对于病变部位在内耳的重度至极重度感音神经性听力损失患者来说，人工耳蜗植入（Cochlearimplantation，CI）是目前听觉康复最可靠的选择[1]。人工耳蜗装置采集环境声音，将输入信号处理成离散频率带，进一步把信号振幅压缩至电刺激可用范围，然后以音质定位方式刺激残余神经元使植入者的耳蜗获得分析频率和振幅的能力。人工耳蜗是目前临床使用最成功的神经假体，未来对这些装置的改良和技术进步有望继续改善并优化患者体验。

 

　　1、人工耳蜗植入电极相关

 

　　人工耳蜗植入电极的设计主要基于耳蜗生理结构和感音原理[2]。目前市场上可获得的有直电极序列、预弯电极序列和弯电极序列，另外有学者开发出一种植入中阶的“中阶电极序列（themidscala,MS）”。理论上预弯电极和弯电极更靠近蜗轴可减少能量消耗并更有效地刺激螺旋神经节，而直电极更有利于保存耳蜗内结构和残余听力[3]。研究认为可能对耳蜗植入产生直接影响的电极相关因素包括：①电极植入深度及覆盖耳蜗的范围；②匹配神经-音位配布（植入电极与螺旋神经节细胞或神经末梢在频率上的匹配）；③电极植入创伤和对抗耳蜗内结构的植入力量；④植入电极与特定耳蜗结构的匹配度，尤其在耳蜗畸形等特殊情况下耳蜗结构与电极的耦合程度[5]。因此，不同电极类型选择、植入手术、耳蜗结构均是术者在术前需要重点评估的内容。

 

　　1.1电极植入深度

 

　　电极植入耳蜗的深度取决于患者耳蜗的大小和电极结构[6]。尽管人类耳蜗在胚胎时期已经发育至成人耳蜗大小，但个体间仍存在较大差异。研究表明耳蜗底转和中转的长度对电极的植入深度有显著影响，而电极植入深度与耳蜗内微细组织结构的损伤和患者术后听觉言语康复效果存在相关性[7]。研究发现耳蜗管线性长度与耳蜗底转宽径的相关性较耳蜗底转长径好，这提示耳蜗底转宽径可能是预测耳蜗管线性长度更好的指标。植入电极的长度和结构也是决定电极在耳蜗内覆盖范围的重要因素。电极上含有所有刺激通道的部分叫做活性插入/刺激长度，电极刺激触点始端到电极刻度的距离叫做缓冲长度，当电极完全植入时，缓冲长度会确保刺激电流完全进入耳蜗[4]。

 

　　电极植入深度不同可能会对耳蜗频率电刺激覆盖产生不同影响[8]。耳蜗频率电刺激覆盖范围是由个体的耳蜗需要决定的。对于全频型的重度或极重度感音神经性聋患者，耳蜗频率刺激应该是频率全覆盖，而对于低频有残余听力的耳蜗植入患者，如果残余听力稳定，则应重点考虑中频和高频听力的补偿和残余听力的保留。电极植入深度在一定程度上影响着术后疗效，如果对不同耳蜗大小的患者使用相同长度的人工耳蜗电极，那么对于耳蜗较大的患者其电极植入深度不够，不足以满足患者对听觉重建的需求，而对于耳蜗较小的患者其电极植入深度可能过深，引起耳蜗内部微细结构的损伤，这两种情况均可能导致患者术后听觉言语康复效果不理想。

 

　　理论上电极植入耳蜗的路径越远，覆盖的神经组织越多，为患者提供的声音信息的频率范围就越大。基于这一理论有公司设计了几乎与耳蜗基底膜全长接近的长度为31.5mm的直电极，目标是实现基底膜全覆盖。当然对该理解也有不同观点，有学者认为螺旋神经节细胞的胞体是人工耳蜗电极的主要刺激靶点，但其仅分布在耳蜗的底转和中转的蜗轴中，因而部分电极设计目标主要以覆盖螺旋神经节细胞胞体分布的区域为主，电极长度稍短[9]。电极植入深度还与电极类型有关，直电极植入耳蜗后靠近鼓阶的外侧壁，而弯电极靠近蜗轴，所以弯电极的植入深度较同长度的直电极更深。一般认为，通道间的距离越宽，通道间信号的相互干扰越小，但这意味着在通道数量固定的情况下电极的长度需要更长。但是，鼓阶越深处其内径越窄，电极植入后损伤基底膜和周围组织的可能性亦增加，不利于保留低频残余听力[10]。

