, 7 (10): 2818-2886.