陳慧琴 魏紅芳 譚治平 銀力 周道民

目前市場上的人工耳蝸系統(tǒng)由體外部分和植入部分組成。體外部分包含信號處理單元和傳輸線圈等部件，負責采集和處理聲音信號，并轉化為電信號，通過射頻傳輸線圈傳遞給植入部分，同時也負責給植入部分供電。植入部分(植入體)通常包含接收線圈、刺激器和電極陣列。接收線圈接收到信號后，經刺激器內部神經芯片電路解碼后，在電極陣列上產生神經脈沖刺激電流，電極陣列植入耳蝸內，刺激電流直接刺激聽神經產生聽覺。人工耳蝸植入體屬于三類有源植入式醫(yī)療器械，設備可靠性是決定產品成敗的一個關鍵因素，也是醫(yī)療類電子產品區(qū)別于其它消費類電子產品的重要特征。植入體是人工耳蝸系統(tǒng)中不可維修的，其設計應保證在使用壽命期限內所用材料可能發(fā)生的長期漸變不會導致不可接受的危害。植入體一旦失效，患者必須再次接受人工耳蝸植入手術來重建聽覺，因此人工耳蝸植入體的使用壽命越長越好。美國國家標準ANSI/AAMI CI86:2017[1](以下簡稱CI86)第6.2節(jié)中要求人工耳蝸預期使用壽命至少為10年，這就要求其具有良好的可靠性。可靠性是產品在規(guī)定條件下和規(guī)定時間內，完成規(guī)定功能的能力[2]，它取決于產品設計(包括機械結構、電路規(guī)劃、選材等)、材料穩(wěn)定性、生產制作工藝、質量管控等?？赏ㄟ^各種試驗方法來驗證產品可靠性。ISO 14708-7:2019[3](以下簡稱ISO 14708-7)是國際標準化組織專門為人工耳蝸設計、測試和制造制定的標準。CI86和ISO14708-7中對人工耳蝸的可靠性性能指標和檢測方法作了具體規(guī)定和指引。本文列舉部分項目加以闡述。

1 人工耳蝸植入體可靠性現(xiàn)狀

多電極通道人工耳蝸自1985年問世以來，植入體的設計在著重增強可靠性方向不斷改進。自2000年以來，植入體刺激器的殼體由原來的陶瓷材料變成鈦金屬材料，植入體的可靠性有了很大的提高。表1列舉了SCI文獻分析現(xiàn)代人工耳蝸植入體的可靠性統(tǒng)計數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)統(tǒng)計是從2007年至2020年發(fā)表的文獻中獲得[4-10]，數(shù)據(jù)統(tǒng)計的文獻作者為世界各地三級醫(yī)院手術醫(yī)生。文獻中統(tǒng)計的植入年限平均17年(5～30年)，采樣患者數(shù)為45 440。從表1中可見，人工耳蝸二次手術率的中位值為7.4%，植入體取出率的中位值為4.5%。取出植入體主要是由植入體故障造成的，植入體故障率的中位值為3.0%。

表1 人工耳蝸植入體的可靠性統(tǒng)計數(shù)據(jù)(%)

美國國家標準ANSI/AAMI CI86:2017[1]定義了人工耳蝸植入體取出的原因主要分為三大類：(1)植入體無故障，由于醫(yī)療原因(medical reason for explant，MRE)：①MRE類型A：腦膜炎、感染、腦脊液漏、皮瓣并發(fā)癥、電極陣列位置不當、電極脫出耳蝸、植入體外露等；②MRE類型B：可能開始會被歸類為如下所述的植入體故障因素(device failure explant，DFE)，但在經過所有要求的測試后被判定為無故障(no failure found,NFF )的植入體可重新判為MRE。醫(yī)療表現(xiàn)如：疼痛/灼燒、平衡或前庭相關的頭暈、面神經刺激、聲音失真/噼啪聲/電流聲、聽聲能力下降、耳蝸之外的神經刺激等；③MRE類型C：手術操作不當或未按設備指導操作導致植入體失效/損壞。(2)植入體故障因素(DFE)：植入體失效原因有電子元件/組件、電極/電極導線、接收線圈、磁鐵、水汽泄漏、殼體損壞、饋通(feed-through)損壞、退化/老化(植入體型號太舊與新體外機不兼容、制造工藝、其他、不明確的機制)。(3)無法確定失效原因(inconclusive failure analysis，INC)：植入體不能通過在體(in-vivo)測試，但證實符合制造商技術要求，能通過性能測試。在常規(guī)統(tǒng)計時將第(3)類原因歸入第(2)類。

