医疗器械生物材料灭菌技术

3.1.4 医疗器械用生物材料的灭菌与消毒

引言

生物材料旨在用于医疗器械，这些器械设计用于无菌的临床环境，或作为与人体组织直接接触的植入物。因此，清洁、消毒、灭菌以及维持无菌的保证是确保植入物和器械安全与成功应用的关键考虑因素。为此，生物材料科学家和工程师不仅必须考虑材料的要求，还必须选择合适的灭菌工艺，以确保材料的功能性和器械在临床使用时的性能。本章重点介绍现有的各种灭菌技术以及确保患者安全的过程控制措施。

“无菌”一词指的是微生物的存在与否，本质上是一种二元状态；即一种材料要么是无菌的，要么含有微生物。从监管角度来看，“无菌”一词用于表示植入物或器械存在生物负载的概率。目前对患者安全的要求是，每百万个器械或植入物中不超过一个为非无菌。这一要求被称为“无菌保证水平”（SAL），每百万分之一的非无菌概率定义为具有10⁻⁶的无菌保证水平。

如今使用的大多数灭菌方法都是终端处理过程，即在制造全过程结束后对产品进行灭菌。本章主要关注这些工业终端灭菌过程，以及它们适用于不同类型的材料和器械的情况，还有这些工艺如何从台式研发规模放大到大规模制造。正如器械或植入物的制造商有责任清除制造过程中的残留物，然后对产品进行灭菌、包装，并交付在使用点可验证为无菌的产品一样，医院或医疗机构在重复使用器械时也有责任对产品和设备进行清洁和重新灭菌。该程序称为“消毒”，根据产品的类型、先前的用途以及预期的污染程度，可能需要进行高水平或低水平消毒。从患者安全和监管的角度来看，不允许对植入性器械进行消毒和重复使用。无菌保证是良好生产规范的关键方面，考虑到患者安全，大多数工艺都设计为过度杀灭灭菌（高于10⁻⁶的无菌保证水平，例如10⁻⁹），以确保能够确定达到10⁻⁶的无菌保证水平。

终端灭菌在某些情况下往往不可行，特别是当器械中添加了生物制品或液体，或组合产品被重新包装以供使用时。在这种情况下，优先选择产品的无菌加工，以确保能够维持无菌保证水平（SAL）。当此类方法不可行时，可能必须在器械使用前增加化学灭菌步骤。生物材料科学家应尽可能为产品寻找一种终端灭菌解决方案，从而避免无菌工艺，以降低使用的复杂性。优化材料与适当灭菌工艺的匹配，旨在确定一种经济高效的灭菌工艺，以获得洁净的器械，并实现高效的时间验证过程来评估无菌性，同时确保该工艺不会产生显著影响对所用材料产生有害影响。对于大多数医疗器械使用的标准材料而言，这种优化相对容易，但对于生物制品和组合器械而言，其复杂性日益增加，而这两类产品的受欢迎程度正在迅速增长。

多种因素会影响灭菌过程的结果和有效性；其中一些因素包括：
1. 待灭菌材料的清洁度；
2. 初始生物负载的性质和程度；
3. 器械/植入物的设计、制造和组装；
4. 基础生物材料的化学性质/反应性；以及
5. 复杂通道或内部孔隙等特性。

为了应对这些挑战，生物材料科学家有必要深入了解常见的终端灭菌技术（参见“基于辐射的技术”、“化学技术”和“热力技术”部分）。本节从灭菌技术对微生物负载以及被处理材料的影响角度，提供对灭菌技术的详细理解。在工业终端灭菌市场中，辐射灭菌和环氧乙烷（EO）灭菌占据主导地位，而热力灭菌主要应用于医院环境。这些终端灭菌技术均配有成熟的验证过程，旨在远远超过法规规定的无菌保证水平要求。在受控且经过验证的使用条件下，辐射和环氧乙烷（EO）均不会导致传统器械发生显著的材料降解。此外，这两种技术均可在具有成本效益的方式下实现大规模生产。

材料相容性限制通常决定了灭菌方式的选择，相关内容将在“无菌性材料开发考虑因素”一节中讨论。为确保患者安全而进行的无菌性验证必须及时完成，并且在临床应用决策中常常起着关键作用（参见“灭菌后的安全测试与验证”一节）。本章最后展望了灭菌技术领域即将面临的新发展和挑战。生物制品特别是组合产品的发展，给终端灭菌过程带来了独特的挑战。朊病毒和内毒素是最新的生物污染物，需要对灭菌和清洁工艺进行调整以确保患者安全；同时，随着环氧乙烷使用量增加所带来的环境问题，也促使人们致力于开发同样有效但对环境毒性较低的化学品。认识到这些挑战将使生物材料科学家能够提前准备应对方案（参见“总结与未来挑战”一节）。

基于辐射的技术

安全考虑

辐射灭菌存在两个主要的安全问题：可能的辐射和臭氧的致命暴露。对人体的致死辐射剂量约为0.01千戈瑞，在某些情况下暴露时间不到一秒。辐射灭菌的剂量范围为8至35千戈瑞。因此为防止工作人员受到致命的辐射暴露，辐射处理过程中会实施大量屏蔽和可靠的联锁装置等安全措施。除了辐射暴露外，臭氧的产生是另一个令人关注的问题。臭氧是一种有毒气体，当辐射与氧气接触时会形成，首先产生游离氧自由基，继而生成臭氧。针对臭氧吸入的适当防护措施包括使用臭氧监测仪和充分通风。大多数工业级辐射灭菌在封闭房间内进行，并配备安全预防措施，预包装产品通常装载在传送系统上，使产品容器保持在辐射路径中以完成灭菌。

作用与功效原理

通过辐射方式进行灭菌因其在大规模加工处理中的简便性和便利性，常用于大批量生产的医疗器械。通过对预包装器械施加适当剂量的辐射，即可实现终端灭菌。辐射会释放出能够穿透包装的电子或光子，破坏器械上的细胞、细菌和病毒。辐射会导致细菌和病毒的DNA损伤，阻止病原体繁殖，从而使其灭活。用于消除病原体的剂量取决于其性质，例如，通常情况下，细菌和孢子所需的辐射剂量低于病毒（帕森斯，2012）。尽管大多数病原体都会被消除，但某些病毒（HIV‐1是实现10倍减少所需辐射剂量最高的病毒之一；史密斯等，2001）和细菌（如Streptococcus faecium和Micrococcus radio-durans）对辐照具有更强的抗性。因此，在进行辐射灭菌之前了解材料上的生物负载对于确定剂量和验证灭菌效果至关重要。

辐射灭菌最常通过三种方法进行：伽马、电子束和X射线。工业灭菌中最常用的两种方法是伽马和电子束。

伽马灭菌

伽马辐射以短电磁波长的形式存在，因此能量更高。伽马射线通过提供足够的能量来破坏DNA并阻止其复制，从而实现对产品的灭菌。最常见的辐射源是放射性钴‐60，占商业辐射灭菌的 ∼80%。由⁶⁰Co产生的伽马射线能量范围为1.173至1.332兆电子伏特，半衰期为5.27年（帕森斯，2012）。尽管⁶⁰Co的辐射可对器械进行灭菌，但其能量不足以使器械本身具有放射性。