 

　　由于各种各样的原因，有些情况下不能将电极完全植入耳蜗内，比如圆窗开口的角度异常、迷路解剖变异、鼓阶闭塞等。尽管手术中可能会遇到类似的困难，但是CI手术的目标应该是将所有的刺激触点植入耳蜗内且尽可能不引起内耳损伤，因此个体化是CI手术应该追求的目标。术前测量耳蜗底转的一些相关径线估算耳蜗膜迷路的长度，有助于术者针对不同患者选择合适的电极并避免手术中可能的损伤，实现电极的个性化定制并贯彻微创手术的理念。

 

　　1.2匹配神经-音位配布

 

　　正常的人类耳蜗能够感知频率在20000Hz（底转）到20Hz（顶转）范围的声信号[11]。根据行波理论，声刺激引起基底膜以行波方式振动，不同频率的声音最大行波振幅出现在基底膜的特定部位。

 

　　位于基底膜上的毛细胞及与之相连的螺旋神经节细胞也具有频率调谐特性，趋于按频率顺序有序排列。目前对于人工耳蜗电极刺激神经纤维末梢是在Corti器水平还是直接刺激螺旋神经节细胞胞体尚存在争议，一般认为直电极刺激Corti器上的听神经纤维末梢，而预弯电极更靠近蜗轴，可直接刺激螺旋神经节细胞[4]。因为Corti器分布于耳蜗全长，而蜗螺旋管中的螺旋神经节细胞的分布接近耳蜗的第二转顶部，从这些不同的理论基础出发，各耳蜗生产商设计的电极长度及角度并不一样。在电极设计中除了考虑电极长度和角度之外，电极直径也是影响植入深度的一个因素，由于在第二转的鼓阶直径已经小于1mm，预弯电极在进入鼓阶这一段时必须尽量避免对内耳结构的损伤，由此限制了预弯电极的长度。

 

　　CI言语处理器的频率覆盖范围是从11.5kHz到70Hz，在一个平均长度为35mm的耳蜗，11.5kHz的特征性频率发生在距圆窗开口大约4mm的植入深度，为了使这一位置获得对应频率的神经-音位配布，从圆窗开口起始的3-4mm应该不受任何刺激，所以电极缓冲长度的存在对高频神经-音位配布以及避免起始4mm神经结构的不良刺激方面来说很重要[4]。

 

　　1.3电极植入创伤

 

　　一个理想的电极设计应该是该电极在植入时不造成任何内耳结构的损伤，但目前市场上能获得的人工耳蜗可能都会造成不同程度的损伤。电极所致创伤由轻到重可分为五级：0级：电极不接触内耳结构，不造成创伤；1级：基底膜被抬高；2级：螺旋韧带损伤；3级：电极从鼓阶移位到前庭阶；4级：电极破坏螺旋板导致最大程度的创伤[4]。有些手术创伤是不可逆转的，并且使未来使用药物再生螺旋神经节细胞和神经纤维的治疗失去了可能性。电极植入创伤也有可能导致耳蜗内新骨形成，对听力造成不利影响。

 

　　电极植入对于内耳结构的创伤可能与多种因素有关。①电极的形状：相对于直电极，预弯电极更容易出现电极移位（从鼓阶进入前庭阶）。②电极的顺应性：由于预弯电极在植入过程初期尚不能拔除内芯，电极的顺应性较差，随着内芯的退出，电极的预设形状可能与患者耳蜗几何形状不匹配[12]。③电极的硬度：电极内电线的直线型排布将电线捆绑到一起，增加了电极的整体硬度，而波点型排布的电线均匀分布在硅胶载体上，可分散植入力量，减少电极在植入过程中对内耳的损伤。④植入速度，一般2-3分钟内将电极植入较为安全。

 

　　1.4电极与耳蜗结构的匹配

 