植入體故障主要分為硬故障(hard failure)和軟故障(soft failure)[6,10]。硬故障是由于產品本身故障引起植入體無法工作或無法正常工作。軟故障可能由于產品本身原因，但是無法用在體測試證明；或由于手術技術方法或手術操作損傷，例如電極植入位置不佳或放置錯誤，聽聲效果不佳或聽聲效果逐漸變差。

檢驗分析實際取出的植入體得出，造成植入體故障最主要的原因是植入體刺激器殼體水汽泄漏和接收線圈斷裂(圖1)[5,6]。兒童患者尤其是學齡前兒童的植入體殼體水汽泄漏和接收線圈斷裂發(fā)生率遠高于成人患者，約占80%左右。分析顯示由于兒童肢體協(xié)調性、運動能力不足等，容易摔倒，植入體所在部位遭到磕碰后可能產生過度沖擊造成植入體損壞。植入體的刺激器殼體是為了保證內部的神經芯片電路不受水汽的影響，能夠在人體內長期有效的工作[11]，一般采用鈦金屬材料制作。殼體的密封封裝通過密封饋通完成。植入體的刺激器植于顱骨骨床上，在受到過度的磕碰沖擊力時可能會造成密封饋通材料破裂而產生水汽泄漏。

圖1 人工耳蝸植入體故障原因分類

從美國FDA網站上可以搜索到自2004年以來共有20次人工耳蝸系統(tǒng)的召回記錄[12]，其中6次與植入體可靠性有關(表2)，從表2中可見，6次和植入體可靠性有關的召回中，有5次都是由于水汽泄漏造成的。除了一次是電極連接部分的水汽泄漏外，其它四次都是刺激器殼體的水汽泄漏。

表2 與人工耳蝸植入體可靠性有關的召回記錄

植入體接收線圈一般由黃金線繞制，并由硅膠包裹。由于高頻信號傳輸?shù)囊?，不能用金屬殼體保護線圈以免傳輸信號被屏蔽。植入體接收線圈植于顱骨上，在使用過程中由于過度磕碰，黃金線可能會發(fā)生斷裂(圖2)。黃金線斷裂會造成線圈接觸不良或斷路，從而影響植入體刺激器正常工作或徹底失去功能而停止工作。

圖2 植入體接收線圈黃金線斷裂

2 人工耳蝸植入體可靠性檢測方法

根據(jù)可靠性工程理論，隨時間的推移產品可靠性變化通常呈現(xiàn)一種“浴盆”形的曲線，即在產品的早期，失效率從高逐漸變低，然后穩(wěn)定在一個較低的水平，稱為有用壽命階段。在接近產品壽命期時，失效率從原來穩(wěn)定的較低水平逐漸升高。人工耳蝸植入體的可靠性同樣遵從“浴盆”曲線。產品早期失效率高是由于在生產過程中用老化篩選去除早期失效率較高的不合格品，使得產品出廠時直接進入失效率較低的有用壽命階段。產品有用壽命階段的可靠性則是通過各種可靠性檢測方法來判定。