为了进行伽马灭菌的加工处理，需将器械放置在通常由铝制成的容器（称为料箱）中。器械被放入料箱后，送入处理室进行灭菌（图3.1.4.1）。无论料箱内器械的数量多少，产品均能实现灭菌，这是因为⁶⁰Co粒子不带电荷，使得伽马粒子能够均匀且长距离地穿透距离，因此伽马灭菌成为一个有吸引力的选择，因为其灭菌条件不受数量限制。灭菌后，通过剂量计对包装进行评估，以验证是否施加了适当的剂量。

伽马辐射灭菌通过释放高能光子与物质相互作用而实现。医用塑料常用的剂量为15–25 千戈瑞，其中25 千戈瑞是标准应用剂量。光子的能量通过康普顿散射被材料吸收，从而产生高能电子。这些高能电子（0.5 兆电子伏特）可通过向材料中沉积能量使物质电离。这些初级电子以60–100 电子伏特为单位沉积能量，进而产生次级电子。次级电子生成自由基，导致DNA裂变等效应，从而杀死病原体。除了对DNA的作用外，这些自由基还能够交联聚合物，可能改变器械的性能，因此限制了伽马辐射作为灭菌手段的应用。这种现象通常表现为塑料出现应力开裂或变色，以及材料抗拉强度下降。

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电子束灭菌

电子束灭菌是指应用被加速的电子形成能量为5–10 兆电子伏特的电子束，然后对需要灭菌的器械进行扫描。这些电子由加速器产生，其中最常见的两种是直流加速器和基于射频功率的加速器。这些加速器采用200 伏特的电子被加速至所需的电压。电子束通常采用磁聚焦方式，形成直径为1–5厘米的光束，然后扫描待灭菌的产品。在此能量水平下，处理厂和产品均不会变成放射性，因为加速器可以轻松关闭。

对于伽马灭菌，由于伽马粒子能够均匀且长距离穿透，因此器械与辐射源之间的距离无需担心。而对于电子束灭菌，这是一大限制，因为电子束的穿透距离有限。一般规则是，双面电子束的最大穿透深度（cm）为0.8 ×倍的电子束能量（兆电子伏特）除以器械的密度（g/cm³）。通常情况下，最大穿透深度小于一米，且穿透距离随电子束能量的升高而增加。由于这一限制，在确定装载位置时必须格外谨慎并进行周密规划，需考虑穿透深度的影响，将密度较小的物体置于密度较大物体的前方。

电子束灭菌的作用过程与伽马辐射非常相似，高能电子被材料吸收并产生次级电子。同样，这些次级电子可消除病原体并可能改变材料特性。由于剂量输送速率非常高，电子束灭菌工艺比伽马灭菌更快（几秒到几分钟，而伽马灭菌需要几分钟到几小时）。电子束的短暴露时间也有利于减少产品可能发生的材料降解。相反，其穿透深度的限制使得伽马辐射的穿透深度大于电子束灭菌。从应用角度来看，与伽马辐照器不同，电子束源的商业可用性相对较低，导致电子束灭菌仅成为一种合同式商业灭菌选项。

X射线灭菌

辐射灭菌市场的一小部分由X射线灭菌构成。X射线灭菌通过加速器产生高能电子（通常为5兆电子伏特），轰击钨靶以产生X射线。X射线产生的光子在能量沉积量和穿透深度方面与伽马辐射的光子相似。此外，与电子束处理厂一样，只要产生的电子能量不超过5兆电子伏特，X射线处理厂就不会具有放射性。因此，X射线灭菌是伽马射线灭菌和电子束灭菌的结合。

应用注意事项

为了有效利用辐射作为灭菌手段，需要考虑多种因素，以确定产品所需的准确剂量以及完成整个工艺后灭菌对产品的影响。产品的最大剂量是基于产品初始生物负载及其性质、灭菌剂量、产品所需的最小剂量、灭菌过程中剂量的均匀性以及器械可承受的循环次数来确定的。

为了确定适当的剂量，需要制定剂量均匀性比（DUR）。DUR是基于产品批次的装载方式和密度，以最大剂量与最小剂量之比来表示。由于产品在灭菌过程中不会仅接受单一剂量，而是受到多个剂量的作用，因此DUR始终大于1。许多因素会影响DUR，例如：
- 辐射源；伽马射线比电子束更均匀；
- 产品密度；
- 运输箱/托盘尺寸；
- 灭菌器配置；以及
- 电子束灭菌的电子能量。

研发、中试及小批量技术

尽管辐射灭菌非常适合工业操作，但对于生物材料科学家来说，它仍是一种具有吸引力的产品灭菌方法。小型辐射源适用于进行材料验证程序或在产品开发过程中需要便利性的科学家。由于窄剂量范围的存在，小型设备能够实现更快的灭菌周期，因此在这些情况下尤为理想。

缩小规模的辐射源，例如研发用伽马辐照装置，可提供非常窄且小的剂量，使得DUR极为接近1。此外，还有小型自屏蔽低能电子束加速器能够对单个包装进行灭菌，而不是同时对多个剂量进行灭菌。此类加速器具有低束流能量，为0.5–2.0兆电子伏特，只能对产品或产品的部分区域进行灭菌，通常是涂层或薄膜，这在开发与测试阶段可能已足够。

辐射灭菌的材料考虑

如前所述，通过辐射进行灭菌的工艺会产生次级电子，这些电子会破坏病原体的DNA及其繁殖能力。这一过程由自由基引起，自由基会导致DNA链断裂，但也可能破坏聚合物的材料特性，导致链断裂或交联，甚至与氧气反应而损伤样品的合成材料或生物材料。鉴于这些因素，辐射与聚合物之间的相互作用已被广泛研究和探讨（例如，福赛斯和希尔，2000；克劳夫，2001；AAMI，2008）。在大多数情况下，产品材料对灭菌过程中产生的低剂量辐射保持惰性。此外，某些材料可能会因辐射而发生交联，例如聚乙烯，不仅不会产生不良影响，反而可能对材料性能带来有益效果。

然而，有些材料在暴露于辐射后会受到不利影响。暴露的后果包括聚四氟乙烯、氟化乙烯丙烯、聚缩醛和天然聚丙烯等聚合物发生链断裂和显著的机械降解。不仅辐射会对材料性能产生不利影响，空气还可能通过辐射诱导氧化加速链断裂过程。这种情况通常表现为产品变色，检测结果显示材料的拉伸性能下降。

尽管辐射化学的后果可能很严重，但情况并非像表面看起来那样绝对，这意味着在受到辐射暴露而发生改变后，器械仍可能适合使用。这取决于材料本身、预期用途以及灭菌后对产品的评估过程，以确保满足临床标准。例如，可生物吸收聚合物（如聚乳酸和聚（乳酸‐co‐羟基乙酸））在灭菌后分子量（MW）会降低。分子量的变化可能影响体内的降解行为和药物释放动力学。然而，可以通过提高初始分子量来补偿这种分子量的降低，从而使灭菌后达到所需的分子量。