　　研究中已经发现的耳蜗形态差异涉及耳蜗长度、螺旋模式、整体大小和形状[13]。感音神经性听力损失患者内耳畸形包括：迷路未发育（Michel畸形）、原始听囊、耳蜗未发育、共同腔畸形、耳蜗发育不全、耳蜗不完全分隔、前庭水管扩大、蜗孔畸形等[14]。上述内耳畸形中，Michel畸形、原始听囊及耳蜗未发育这三种内耳畸形均不宜行CI手术；而在可以行CI手术的内耳畸形中，常规电极的使用比在正常结构耳蜗中的使用更有局限性。畸形耳蜗的弯度/大小可能导致电极与耳蜗难以完全匹配，且部分耳蜗畸形的患者行CI手术时术中脑脊液漏的风险增加，因此选择植入电极类型时需要慎重考虑。

 

　　为了解决畸形耳蜗与植入电极的匹配难题，根据患者耳蜗形态设计适宜的电极将成为未来精准医疗的必然选择。共同腔（commoncavity）畸形是由于听囊在胚胎第4周发育停滞所致的严重内耳畸形，其病理表现为耳蜗和前庭形成一个共腔、蜗轴未发育，伴或不伴半规管畸形，临床表现为极重度感音神经性听力损失。研究认为共同腔畸形的听神经成分、Corti器及血管纹均位于共同腔的侧壁，接近内听道的基底部[15]。临床上需要了解患者的残余听力，比如对打雷、鞭炮声等声音的反应有无，结合听力学检查及配戴助听器后的听力反应和言语发育情况来评估听神经是否存在及其功能状况，这是判断共同腔畸形患者能否行CI手术的重要步骤。常见的根据共同腔位置决定的常规经面隐窝入路和改良乳突迷路切开两种手术入路[16]可能无法解决电极在共同腔内移动的问题，会导致术后效果不稳定，Beltrame等[17]提出双后侧迷路切开术，采用根尖部延长，以一个小铂球为末端的特制电极，植入后在腔内形成环状，使刺激触点更靠近神经元，可根据术前影像学检查判断共同腔大小选择标准、中等或压缩三种不同型号的电极。如选择其他直电极，则需磨开较长一段腔壁才能将电极折叠推进至腔壁上。Zhang等[18]对共同腔畸形患者行CI术后评估发现虽然术后效果较内耳正常CI组差，但仍明显从CI手术获益。

 

　　耳蜗发育不全畸形患者，其耳蜗较正常耳蜗小，根据内部不同发育程度分为四型[14]：Ⅰ型：耳蜗呈圆形或卵圆形，蜗轴和分隔未发育；Ⅱ型：耳蜗外形正常，蜗轴和分隔未发育；Ⅲ型：耳蜗转数小于2转，蜗轴较短，分隔总长度减小；Ⅳ型：底转正常，中转和顶转发育不全或位置异常。该畸形听力表型可为传导性、混合性或感音神经性听力损失，程度由轻度到极重度，临床上根据听力表型及畸形程度选择治疗方法，蜗神经功能正常的重度至极重度感音神经性聋是耳蜗发育不全患者行CI手术的适应症。由于耳蜗短小、转数不足，常规标准电极可能不能完全植入，遗留部分电极在蜗外。韩德民等[19]对该类畸形行CI手术部分电极未能植入鼓阶的患者进行研究，其术后效果与耳蜗结构正常电极完全植入的患者相比无显著差异，但理论上对这类患者选择较细较短的电极更为合适。

 

　　耳蜗不完全分隔畸形患者的耳蜗大小与正常耳蜗相似，可根据耳蜗内部发育情况分为三型[14]：Ⅰ型：无蜗轴及分隔，伴有前庭扩大；Ⅱ型：蜗轴顶部缺陷，中转和顶转形成一个囊腔，可伴有前庭水管扩大；Ⅲ型：分隔存在，蜗轴完全缺失。这类患者在CI手术过程中脑脊液漏的发生率较高，使用有圆锥形硅胶塞的短直电极能有效解决这一问题[20]。Ⅲ型不完全分隔其内听道和耳蜗直接相通，术中会出现脑脊液“井喷”，常规电极容易进入内听道，近年来推荐使用全环的短电极，可增加电极刺激的有效性并降低电极进入内听道的风险。徐磊等[21]研究显示CI对Ⅲ型患儿有效，但术后听觉言语能力发展速度较耳蜗结构正常的CI患儿缓慢。这意味着耳蜗不完全分隔畸形患者可从CI获益，若能进一步优化耳蜗设备，可能会给患者带来更大的收益。