2.1加速老化試驗 人工耳蝸植入體預期使用壽命至少為10年，顯然，在產品上市之前，不可能按1∶1的時間軸比例進行壽命評估，這時加速老化試驗就十分必要。加速老化試驗是一種可復現(xiàn)的數(shù)值估計試驗方法：基于合理的工程和統(tǒng)計假設，利用物理失效規(guī)律相關統(tǒng)計模型，將在超出正常應力水平(但不超過技術極限避免改變失效機制)的加速環(huán)境下獲得的可靠性信息，轉換為額定應力水平下的可靠性特征。根據(jù)可靠性工程理論，對于不可維修的產品，失效時間就是產品的壽命，因此平均失效時間(mean time to failure，MTTF)即為產品平均壽命。加速老化試驗的可選應力有溫度、濕度、壓力、電壓等，按照應力施加方式區(qū)分，有恒定應力、步進應力、序進應力三種加速老化試驗，其中恒定應力試驗方法最為簡單易行。對于多數(shù)電子器件和非金屬材料，其失效機制是通過溫度升高而激活的，通常采用溫度作為加速變量。加速老化試驗模型的確認是個復雜的過程，其中最典型、應用最廣的是阿倫尼斯(Arrhenius)模型。阿倫尼斯模型基于阿倫尼斯反應定律，是描述壽命與溫度應力關系的模型。圖3為一個根據(jù)阿倫尼斯模型實現(xiàn)加速老化的試驗系統(tǒng)實例。

圖3 加速老化試驗裝置展示

2.2電路穩(wěn)態(tài)壽命試驗 電路的可靠性與諸多因素有關，比較重要的有元件的基礎失效率、元件的篩選標準、工作溫度、電壓/電流/功率因素、工作環(huán)境因素等。另外，對于不同的器件，其可靠性還與封裝形式、生產工藝的成熟程度和占空比等因素有關。為了證明植入體電路在特定條件下的可靠性，應對植入體電路板進行穩(wěn)態(tài)壽命試驗。試驗需要足夠長的加速老化測試周期，以確保結果不是早期失效的故障特征。試驗結束前，需要定期觀察和檢測樣品性能，以獲得故障率隨時間變化的規(guī)律。加速老化試驗一般是通過提高電氣元件工作時的溫度來加速元件的老化過程，從而不需經歷元件壽命的全部時間而測算出元件的失效率。CI86第6.9節(jié)和MIL-STD 883H方法1005.9要求植入體電路可在125 ℃溫度下帶電正常工作1 000小時，在試驗開始前和開始后第168(+72,-0)h、第504(+168,-0)h、第1 000(+168,-24)h分別檢測樣品性能。在完成1 000 h、125 ℃老化后，所有植入體電路板樣品外觀和電氣性能均要正常。根據(jù)Arrhenius溫度加速老化因子，采用χ2概率分布模型，1 000 h(42天)在125℃老化可以得到164年的等效壽命。

2.3靜電試驗 在生產、手術和使用過程中，高壓靜電(ESD)是造成植入體電路芯片損壞的重要因素之一。ISO 14708-7中的抗靜電試驗方法是將植入體浸沒于充滿9 g/L鹽水溶液的非金屬容器中，再與體外部分耦合，并進入正常工作狀態(tài)，如圖4所示，然后對體外機導體表面分別接觸放電2 kV至少10次，絕緣表面分別空氣放電8 kV至少5次，試驗完成后，植入體仍能正常工作且各項指標(如刺激電流和阻抗等)仍在規(guī)定范圍內，則認為符合要求。靜電施加于非植入部分，主要考察當人工耳蝸植入人體后，對體外部分的靜電打擊是否會影響植入體的芯片電路。