如果无法通过增加初始分子量来补偿，则可以采用其他方法，例如在产品冷藏条件下进行辐射灭菌。通过在辐照过程中降低产品温度，可使聚合物的结构完整性保持完好，因为此时温度低于玻璃化转变温度。此外，机械性能的微小变化可能不会严重影响一次性或可弃用的医用塑料产品。但是，对于植入物和器械，在考虑其保质期和稳定性时，必须充分考虑灭菌引起的产品性能变化。

除了辐射对材料的直接影响外，灭菌过程还可能带来其他效应。在辐照过程中，产品的温度会上升。如果使用电子束对产品进行灭菌，由聚合物构成的材料温度会在几秒钟内升高至约50°C。如果使用伽马辐射灭菌，温度将在数小时内升高至30–40°C。这对于可生物吸收且玻璃化转变温度较低的材料尤为重要。然而，若存在这种情况，可通过在较低温度下进行灭菌来减轻这些次要效应。除了温度因素外，氧气和湿度的存在也会对产品造成损害。为防止此类情况发生，可将产品包装在惰性环境中。

生物制品和人源组织：与辐射灭菌的相容性

为了更好地提高辐射灭菌在组织产品上的应用，已探索了不同的方法。低剂量辐射灭菌方法已被研究，并增强了人们对采用辐射作为灭菌手段的信心，特别是在生物制品和骨及羊膜同种异体移植物的灭菌方面。其他方法已成功实现了对生物制品（如无菌脂质体疫苗和人胰岛素）的终端灭菌，即先对产品进行加工处理，然后再进行辐射。加工处理方法包括冻干、冷冻保护以及添加自由基清除剂/放射防护剂（例如抗氧化剂抗坏血酸）（Mohammed 等，2006；Terryn 等，2007）。自由基清除剂还被与其他方法结合使用，以提高基于组织的产品在灭菌过程中的相容性。此类创新可能为药物‐材料组合产品（如组织工程支架）更广泛地应用辐射灭菌铺平道路。

化学技术

安全考虑

出于灭菌目的，环氧乙烷气体必须以高浓度进行施用和储存。在此条件下，环氧乙烷具有毒性、致癌性且极易爆炸。在环氧乙烷灭菌室附近，必须谨慎选择工具和设备，以防止产生意外火花。即使环氧乙烷工艺完成后，人员仍必须采取适当措施，避免暴露于有毒气体。这些预防措施包括在处理尚未充分通风以消散气体及其残留副产物的产品时，使用个人防护装备和呼吸器。最后，任何环氧乙烷灭菌产品的制造商都有责任遵守国际标准，确保充分通风，使环氧乙烷残留水平降低至分销允许限值以下，该要求由ISO 10993‐7（表 3.1.4.1）规定。此外，合同灭菌设施负责释放气体，并引发社区安全问题，因为环境中环氧乙烷水平较高，带来严重的公共卫生问题。环境保护措施导致工业级环氧乙烷设施关闭，以及随之而来的监管推动寻找替代性更安全的灭菌技术（FDA, 2019a），凸显了为满足日益增长的医疗器械需求而快速扩大规模所带来的安全顾虑。

使用过氧化氢或臭氧的氧化灭菌方法对人类暴露的危害较小；然而，在使用这些方法时仍需采取若干预防措施。尽管过氧化氢的优势在于可降解为无毒产物水和氧气，但其灭菌工艺起始来源为高浓度且极度危险的物质。另一方面，臭氧由于是亚稳态而无法储存，必须原位生成。使用后，臭氧快速降解为氧气，使该工艺安全且环境可接受。在利用任一化合物的无菌特性时，设备和器械的选择必须基于其抗氧化能力，因为该工艺通常需要深度真空，若设备不适用则可能导致工艺失败。

作用与功效原理

通过化学方法进行灭菌比辐照等方法更复杂，且更依赖于具体产品和所用的化学物质。最常用的化学方法是环氧乙烷灭菌，其作用基于强烈的烷基化性质，可导致细胞过程的破坏，包括蛋白质凝结、酶失活以及DNA破坏，从而阻止微生物的复制。烷基化反应发生在蛋白质、酶和核酸的氨基侧链上。由于该反应需要湿度促进，因此环氧乙烷灭菌必须在潮湿环境中进行。其他常用的化学试剂如过氧化氢和臭氧，则主要通过氧化细胞壁和蛋白质，导致细胞壁甚至内生孢子在长时间接触后被破坏。

环氧乙烷灭菌

与大多数材料的相容性以及优异的固体基质扩散性能，使得环氧乙烷成为几乎一半医疗器械制造市场的首选灭菌方法。除了是一种低温工艺外，环氧乙烷还能对湿度和辐射敏感材料进行灭菌，而不会影响产品完整性。此外，通过调整环氧乙烷浓度和暴露时间，可以实现对复杂产品结构和设计的灭菌。由于按手术类型进行多产品包装（而非按单个产品类型）更受青睐，环氧乙烷因其广泛应用而日益受到重视。

灭菌方式	参考标准或指导文件
辐射灭菌	ANSI/AAMI/ISO 11137‐1 医疗器械灭菌—辐射—第1部分：医疗器械灭菌过程的开发、验证和日常控制要求 AAMI TIR29:2002 辐射灭菌工艺控制指南 AAMI/ISO/TS 13004:2013 医疗保健产品灭菌—辐射灭菌—选定灭菌剂量的验证—VDMAXSD方法 AAMI TIR37: 2007 医疗保健产品灭菌—辐射—指南 基于人体组织产品的灭菌 AAMI TIR40: 2009 医疗保健产品灭菌—辐射—剂量设定指南 使用改良方法2进行设定 欧盟GMP附录12：药品生产中使用电离辐射
环氧乙烷（EO）	ANSI/AAMI/ISO 11135‐1: 2014 医疗器械灭菌—环氧乙烷—第1部分：医疗器械灭菌过程的开发、验证和常规控制要求
干热	国际标准化组织 20857 医疗器械灭菌—干热—要求 灭菌过程的开发、验证和常规控制，用于医疗器械
热/化学	国际标准化组织 25424 医疗器械灭菌—低温蒸汽和甲醛—开发、验证和常规控制的要求
湿热（饱和蒸汽）	ANSI/AAMI/ISO 17665‐1 医疗器械灭菌—湿热—第1部分： 灭菌过程的开发、验证和常规控制要求 ANSI/AAMI ST79 蒸汽灭菌和无菌保证综合指南 医疗机构用于
生物制品	ISO 14160:2011 医疗器械灭菌—用于一次性使用医疗器械的动物组织及其衍生物的液态化学灭菌剂— 对医疗器械灭菌过程的表征、开发、验证和常规控制的要求
灭菌安全	ISO 11138‐1 医疗器械灭菌—生物指示剂—第1部分：一般要求 ISO 18472 医疗器械灭菌—生物和化学指示剂—测试设备
化学指示剂	ISO 11140‐1 医疗器械灭菌—化学指示剂—第1部分：一般要求
微生物的方法	ISO 11737‐1 医疗器械灭菌—微生物学方法—第1部分：产品上微生物群落的测定
环氧乙烷残留	ANSI/AAMI ISO 10993‐7:2012 医疗器械的生物学评价—第7部分：环氧乙烷灭菌残留 测试设备 ISO 18472 医疗器械灭菌—生物和化学指示剂—测试设备

