磁性纳米粒子，包括由超顺磁性铁氧化物（SPIOs）制成的纳米粒子，用于各种磁成像和治疗技术。基于体内磁性纳米粒子检测的成像技术包括磁共振成像（MRI）、磁粒子成像（MPI）、磁致超声（MMUS）和磁光声成像（MPAI）。临床前数据显示，通过监测从相同磁性纳米粒子获得的成数据，可以在单次治疗过程中动态调节加热磁性纳米粒子所需的条件，包括能量考虑、粒子修饰、定位和暴露时间。本综述探讨将磁性纳米粒子介导的成像技术与磁流体热疗（MFH）结合，以选择性和**地加热肿瘤部位，同时对周围健康组织造成损害的潜在应用。影像引导的MFH可以根据磁性纳米粒子在肿瘤和邻近器官中的生物分布信息以及热剂量体积分布提供个性化的治疗方案。还讨论了将MFH启用的磁成像技术转化为临床应用的要求——开发具有良好生物安全性、*佳磁性能和*大磁成像信号的磁性纳米粒子制剂；以及将磁成像和加热硬件集成到一个平台中。

热疗定义为细胞或组织温度升高至41–46 °C，这会引发癌细胞中一种特定的压力反应，未折叠蛋白反应。这种压力还会导致热休克蛋白和肿瘤特异性抗原在癌细胞膜上的过表达，这使得免疫细胞被激活并识别热应激的肿瘤细胞。下图列出了在热疗期间肿瘤内发生的生物学反应。

MFH是*常见的热疗方式，其中磁性纳米颗粒在AMF存在的情况下产生热量。磁性纳米颗粒高效将AMF能量转化为热量，导致载有这些纳米颗粒的癌细胞温度升高（框1）。MFH程序中使用的电磁波位于低射频（约100 kHz至1 MHz），被认为是安全的，并且可以到达人体内任何深度的肿瘤。此外，这个频率范围减轻了反应的风险，例如神经刺激，这使得这种方法适合临床应用。在该范围内调整激发频率以匹配磁性纳米颗粒的自然共振，可以*大化加热。增加的场强进一步提高肿瘤温度，并可能缩短治疗时间；因此，操纵磁场强度，通常从0 kA m–1到1 kA m–1（对应于高达22.7 mT的磁通密度），对于将MFH的温度升高保持在安全范围内也至关重要。

磁性纳米粒子的稳定性可以通过用生物相容性材料如壳聚糖、右旋糖酐或二氧化硅进行包被而得到改善。聚乙二醇（PEG）可以与这些包被物偶联，以增加磁性纳米粒子的血液衰期。例如，用10纳米的PEG稳定的超顺磁性氧化铁（SPIO）纳米粒子处理，在小鼠鳞状细胞癌中实现了每克肿瘤1.9毫克Fe的高浓度和>16的肿瘤与非肿瘤比率。在MFH两分钟后，这些粒子将肿瘤温度升高到60℃。

评估磁性材料在AMF中的加热效率通常使用两个指标：比吸收率和比损耗功率（P）。尽管它们的测量单位相同（W g–1），但这两个指标描述的现象不同。比吸收率测量每克组织吸收，常用于量化射频暴露，而SLP表示每克纳米粒子吸收的能量（即加热能力）。目前，SLP比比吸收率更常量化纳米粒子介导的热疗效果。原则上，磁性纳米粒子的SLP值与AMF强度的平方直接相关。然而，从材料来看，磁性纳米粒子的SLP值还取决于其整体成分（决定其磁性）、尺寸和分散性（因为SL值随单分散性的增加而增加）。如果所有粒子的尺寸和形状几乎相同，则认为纳米粒子样品是单分散的；如果它们的尺寸和变化很大，则认为是多分散的。尺寸分布窄的磁性纳米粒子往往具有均匀的磁矩，这使它们在磁场下表现出相干性且增加了它们的SLP值。事实上，磁性纳米粒子的尺寸是一个关键因素：纳米粒子必须足够大（即具有足够的磁性材料）对AMF作出反应，但又必须足够小，以便在体温下保持超顺磁性，这使得它们可以用于磁共振成像的MFH。磁性纳米粒子的SLP值还受到其形状各向异性的影响，这一因素影响了磁性纳米粒子对外部的响应。棒状或椭球形等形状比球形粒子表现出更有利的磁驰豫行为。

基于Fe、Mn、Co、Zn、Ni、Mg和/或Gd的多种混合金属氧化物或铁氧体纳米材料已被探索用于MFH应用。然而，由于其生物相容性和毒性，SPIO磁性纳米粒子（通常由磁铁矿（Fe3O4）或其氧化形式赤铁矿（γ-Fe23）组成）是生物医学MFH应用中*常用的类型。大多数细胞配备了数百种蛋白质，这些蛋白质严格调节铁代谢，注入的SPIO制剂如用于治疗缺铁性贫血的ferumoxytol）*终被分解成元素铁，随后通过血红蛋白途径回收利用。美国食品药品监督管理局FDA）和欧洲药品管理局（EMA）已批准了几种基于氧化铁的纳米材料的使用。

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https://www.nature.com/articles/s44222-024-00257-3