圖4 靜電試驗示意圖

2.4泄漏試驗 植入體的刺激器殼體封裝需要達到足夠的密封性，防止水汽滲入到刺激器內。刺激器內部神經芯片電路器件一旦與水汽接觸會發(fā)生電化學腐蝕，可能會引起植入體周圍的意外電流刺激和/或非預期的生物學反應。CI86和ISO 14708-7中規(guī)定根據(jù)EN13185和EN1593對植入體刺激器外殼進行氣密性的精密和整體泄漏試驗。刺激器外殼精密泄漏試驗的泄漏率不得超過5×10-9Pa·m3/s，整體泄漏試驗同一點沒有氣泡流或不超過2個大氣泡。EN13185中有A組技術和B組技術可選擇。A組技術需要將測試樣品封閉在充滿示蹤氣體的腔體內，再對樣品內部抽真空，若樣品存在漏孔，樣品內外壁形成的壓差會通過漏孔將示蹤氣體送入樣品內部，內部的傳感器便可探測到示蹤氣體。B組技術是先將測試樣品放入一個高壓的示蹤氣體腔體內，當樣品存在漏孔時，一定的加壓壓力和加壓時間后，示蹤氣體通過漏孔進入樣品內部，將加壓后的樣品放入帶有示蹤氣體探測傳感器的封閉腔體內，抽真空或加熱使通過漏孔進入樣品內部的示蹤氣體再釋放出來，這時探測傳感器可探測到示蹤氣體。因人工耳蝸植入體刺激器的體積非常小，且刺激器封裝后再打開就會完全破壞刺激器，無法在樣品內部放置傳感器，所以一般都采用B組技術。使用B組技術時，就需要在精密泄漏試驗后再根據(jù)EN1593進行整體泄漏試驗。EN1593中提供了多種不同的測試方法供參照，山東省醫(yī)療器械產品質量檢驗中心醫(yī)用電器室付麗等[13]分析了影響整體泄漏準確性的因素并提供了解決方案。

2.5線圈彎折試驗 植入體接收線圈是植入體從體外言語處理器接收能量和數(shù)據(jù)的重要部件，當接收線圈出現(xiàn)問題時，將直接影響言語處理器和植入體之間的連接而導致整個系統(tǒng)失效。在手術過程中，植入體接收線圈在被塞入到皮瓣和顳骨間隙時通常會被彎折，有可能導致線圈與針腳焊接處損壞。在植入后的日常使用中，由于接收線圈直接位于皮下，可能會受到外力的作用。位于刺激器外部的接收線圈應能承受在正常使用、生產制作或植入手術過程中可能發(fā)生的彎曲應力，而不會出現(xiàn)阻抗超標或電氣絕緣失效。CI86中規(guī)定了兩種彎曲模式的測試方法，都僅適用于可以彎曲成“U”形的線圈設計。

方法1是將線圈壓成平面外彎曲的結構(塔可彎曲，taco bending)。將測試樣品用手指在天線(線圈)兩側用力彎曲成U形，直到天線兩側垂直(圖5)，反復4次；U形彎曲的內部應在線圈頂部(即在磁鐵槽開口的同一側)，每次U形彎曲保持30 s。

方法2是沿線圈與刺激器殼體平面相交處以鉸接方式彎曲線圈與刺激器殼體的交接處。測試樣品浸泡在鹽水中，彎曲線圈±20°，如圖6所示，在每個角度方向上進行20個循環(huán)，每次在±20°處保持30 s。線圈長期抗彎折測試裝置如圖7所示，線圈要能經受大于十萬次的彎折試驗并保持連接正常。

圖5 線圈U形彎曲

圖6 線圈彎曲方法2示意圖

兩種方法試驗開始前，樣品都需要在室溫(20℃至25℃)下浸沒于鹽水中至少1 h以模擬植入過程中的器件溫度；彎曲后，樣品都需要在37℃鹽水中浸泡至少1 h，以模擬植入后的設備溫度。彎曲試驗后，線圈都不應該出現(xiàn)部分或全部磁鐵從磁鐵槽中脫出、線圈阻抗超過規(guī)定值、線圈出現(xiàn)斷口或線圈在鹽水中出現(xiàn)漏電通道等情況。

2.6機械沖擊試驗 植入體密封殼體部分需要進行沖擊測試來減少因為創(chuàng)傷而導致的風險。患者植入人工耳蝸后，在日常活動中，如行走、奔跑、騎行等，若發(fā)生摔倒或沖撞，可能沖擊到頭部，一般成人較少會發(fā)生，而兒童由于肢體協(xié)調性、運動能力不足等，容易摔倒磕碰并損傷植入體。植入體應設計成保證日常生活中可能的沖擊不會損壞植入部分，這些沖擊包括跌落或者行走、奔跑或者騎車時敲擊頭部不會造成醫(yī)療事故或者需要急救。ISO 14708-7中要求植入體要能夠承受2.5 J的沖擊能量，此能量相當于1 kg硬物以2.25 m/s速度沖擊頭部(植入部位)。2019年之前，國際標準要求的植入體抗沖擊能量為 1.5 J，實際使用經驗顯示1.5 J的抗沖擊能量不能滿足對日常環(huán)境中沖擊的防護能力。