表 3.1.4.1 灭菌方法及相应标准表，用于工艺控制、制造、检测、验证、包装和加工处理

基本环氧乙烷灭菌周期包括五个阶段：预处理和加湿、气体引入、暴露、抽空和通风。用于产品环氧乙烷灭菌前准备的包装必须防止微生物污染，同时允许环氧乙烷和水蒸气的扩散。在环氧乙烷灭菌后，必须特别注意确保有效的脱气和通风，以保证产品上的环氧乙烷残留量降至安全水平。

表面残留物需降至可接受限值。通常采用通风方法，因为替代方法需要使用深度真空。总循环时间范围从6小时到数天不等。尽管环氧乙烷对多孔敷料和编织材料有效，但对于不透管材或内部通道（如导管中的管路），可能需要特殊工艺或更长的暴露时间才能实现有效灭菌。

灭菌方式	参考标准或指导文件
通用工艺包装，材料一般要求	EN ISO 14937 医疗器械灭菌—通用要求 对灭菌剂的特性进行表征，以及灭菌工艺的开发、验证和常规 医疗器械灭菌过程的控制 EN 556‐1 医疗器械的灭菌—医疗器械“无菌”标识的要求 第1部分：最终灭菌医疗器械的要求 AAMI ST67 医疗器械灭菌—标示“无菌”的产品要求 “无菌” 包装 ANSI/AAMI/ISO 11607‐1 最终灭菌医疗器械的包装—第1部分：材料、无菌屏障系统和包装系统的要求 AAMI TIR22: 2007 ANSI/AAMI/ISO 11607指南：最终灭菌医疗器械的包装—第1部分和第2部分：2006 ASTM D4169‐05 运输容器和系统的标准实践
加工处理	ISO 13408‐1 医疗保健产品无菌加工—第1部分：一般要求 ISO 14937 医疗器械灭菌—通用要求 对灭菌剂的特性进行表征，以及医疗器械灭菌过程的开发、验证和常规 医疗器械灭菌过程的控制 ANSI/AAMI/ISO 17664 医疗保健产品加工处理—医疗器械制造商应提供的信息 用于医疗器械的加工处理 AAMI ST90 医疗保健产品加工—质量管理体系 用于医疗机构的加工处理
材料相容性	AAMI TIR17: 2008 灭菌材料的相容性
制造	ISO 18362 细胞基医疗保健产品的制造—微生物风险控制 加工处理期间

表 3.1.4.1 灭菌方法及相应工艺控制、制造、检测与验证、包装和加工处理标准表—续

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氧化灭菌：过氧化氢或臭氧

通过氧化方式进行灭菌涉及使用高反应性的氧化剂。过氧化氢和臭氧均具有优异的杀菌特性，且其化学性质已被充分了解，因此常被用于该灭菌技术。尽管基于杀菌机制（氧化）来看，它们的有效性似乎相似，但实际上可能产生不同的效果，因而适用于特定的应用。

虽然过氧化氢的渗透性能较差，但作为替代方法的臭氧灭菌在这方面相对较好。过氧化氢尤其受限于其在产品内部可达到的深度，通常被归类为表面灭菌剂。此外，过氧化氢具有很高的蒸气压和沸点，需要结合高真空压力使用，这可能对材料及其包装产生不利影响，因此大多数灭菌过程在小型容器中进行，而非大型舱室，限制了工艺的可扩展性。另外，就化学反应性而言，过氧化氢和臭氧兼容的材料比环氧乙烷少，但由于其暴露时间极短，且副产物为氧气和水蒸气，不存在灭菌后有毒残留物的风险，因此仍被优先选用。

一些过氧化氢灭菌方法采用等离子体以促进氧化剂的降解。这还能减少对易受损聚合物（如丙烯酸类、天然橡胶、聚酯和聚乙交酯）的负面影响，因为等离子体比简单通风能更有效地消除过氧化物残留。此外，还可采取其他改进措施以最小化对聚合物的影响，例如降低浓度和处理温度；然而，这将需要更长的暴露时间。在使用组合化学灭菌和氧化等离子体时，必须注意材料降解以及器械表面有害盐类的形成（参见案例研究一）。

臭氧灭菌工艺通常应用于相对较小的负载，因为臭氧的生产存在可扩展性限制。臭氧灭菌涉及相对较低的温度，因此适用于热敏感材料，并且与过氧化氢类似，会导致高湿度。进一步降低腔室温度可以减少臭氧浓度，同时实现相似的灭菌效果，但对被灭菌聚合物的降解效应减轻，这需要更长的暴露时间。

物理化学方法：气体等离子体

“等离子体”一词指的是部分电离气体，其中一部分粒子带电，而其余粒子保持中性。这种气体的特性包括高导电性，能很好地响应电磁场。等离子体生成在概念上很简单，简而言之，必须向中性气体提供足够的能量，以迫使形成由电子和离子组成的部分带电物种。本文将讨论的两种主要杀菌等离子体为低压力等离子体和常压等离子体。

低压（亚大气压）等离子体的杀菌特性可归因于多种不同机制。首先，放电过程中发射的紫外线（UV）/真空紫外光子有助于DNA链中胸腺嘧啶残基之间形成化学键。这会阻碍DNA修复机制正常发挥作用，导致DNA损伤累积。另一种机制涉及等离子体所用各种气体产生的化学活性物质对微生物孢子壁的侵蚀。这些机制与等离子体产生过程中产生的热协同作用，从而破坏微生物及其DNA保护蛋白质。关于常压等离子体，它们包含前述的灭杀机制——紫外光子、热和孢子壁侵蚀。除此之外，它们还会导致孢子膜表面静电作用力的积累，以及活性氧物种和活性氮物种与微生物本身的相互作用。因此，常压等离子体会引起细胞壁、DNA及其繁殖能力的化学和热降解。

等离子体应用的实际限制包括高昂的成本以及由于产生等离子体所需的能量巨大，导致容器尺寸受限，且需要较长的等离子体处理持续时间才能达到相应的无菌保证水平（图3.1.4.3）。此外，由于等离子体难以穿透灭菌常用的包装，该技术的大规模应用及处理后无菌性的维持也受到较大限制。