 

　　耳蜗骨化初起为炎症引起的纤维组织增生，随后肉芽组织和新骨形成，主要侵犯鼓阶，多从耳蜗底转向蜗顶发展，根据骨化程度可分为3级[22]，Ⅰ级：骨化仅发生在圆窗龛；Ⅱ级：限于耳蜗底转前部，与蜗尖夹角不超过180°；Ⅲ级：与蜗尖夹角超过180°，Ⅲa：病变范围为180-360°，Ⅲb：病变范围超过360°。耳蜗骨化使CI手术中常规电极植入困难。在实际手术过程中，需要根据骨化部位和残余耳蜗长度选择超短电极或双电极[23，24]。部分病例因纤维化及部分骨化难以在术前发现，临床上的处理要复杂得多。

 

　　2、残余听力保留和声电联合刺激

 

　　声学原理认为[25]，人类发声的频率以低频为主，聆听者主要感知声波响度和时间的变化，而声腔共鸣频率以中频及高频为主，该频区需鉴别不同声波模式。低频尚有残余听力的高频重度至极重度感音神经性聋患者通常能辨别元音，但辅音辨别能力不足，言语理解和噪声下聆听能力较差[26]。当听力阈值超过55dBHL时，对声音进行放大对于提高言语识别率是不够的[27]，听力损失一旦达到60-70dBHL以上，意味着内毛细胞不同程度受损，内毛细胞是大脑主要的听觉信息传递者，即使是散在的损伤也有可能影响大脑精确感知耳蜗编码的频率定位的能力[25]。

 

　　CI重建的电刺激听觉与声刺激听觉相比[28]，其动态范围、强度辨别阈及频率辨别阈均较小，电刺激产生的音调感受除受刺激频率的影响外，还受到刺激波形及电极在耳蜗位置的影响。声刺激能提供更好的频率分辨率，而频率分辨是影响噪声下言语识别的重要因素[25]，更好的频率分辨也有助于欣赏音乐、感知语调，另外CI在某些时候比如洗澡、睡觉、大量出汗时必须处于“下线”状态，而不间断的声聆听能够为人提供持续的声意识。

 

　　由此看来对于低频有残余听力的患者来说，声电联合刺激是很有价值的。声电联合刺激（electroacousticstimulation,EAS）是使用人工耳蜗提高中、高频听力的同时利用低频残余听力或使用助听器补偿低频残余听力，使耳蜗同时接受电信号和声信号的模式。多项研究表明[29-32]，同时利用声信号和电信号可使患者的言语识别能力更好，患者收益更大。

 

　　这些获益可能来源于声刺激相比电刺激在频率分辨和音调感知等方面的优势，且有研究[33]证实电刺激和声刺激可以在听觉通路进行整合。术后残余听力的保留是影响EAS效果一个重要因素，而电极长度、直径、灵活度等与植入创伤有关的特征又是影响残余听力保留的重要因素。

 

　　WolfgangK等[34]对23名有残余听力通过柔手术技术植入深18-24mm电极实现EAS的患者进行了术后残余听力的研究，发现70%的患者实现了残余听力的长期保留。但也有临床研究表明[35]，部分EAS使用者残余听力在术后发生迟发性、渐进性下降，其发生机制可能与下列因素有关：①植入相关损伤，涉及手术技巧、植入体电极设计、新生骨和纤维组织形成、术后感染和炎症、内耳淋巴液循环紊乱、电钻噪声等；②电刺激相关损伤，声刺激和电刺激引起的毛细胞和听神经反应的叠加、掩蔽和增强等相互作用导致兴奋性毒性、内毛细胞与听神经间突触结构和神经纤维的变性、血管纹血管密度降低等。术后持续稳定的残余听力是EAS需要重点考虑的问题，需在手术技巧、电极设计及手术创伤等多方面进行研究改进。