圖7 線圈彎曲試驗裝置

2.6.1刺激器部位機械沖擊 CI86和ISO 14708-7規(guī)定了測試方法：?沖擊能量[J](±5%)：2.5 J；?沖擊次數(shù)：每試驗1次(保護材料+植入體)；?使用的試驗裝置類型：擺錘(IEC60068-2-75，試驗Eha)或立式錘(IEC60068-2-75，試驗Ehc)；?沖擊元件：5 J沖擊元件；?試驗樣品的安裝：試驗裝置放于水平支撐面上，植入體樣品安裝在剛性支撐墊板上，再將墊板固定于實試驗裝置底座，植入體表面覆蓋一塊硅膠片模擬皮瓣厚度(厚度：3 mm，大小：10 cm×10 cm，邵氏硬度：50±10°)。每個獨立的試驗應使用新的硅膠片；?預處理：待測設備應在37 ℃生理鹽水中預浸泡至少1 h；?初始測量：被測樣品在被沖擊前應符合規(guī)定的性能指標要求(如刺激電流、阻抗等)；?位置和沖擊部位：錘頭最下端離植入體上目標擊打點上方覆蓋的硅膠片上表面距離為150 mm(2.5 J)。一個樣品擊打在植入體刺激器中心位置，另一個樣品擊打在刺激器最薄弱位置；?墊板、覆蓋物及類似部件的固定：無特殊要求；?操作模式和功能檢測：植入體樣品不工作，沖擊時不需要對樣品進行功能檢測。

圖8為一個立式錘試驗裝置示意圖。完成沖擊操作后，樣品仍應符合規(guī)定的刺激電流、阻抗等性能指標和密封性要求；另外，刺激器內部的水汽含量應不超過5 000 ppm。

2.6.2線圈部位機械沖擊 除位置和沖擊部位外，其他操作和設置與刺激器部位機械沖擊相同，沖擊試驗裝置示意如圖9。位置和沖擊部位：錘頭最下端離植入體上目標擊打點上方覆蓋的硅膠片上表面距離為150 mm(2.5 J)。在線圈最薄弱的5個位置進行單次擊打，圖9所示為5個參考位置。根據(jù)工程分析，5個擊打位置可以減少，例如，如果能證明圖9中的位置2和位置5完全對稱，那么只要選擇其中一個作為沖擊位置即可。沖擊位置建議包括：線圈與刺激器外殼的連接處、線圈導線與導線的交叉點、線圈外硅膠包裹層最薄處。完成沖擊操作后，樣品線圈內的磁鐵不應部分或全部從磁鐵槽中移出，線圈阻抗不應超過規(guī)定值，線圈在鹽水中不應出現(xiàn)漏電通道。

圖8 立式錘沖擊試驗裝置示意圖 h:沖擊高度,沖擊能量2.5 J時,高度為150 mm

圖9 線圈沖擊部位示意圖

2.7電極機械性能試驗

2.7.1拉伸 從出生到成年，從圓窗口到中硬腦膜角，顱骨會生長12 mm左右[14]，因此，植入體的電極導線部分需要有特別的設計，以承受顱骨生長期間可能產生的拉伸。CI86和ISO 14708-7規(guī)定了兩種樣品需要被測試：樣品A是最終銷售狀態(tài)的植入體，樣品B僅為植入體的電極部分(沒有線圈和刺激器)。試驗前，樣品應浸泡在37 ℃ 9 g/L生理鹽水中至少10天，在測試之前，應先使用蒸餾水或者去離子水沖洗電極導線，然后擦干表面的水分。樣品的每根電極導線都需要伸長至少15 mm或承受1 N的拉伸力(取先到者)并保持至少1 min。進行下一步操作前，樣品應放回生理鹽水浸泡至少1 h。拉伸后，樣品的每個電極通道都應仍導通，每對電極導線之間都絕緣。