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化学灭菌的材料考量

对生物材料科学家具有实际意义的环氧乙烷灭菌加工处理参数是那些不仅影响最终产品和包装，还会影响整个优化过程的参数。高真空度及其循环速率，以及腔室温度、浓度、暴露时间以及所使用的稀释剂，均可能影响包装和/或器械材料组分，特别是在考虑药品和生物制品时。其他参数，如腔室尺寸、循环时间长度以及任何预处理和/或通风步骤，都可能影响循环时间，从而影响产品通量。

尽管臭氧和过氧化氢的杀菌特性均源于其高反应性和氧化化学性质，但它们的效果可能大不相同。例如，过氧化氢对氨基甲酸酯和天然橡胶的灭菌效果优于臭氧，而硅酮和纤维素基塑料则更适合使用臭氧而非过氧化氢进行灭菌。液体、油类、粉末、棉花、亚麻、纸张等材料不仅用于外科用品，也用于包装，会吸收过氧化氢，因此无法通过该工艺进行灭菌。此外，臭氧的穿透性也略优于过氧化氢。尽管如此，在选择这两种技术时，决定性因素仍是对负载材料的材料特性以及氧化反应化学性质的理解。

研发、中试及小批量技术

小型环氧乙烷灭菌器是生物材料开发的有力工具。除了为受控良好的微生物杀灭挑战测试提供手段外，还可用于探索在最严苛参数下的材料相容性解决方案和产品。可开发并验证特殊的低温和/或低湿度环氧乙烷灭菌周期，以避免材料相容性问题。由于其便捷性和有效性，小型环氧乙烷腔室也广泛应用于医院以及研究实验室环境中。图3.1.4.2B展示了这样一个受控良好的研发用环氧乙烷腔室。

烷基化化学是环氧乙烷的微生物杀灭机制，可能会产生其他材料效应，但总体影响较小。其他环氧乙烷工艺参数，如温度、湿度和抽空循环，可能显著影响器械材料，通常是更受关注的问题。材料必须能够耐受特定环氧乙烷灭菌周期中最具挑战性的条件范围，包括在40°C下进行数天的湿度预处理和后续通风循环；在40–65°C的处理温度下进行6–24小时的环氧乙烷灭菌周期；相对湿度范围为30%–90%；以及在某些周期中抽空至2托，并具有非常快的抽空速率。

可生物吸收聚合物在这些条件下可能难以加工，因为其结构完整性通常会受到影响。温度和湿度都可能降解可生物吸收材料的材料特性。包装材料也必须予以考虑，因为它们需要能够承受抽空速率和压力。已知对典型的单次环氧乙烷灭菌循环有不良反应的材料包括聚丙烯酸酯，例如聚甲基丙烯酸甲酯，以及某些苯乙烯树脂，例如聚苯乙烯和苯乙烯丙烯腈。这些材料在某些应用中可能是可接受的，但必须在暴露于最不利循环（“最具挑战性的参数”）后进行仔细评估，以确保在整个器械保质期内具有临床可接受的性能。预计环氧乙烷灭菌不会随时间影响器械性能。

药品和生物制品：与环氧乙烷灭菌的相容性

在制药行业，环氧乙烷主要用于对进入无菌工艺的包装组件进行灭菌。这些组件包括瓶子、塞子、盖子等。当涉及药物本身的无菌性时，环氧乙烷通常作为最后的选择，因为它可能会对载体内的分子造成烷基化或水解，而且长时间暴露于高温可能导致药物热降解。此外，产品通风过程中涉及的真空过程可能导致配方中具有低沸点的组分蒸发。液体和粉末也不适用于环氧乙烷灭菌，因为气体难以渗透这些材料，除非将其铺成薄层。

同样，很少有生物制品与环氧乙烷灭菌不兼容。由于极端温度、环氧乙烷残留的存在以及对产品产生不必要的烷基化等因素，使得该灭菌方法对此类应用过于剧烈。具有讽刺意味的是，正是这种使环氧乙烷在灭菌中非常有效的烷基化性质，限制了其在生物制品行业中的应用，因为许多胺类和蛋白质（并非属于微生物）是期望保留的，而环氧乙烷和热加工处理常常会导致变性蛋白的产生，这是同样不希望出现的。

在人或动物组织不适用于终端灭菌选项的应用中，通常使用液体化学灭菌。通过该方法灭菌的产品的一个常见示例是血液透析器，因为它们无法承受高水平的灭菌以供重复使用。该技术的一个吸引人的特点是其简单性和时间效率。基本工艺包括将器械浸入含有醛类或氧化剂（例如戊二醛、过氧化氢或过氧乙酸）的液态化学剂溶液中。根据被灭菌材料的不同，这些溶液还可能含有缓冲剂、洗涤剂和防腐剂。然而需要考虑的一点是，该方法无法提供与终端灭菌过程相同的工艺控制或无菌保证水平（Chamberlain 等，1999）。尽管存在这一缺点，但该工艺的自动化已成功地为最终组织产品提供了安全保障。

热力技术

安全考虑

热力灭菌技术相关的危害包括热、蒸汽和压力。尽管该技术是最简单的灭菌技术，但遵循规程、定期维护、使用适当的验证指示剂以及控制排气可降低危害。除了常规的安全考虑外，选择合适的热力技术对灭菌效率起着重要作用。干热技术是用于耐热材料（如非水材料、油性注射药品、粉末、玻璃器皿和金属外科器械）最方便的方法。

作用与功效原理

热力过程通过使蛋白质（包括细胞的结构组分）凝固以及破坏细胞壁来杀灭微生物。该工艺的性质受到水或湿度存在的显著影响，具体体现在热量穿透、材料表面暴露时间以及生物负载对干热或湿热的敏感性方面。例如，Bacillus subtilis var niger 对干热的敏感性较低，而嗜热脂肪地芽孢杆菌对湿热或蒸汽的敏感性较低；因此，每种细菌均被用作生物指示剂，以检测相应灭菌处理的效力。作用和效力还受到被灭菌材料耐受高温以及在高压下耐受蒸汽能力的影响。

干热灭菌

干热技术是最简单的灭菌技术之一，仅依赖两个参数：温度和暴露时间。该技术的简单性使其在临床和工业应用中广受欢迎，适用于能够耐受170°C以上高温且不受有害影响的材料。对流、传导和热辐射是干热灭菌的主要原理。通常，干热技术包括在高温（160–330°C）下进行长达3小时的热暴露；然而，对于某些微生物，即使较低的温度（例如105°C）若延长作用时间也可能有效。对于非温度敏感的器械/组件而言，干热是操作上最方便的方法。最简单的干热技术是使用烘箱。商用烘箱配备水平或垂直送风以强制箱内空气流动，从而改善热量分布并确保干燥环境。空气通常通过高效微粒空气过滤器过滤以维持无菌状态。在更大规模的应用中，更倾向于使用辐射热隧道和单向气流。