 

　　3、全植入式人工耳蜗

 

　　现在国内市场上可获得的CI由体内体外装置两部分组成。外部装置暴露于环境中，容易受到环境温湿度、电磁以及其他外力的影响。另外CI植入者在某些特定状态下必须摘下体外装置使整个人工耳蜗装置处于非工作状态，从而限制了人工听觉的持续供给[36]，全植入式人工耳蜗将有可能实现全天候服务模式。但目前全植入式CI仍有一些技术上的障碍需要突破，包括能源管理、环境声感知和组件故障的处理等。任何全植入式CI都需要内部供能，必须使用可充电的电池，而且要求电池具备快速再充电、电量至少能使用一整天以上、不产生很大的热量、内置电池工作高度安全的特点[37]。

 

　　现阶段CI使用外置的体外装置，能够不受限制地获得环境声，并有能够利用头滤波特性的优势。全植入式CI需要克服直接获得声源的限制，解决方法有将麦克风放置在外耳道皮下或耳后皮下，或者直接将鼓膜和/或听骨链作为麦克风[38]。有研究认为哺乳动物的内耳局部是一个天然电池阵列，能产生电压驱动，虽然此处电压对单个细胞而言是体内最高的，但仍然非常低。

 

　　麻省理工学院的研究人员开发出的低功率芯片[39]有望解决这一难题，该芯片上安装了一种超低功率无线发射器，还安装了与之相匹配的能逐渐充电的电源转换线路，一般充电40秒到4分钟就能给发射器供电。最近，有研究[40]展示了一种以压电高分子聚偏乙烯聚合物为材料的可植入麦克风原型，为全植入式人工耳蜗可植入麦克风的可行性提供了可能，目前因其信噪比较低处于改进阶段。随着科技的发展，在可以预见的未来，全植入式CI必将会为该类患者带来全新的便捷体验。

 

　　4、神经内植入

 

　　目前认为鼓阶内CI电极是最成功的感觉神经康复假体，但也存在着如噪声环境中聆听、音乐感知、音调感知和声源定位等方面的不足，这些局限主要是由于刺激信号在穿越电极与可兴奋神经元之间的空间时，传导信号可能受到可导电外淋巴的部分分流，部分信号被覆盖神经元的蜗轴骨质屏蔽[41]，甚至在不同通路之间存在信号的相互干扰和重叠等影响，能解决这些障碍的一个选择就是蜗轴内电极直接刺激神经元，这就是神经内植入。

 

　　2007年，Middlebrooks和Snyder将一个特殊设计的电极直接植入蜗神经，发现电极导入的低阈值电流能在下丘产生频率特异性反应，并且电极之间的相互作用和兴奋刺激的传播更小[42]。神经内植入有诸多优势：由于电极和神经元直接作用，所需的阈值电流更低；植入刺激可以到达更多的蜗轴顶部纤维从而对低频特异性神经元有更好的刺激；电极离面神经更远，由此引起面神经刺激的副损伤风险更小；对畸形和骨化耳蜗的植入来说，解剖限制更小[41]。

 

　　许多研究证明了神经内植入和刺激的易行性以及独立通道增加以减少电极间相互作用的可能性。但也有试验证实[43]神经内植入会导致部分螺旋神经节细胞丢失并造成新的神经损伤。未来，如果证明神经内植入是安全的且至少不比传统鼓阶内CI效果差的话，该技术或许是耳蜗畸形和骨化耳蜗患者甚至所有感音神经性听力损失患者的可靠选择。

 

　　5、展望

 

　　人工耳蜗植入设计理念、技术和拓展应用的快速进步使其适应症标准及临床实践发生了重大改变，目前应用于临床的人工耳蜗产品，电极设计各不相同，但均不同程度存在着电极频率与耳蜗频率失匹配的现象。未来随着研究的深入和技术的进步，人工耳蜗产品有望根据患者耳蜗结构、螺旋神经节细胞分布情况及基因检测的结果进行个性化定制，这是精准医疗在本领域的基本体现。解决全植入式人工耳蜗的技术困难、提高神经内植入的安全性均是未来为耳聋患者提供更佳疗效的目标。