2.7.2彎曲 CI86和ISO 14708-7中規(guī)定了植入體導線彎曲耐久性的最低要求：樣品既需要通過試驗1垂落5次，又需要通過試驗2導線彎曲100 000次。試驗1垂落主要模擬植入體從手中掉落的情況(可能發(fā)生在生產制作過程，或植入前將植入體從滅菌包裝中取出的過程)。具體測試方法：將樣品的電極用軟夾夾住，確保測試過程中不會脫離或發(fā)生位移，夾持的位置在距離最近端電極10±2 mm處，植入體刺激器保持在夾持處相同高度(圖10)，靠近夾子并跌落5次。

試驗2電極導線彎曲是模擬植入后電極的微移動，尤其是在顳肌區(qū)域。具體測試方法：使用硬質材料制造的夾緊裝置(圖11)來夾持刺激器。夾緊裝置安裝在搖擺測試機中，搖擺測試機可以將電極彎曲從垂直方向彎曲到任一方向。夾緊裝置允許電極在引出刺激器的方向被拉伸。電極放入接觸電極導線的兩個圓柱之間，支點在兩圓柱中心之間連線的中點，圓柱的直徑為電極導線直徑的兩倍。當有多根電極體時，每根電極體應單獨測試。負載牢牢固定在電極導線最近電極2±0.2 cm處。負載0.03±0.01 N，擺動角度≥±15°，擺動頻率2 Hz，連續(xù)彎折搖擺至少100 000次。試驗1和試驗2完成后，樣品的每個電極通道都應仍導通，每對電極導線之間都絕緣。

圖10 垂落試驗夾持示意

圖11 電極彎曲搖擺測試裝夾示意

2.8電極電化學安全性 人工耳蝸通過電極陣列進行電刺激時主要使用單極耦合方式。在電刺激時刺激電流從植入在耳蝸內的單個電極流向蝸外的大面積回路電極。電極的設計要減小電極表面的電化學極化電位，防止電極腐蝕，以增強電刺激安全性和電極的可靠性[15]。為保證電極表面的電荷密度在安全范圍內，電極能長期工作而不腐蝕，刺激器的最大電荷輸出(電流和刺激脈寬的乘積)要保證所有電極的最大電荷密度都遠低于AAMI CI86-2017要求的電荷密度安全上限。已知電極安全刺激的電荷和電荷密度上限應該滿足關系(Shannon模型)[16]：

logD=k-logQ

其中D是電極上的每相位刺激電荷密度μCoulombs/cm2/phase，Q是每相位刺激電荷μCoulombs/phase, k值為1.75(見CI86第80頁)。由此得出不同觸點裸露面積下電極的安全刺激電荷和安全電荷密度上限(表4)。從表4可見，對于常見的人工耳蝸電極暴露面積0.12～0.32 mm2, 安全電荷上限從260 nC增加到424 nC，電極上最大安全電荷密度(電荷除以電極幾何表面積)從216.5(μC/cm2/phase)下降到132.6(μC/cm2/phase)。電極陣列的電化學可靠性測量要驗證電刺激時電極上的電荷和電荷密度要低于電荷和電荷密度安全上限值[17]。

表4 人工耳蝸電極暴露面積和電荷及電荷密度安全上限值

3 總結

人工耳蝸植入體可靠性直接影響產品的安全性和有效性。植入體失效導致植入者無法受益時，需要取出再植入而重獲聽力。現(xiàn)代人工耳蝸設計采用高強度的材料以及先進的加工制造工藝，產品的可靠性得以很大的提高。影響人工耳蝸植入體可靠性的主要原因是意外磕碰造成的植入體殼體水汽泄漏和接收線圈斷裂。國際標準化組織標準ISO 14708-7:2019和美國國家標準ANSI/AAMI CI86:2017嚴格規(guī)定了人工耳蝸植入體可靠性測試標準及方法。本文列舉了部分可靠性測試項和測試指標，這些測試指標為最低要求，植入體的設計要能滿足并超過標準要求的可靠性指標。 隨著技術日益成熟和不斷發(fā)展突破，測試要求也會不斷更新完善，植入體的設計也會不斷改進，以進一步提高人工耳蝸植入體的可靠性，更好地為耳聾患者服務。