蒸汽灭菌与消毒

与干热相比，湿热所需的热暴露时间显著缩短，并且无毒、快速、穿透性强且能量效率高。然而，该技术无法有效破坏内毒素（去热原）。此外，高温、高湿度和高压可能导致聚合物基材料软化、降解和水解。该技术广泛应用于工业领域和医院中，用于对玻璃安瓿瓶中的药品、塑料器皿以及拟重复使用的金属外科器械采用饱和加压蒸汽进行灭菌。监管机构优先推荐在可行的情况下使用蒸汽灭菌作为终端灭菌方法。蒸汽灭菌通常在120°C下进行，仅需20分钟，压力为121千帕。高压灭菌器广泛用于此技术（图3.1.4.4），其工作原理类似于带有计算机控制功能的压力锅，可用于循环监控。高压灭菌器一般分为两种主要类型：重力置换式高压灭菌器和高速预真空灭菌器。重力置换式高压灭菌器作为一种较慢的方法，具有最基本的灭菌循环，适用于实验室培养基和药品组分的灭菌。高速预真空灭菌器相对更快，因为负载室内的空气被机械方式移除。该技术特别适用于具有多孔结构的物品，因为蒸汽可渗透至孔隙中，而这在重力置换式高压灭菌器中是不可行的。

图片由 STERRIS生命科学公司提供。(B) 图片由Tuttnaur灭菌与感染控制公司提供))

应用注意事项

热力技术主要依赖于温度、时间、压力和相对湿度。由于工艺简单、维护成本低、无化学或辐射危害以及总体成本低，该技术在医院和行业中广泛应用。由于该工艺的性质，有机溶剂、非不锈钢、低熔点聚合物和可降解聚合物均不适用于高压灭菌。可能在灭菌过程中发生降解、熔化或水解的材料。尤其是采用干热时，表面特征或形貌可能发生熔化或变形，未合金化的裸钛金属表面的钝化氧化层性质也可能发生变化。医疗器械中使用的聚砜和硅酮可通过热进行灭菌；聚丙烯和聚乙烯吡咯烷酮优选采用蒸汽灭菌，而聚己内酯则优选采用干热灭菌。

无菌性材料开发考虑因素

了解一种灭菌方式的加工处理参数以及这些参数如何与材料相互作用（参见“基于辐射的技术”、“化学技术”和“热力技术”章节）是评估材料与特定终端灭菌过程相容性的关键因素。不同灭菌方式对材料影响的汇总见AAMI TIR17（表 3.1.4.1）。

选择最佳候选材料是优化材料与终端灭菌相容性的最可靠方法。有关选择与六种终端灭菌方式相容的材料的指南已有提供（AAMI，2008）。最具挑战性的材料选择情况是：对器械的临床应用至关重要的难以灭菌的主要材料，与对灭菌同样敏感的次要材料相结合，例如活性成分（药品或生物制品）、可生物吸收的材料和/或有源电子元件。最佳方法是选择一种与主要材料相容的灭菌方式，然后尝试选择与所选灭菌方式相容的次要材料。

材料和器械经过精心设计、优化和交付，以满足性能基准。灭菌后必须进行严格测试，以确保达到这些性能基准，并降低材料或器械的风险失败率并未增加，特别是从临床性能的角度来看。为了表征药物释放动力学及其他组合装置特性，可能需要对药物‐聚合物基质进行微米和纳米表征（丁等人，2009）。这不仅对于确保基质在控制释放方面的特性未发生变化至关重要，而且对于保持药品活性不变也同样重要。材料生物相容性可能随灭菌方式和工艺的不同而变化。器械内毒素水平通常对灭菌方式不敏感，检测可在灭菌前后进行。还应考虑灭菌对生物材料表面的影响。辐射通常对生物材料表面影响较小，而环氧乙烷、氧化性气体和液体化学灭菌剂则可能根据生物材料的应用产生正面或负面的表面效应（Chamberlain 等，1999）。

确保器械在其预期保质期内具备充分的器械性能，是生物医学科学家面临的最后一项材料相容性挑战。例如，在牙科填充材料中，发现玻璃离子体的微观结构特性会受到环氧乙烷灭菌的影响。研究观察到紫外线照射会影响材料的硬度，而蒸汽灭菌则会导致孔隙率增加以及材料硬度的降解（法鲁吉亚等人，2015）。由于医疗器械成本与保质期长短密切相关，因此必须保持材料随时间的稳定性，更重要的是包装稳定性和无菌性，以避免增加消费者的产品成本。应谨慎在与实际储存环境相似的条件下进行保质期和老化测试，通常这些测试会使用加速老化模型来进行。

灭菌后的安全测试与验证

对于存在显著灭菌材料相容性挑战的器械，深入理解无菌性概念及相关患者安全问题，可能是找到具有成本效益灭菌方案的关键。在灭菌选项的谱系一端是过度杀灭式终端灭菌，这种方案几十年来对材料相容性要求较低的器械已很好地服务于行业。另一端则包括对生物制品的液态化学剂灭菌以及对组合器械的无菌加工，从多个角度来看这些都属于相对高成本的选择。在这两个极端之间，存在着创新的终端灭菌验证方法以及非传统规格的终端灭菌。若无法熟练地在这系列选项中进行权衡与选择，生物材料科学家可能难以经济高效地将产品推向市场。

终端灭菌在极大程度上减少了完全包装产品上的微生物污染，并通过高过程控制满足监管的无菌性要求，具有巨大优势。然而，应当注意的是“无菌”和“灭菌”的定义是基于完全不存在可存活微生物（ISO/TS 11139, 2006）。这些定义存在问题，因为它们暗示了一种绝对状态。灭菌过程基于微生物失活，大多数情况下其性质为指数型，并遵循一级动力学。因此，灭菌的工艺参数以及验证程序的设计（如指示剂或待测样本数量）均可进行定量确定。

本节首先回顾与灭菌相关的产品及患者安全问题，接着概述通过无菌屏障包装进行的无菌验证以及长期维持无菌状态。

患者安全：FDA召回分类：I类、II类和III类

美国食品药品监督管理局（FDA）和疾病控制中心（CDC）发布的关于因医疗器械相关感染及产品召回而导致感染的公共通告表明，与行业终端灭菌实践不足相关的案例极少（Favero，2001）。因此，现行标准、医疗器械制造商及相关承包商在产品无菌性方面似乎能够提供安全有效的器械。大多数患者安全问题并非源于非无菌的无菌加工产品或灭菌不当的产品，无论其达到的无菌保证水平（SAL）如何。患者安全问题主要是在医院进行患者治疗过程中，将异物引入体内所致。2015年，美国大约发生了68.7万例医院获得性感染，相当于所有住院患者中患病率为4%（CDC，2020）。其中，22%为肺炎，22%为手术部位感染，20%为下呼吸道感染，17%为胃肠道感染，10%为血流感染，16%为皮肤和软组织感染，17%与其他问题相关（Magill等，2017）。以下案例研究通过分析几起与灭菌相关的事件及其导致的患者感染或伤害，提供了行业安全关注点可能所在的视角。

案例研究一

1998年4月13日，美国食品药品监督管理局针对AbTox Plazlyte灭菌系统的使用发布了一项安全警告。Plazlyte灭菌器采用专有的低温气体等离子体技术，并结合气化过氧乙酸进行灭菌。尽管该系统具备足够的致死量，但美国食品药品监督管理局尚未批准该灭菌器的安全性、性能或使用说明。这些灭菌器被直接销售给寻求环氧乙烷灭菌器替代方法的医院。此次警告是由于发生了严重眼部损伤，影响到角膜内皮细胞，导致部分患者需要进行角膜移植。问题出现在手术器械灭菌过程中，无菌器械表面形成了铜和锌盐。铜化合物残留对角膜内皮具有毒性，可导致失明（FDA, 1998）。在1998年1月8日至14日期间，接受眼内手术的八名患者中有六名出现了角膜水肿和角膜混浊（CDC, 1998）。

案例研究二

2012年至2014年期间，至少有九个美国医疗机构报告了由碳青霉烯类耐药肠杆菌科细菌引起的患者感染聚集事件，全球范围内报告了超过250例患者间感染传播以及超过20例死亡与这些并发症相关。发现感染在患者之间的传播原因是内窥镜，更确切地说是内窥镜清洁和再处理不足所致。尽管医疗机构遵循制造商推荐的高水平消毒规程，此类疫情仍在美国多个地点及全球范围内发生。不仅报告的感染病例在地理分布上广泛，而且涉及多种医疗器械设计和十二指肠镜制造商；感染病原体包括耐药性细菌以及抗生素敏感细菌。感染传播发现（美国疾病控制与预防中心，2014）以及后续的安全警报（美国食品药品监督管理局，2015）和指南（美国食品药品监督管理局，2019b）表明，有必要通过上市后监管对器械使用情况进行监测，观察真实世界中的再处理灭菌程序，以制定更新的消毒和无菌检测方案。

对于内窥镜等不会破坏组织屏障的器械，其传播风险和易感性源于与上皮黏膜的密切接触，而上皮黏膜具有相对较高的生物负载（10⁹–10¹²），在此基础上，使用后通过清洗和清洁实现九个数量级的减少，仍对达到无菌保证水平10⁻⁶构成重大挑战。此外，这些传播案例表明，内窥镜设计中为实现设备灵活性而设置的可弯曲颈部区域，以及用于标本采集或容纳电缆和电线的内部通道和导管，使得器械在临床场所的再处理过程中特别难以清洁和消毒。感染传播的报告促使出台了新的指南，不仅建议通过选择性培养结合改进的生物监测来验证无菌保证水平，还建议根据临床应用情况间歇性地采用强化环氧乙烷或化学液体灭菌。

然而，环氧乙烷由于需要广泛的控制措施以避免其致癌和致畸风险，已逐渐不再受欢迎。此外，使用环氧乙烷会显著增加器械周转时间，从而降低了医疗机构的采用率。液态化学剂灭菌剂（如过氧乙酸）一旦被验证为内窥镜再处理的有效技术并获得美国食品药品监督管理局的批准，可能成为可行的替代方法。在美国，每年使用十二指肠镜的手术数量超过65万例，即使是最小的报告缺陷率，也会使4500名以上患者面临相对可通过良好的消毒和维护实践预防的风险（Petersen et al., 2016. Gastroenterology 151, 46–50）。

生物学安全验证

欧洲和美国大多数器械分销的典型的无菌保证水平（SAL）为 10⁻⁶ （EN 556‐1；表 3.1.4.1）。或者，如果生物材料科学家、微生物学家和灭菌人员无法证明该器械从产品性能角度与任何灭菌过程相容，则可能需要将产品转为无菌工艺，其中污染率不得超过0.1%。然而，终端灭菌工艺显然是监管机构的首选。在这两种情况下，还必须证明该器械对目标人群的益处大于与其使用相关的风险（对患者的潜在危害及这些危害的严重性）。生物学安全验证通常使用与待灭菌产品批次分开的生物微生物污染进行；该初始生物负载代表了器械上可能存在的污染，通过培养测试确认灭菌后样品中的孢子不再具有活性，是有效的验证步骤。该生物制品所选的验证挑战必须是已知对正在使用的终端灭菌方法具有较强抗性的标准菌株（例如，辐照灭菌使用 Bacillus pumilis [E601 菌株] ，其中 Streptococcus faecium 和 Micrococcus radiodurans 对辐射也具有较强抗性；环氧乙烷灭菌则使用 嗜热脂肪芽孢杆菌）。对于更高的无菌保证水平，另一个主要的担忧是器械可能用于老年患者、免疫功能低下患者、HIV 感染者、移植患者、烧伤患者、新生儿和儿童。这种担忧被以下事实所抵消：这些高风险患者通常会接受无菌加工产品的治疗，且医疗机构在重复使用器械前通常会对其进行过度杀灭灭菌处理。

保持无菌：包装与保质期

产品包装和无菌屏障系统对于维持灭菌产品的安全性和完整性至关重要。器械包装必须在整个预期保质期内保持产品的无菌性。包装失效是导致产品召回最常见的原因之一。此类失效的可能原因包括：器械突出部分在无菌屏障上磨出的针孔、刚性包装组件中的裂纹、脱落的器械（如包装固定装置上的密封打开）、产品损坏或磨损，以及器械部件与其他材料摩擦产生的粉尘。受损包装会危及无菌产品的完整性，并成为患者安全问题。包装验证的相关标准为行业提供了器械包装验证的要求（ISO 11607‐1 和 AAMI TIR 22；表 3.1.4.1）。

用于气体灭菌剂灭菌的包装材料必须允许灭菌剂渗入器械表面，而辐照产品的包装则可以是蒸汽阻隔型的。对于辐照产品而言，使用透气包装可能是可取的，因为某些材料（如管路、手术单和防护服中使用的聚乙烯、聚氯乙烯和聚氨酯）在辐射灭菌过程中容易产生气体。如果这些气体被封闭在包装内，则在打开时可能会产生难闻气味。通过添加抗氧化剂或使用高分子量材料以及透气性包装材料，可减少气味产生（赫默里希，2000年）。出于产品材料相容性的考虑，并保护产品免受环境因素（如水蒸气、氧气等）的影响，可能需要提供气体透过率极低的包装。通常，产品和包装需经历加速老化程序、运输环境模拟，然后检查是否存在包装失效，以确保无菌性和产品完整性得以保持。

采购、质量体系和生产控制

为了更好地理解终端灭菌和无菌保证水平，将终端灭菌与无菌加工进行比较是很有帮助的。在无菌加工过程中，不会对产品初始污染菌进行灭活。这些产品在其最终包装中不经过灭菌过程。无菌加工定义为“在受控环境中对无菌产品、容器和/或器械的操作，其中空气供应、材料、设备和人员均受到控制以维持无菌性”（ISO 13408‐1, 2008年，2013年修订，2019年正在进一步修订）。无菌加工包括配制、过滤和灌装。制造商必须通过无菌工艺的模拟或培养基灌装，证明其控制措施对工艺各步骤相关污染风险的控制有效性。对无菌工艺中潜在污染的有效控制，可使非无菌单位的发生频率低于千分之一（0.1%）。最终产品的无菌性依赖于过滤效率和完整性、周围环境中无可用的污染源，以及对一系列操作的控制以“维持”无菌状态。

由于终端灭菌过程能够实现更好的过程控制和患者安全，当前的监管环境要求医疗器械制造商在转向无菌工艺之前，必须证明产品无法进行终端灭菌。此类证明所需的参数和风险评估方法在ISO 13408‐7:2012中有详细说明，适用于无法应用过程模拟（依据ISO 13408‐1）的过程（ISO 30061:2012）。液态化学剂灭菌和无菌加工是相对昂贵的选择，其过程控制水平可能不如终端灭菌高。因此，希望生物材料科学家能够探索创新性灭菌验证，以确保适当满足无菌保证水平要求。

在大多数灭菌验证中，灭菌过程所提供的致死量远高于实际所需。通常情况下，对于由与灭菌过程相容的材料和包装组成的器械，灭菌专家会采用易于验证的灭菌过程，例如高或极高标准灭菌剂量，也称为“过度杀灭”方法，该方法通常可实现10⁻¹²的无菌保证水平（SAL）值，且经常达到低于10⁻²⁰的值。如果产品和/或包装功能可能存在风险，则应考虑采取措施最小化终端灭菌过程，以确保材料相容性。

由于所使用的剂量除了考虑产品结构和灭菌方法有效性外，还考虑了初始生物负载，因此降低剂量或持续时间的一种方法是减少产品上的初始生物负载，以及采用创新技术，例如使用专用灭菌来针对性地处理产品几何结构中的内部相对难以接触的部位。

已开发出新的辐射灭菌验证方法（表 3.1.4.1：VD方法MAX，AAMI TIR33；改良方法2，AAMI TIR40），可针对特定产品实现尽可能低的剂量。同时优化最低灭菌剂量，这缩短了灭菌时间，最近已有多项针对具有更短读取和培养时间的生物指示物的监管批准申请，例如，在通风后将环氧乙烷灭菌的验证时间从最长24小时减少到4小时。如果材料机械完整性是更受关注的问题，则也可通过降低灭菌剂量，从而可能在较低温度或湿度条件下进行灭菌。

开发能够确保不仅是清洁度而且是无菌性的全模块化封闭式制造系统，是推动生物或组织工程产品转化的关键要求。此类系统将实现符合监管要求的质量保证和质量控制，并加速3D打印再生医学植入物或个性化医疗器械等新技术向临床应用的转化。

灭菌标准

对终端灭菌产品的信心来源于健全的过程控制、标准化、检测和验证体系。这一点至关重要，因为灭菌工艺的效力无法通过常规检测来证明。例如，只有通过对约一百万件产品进行检测且最多发现一件阳性时，才能真正证明10⁻⁶的无菌保证水平。由于这既不可能也不实际，因此选择通过标准对灭菌过程进行验证和确认。医疗器械和制药行业与监管机构共同采用的标准已在表 3.1.4.1中列出，供生物材料科学家参考。

从该列表可以看出，这些标准在术语定义、工艺、剂量计算、递送量测量、工艺验证以及明确的逐步程序方面都非常全面，不仅涵盖灭菌过程，还包括验证、材料检测以及包装和保质期。目前，越来越多负责制定技术标准并提供医疗器械安全政府法规的专业组织正在协调其标准要求，并发布共识标准文件或指南（如表 3.1.4.1中的ANSI/AAMI/ISO标准）。

灭菌设备和工艺必须经过确认和验证。首要考虑因素称为“产品定义”和“工艺定义”。对于辐射工艺，包括定义产品系列、确定最大可接受剂量（器械能够承受且仍能正常运行的最高剂量）以及确定灭菌剂量（经验证可确保器械无菌性的最小剂量）。对于环氧乙烷工艺的考虑因素包括定义产品系列、确认产品设计允许环氧乙烷和湿度渗透产品和包装、定义产品内部的最难杀灭位置，以及确定微生物失活速率。

灭菌过程必须经过安装确认（IQ）、运行确认（OQ）、性能确认（PQ）以及针对特定灭菌过程和产品批次的预期剂量测绘。IQ由文件验证定义，以满足用户和制造商要求。OQ验证常规设置是否符合环境条件、灭菌能量水平和循环时间的要求，而PQ则证明设备可重复运行，并且该性能可以被记录和追踪。最后一步，预期剂量测绘（例如，辐照用辐射传感器、环氧乙烷灭菌用EO试纸、热法用温度测绘）包括对分布数据记录仪和穿透数据记录仪的验证，以确保在产品批次内满足无菌保证水平（SAL）要求。这包括提供致死值证明，并测试三个成功完成全剂量处理的产品负载，其无菌失败水平低于预期值，以表明已建立适当的控制措施。此类确认与测试能够带来一些显著优势，例如仅需测试有限批次样本（通常为20–50个），即可确保高无菌保证水平，并通过批间文档记录剂量和失败情况，形成趋势分析和预测性数据，实现最大安全性。因此，即使出现有害结果，制造商和合同灭菌服务提供商也能准确识别问题所在。

总结与未来挑战

医疗器械行业得益于经过充分验证且可靠的终端灭菌技术，如辐射和环氧乙烷（EO），以及许多满足定制需求的技术。重要的加工处理参数和微生物杀灭机制已得到充分确立。通过采用极高的无菌规格保证、严格的过程控制以及健全的灭菌验证方法学，并将其纳入监管体系，终端灭菌有效确保了患者安全。

对于生物材料科学家而言，挑战在于熟练地将终端灭菌技术应用于尽可能多的产品，尤其是较新的组合器械。示例包括带有活性生物制剂的药物递送系统、可生物吸收的温敏性聚合物以及辐射敏感型电子元件。能够找到终端灭菌解决方案以避免无菌加工，将使器械行业能够以最低价格提供这些创新疗法，并实现最高的过程控制和患者安全水平。随着用于药物递送的下一代生物材料（如纳米颗粒）的开发，必须更加谨慎，以确保有效灭菌，特别是清除内毒素等污染物，同时不改变颗粒设计所需的性能。同样，3D打印等新型制造工艺的出现，也需要仔细考虑应采用何种灭菌技术；而在3D生物打印的情况下，则需明确哪些环节可在终端灭菌后进行，哪些环节必须采用无菌技术。

灭菌挑战的解决方案来自多个方面：生物材料科学家致力于开发能够耐受终端灭菌的坚固材料；通过改进过程控制以及实施良好生产与临床规范，以确保清洁度，并尽可能减少生物污染；微生物学家致力于探索更优的抗菌途径，同时避免使用对人员或社会构成风险的解决方案；以及通过严格的验证与测试，结合包装与储存控制，确保无菌医疗器械能够安全可靠地提供给患者和临床医生。生物材料科学家、产品工程师、相关监管机构及行业论坛之间日益加强的互动，正在推动新型灭菌方法的发展，以应对新发现的问题（如朊病毒和内毒素），同时也促进了新型验证测试标准的制定，从而提高灭菌过程的通量并降低相关成本。