CN111629777A - 有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件 - Google Patents

有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件 Download PDF

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Abstract

示例性加强构件有助于将电极引线插入患者的耳蜗中。该加强构件包括细长的主体，该主体被配置为与电极引线集成，以便在主体上不存在挠曲力的情况下将电极引线维持在大致线性的构型中。该加强构件还包括沿着主体的第一侧分布的压缩狭槽，当主体与电极引线集成时，主体的第一侧比第二侧更靠近电极。压缩狭槽被配置为在存在挠曲力的情况下压缩，以便使主体偏置为在向内方向上挠曲。另外，该加强构件包括应变释放狭槽，该应变释放狭槽沿着主体的第二侧分布并且被配置为扩张，以便在偏置主体被偏置为在向内方向上挠曲时与压缩狭槽互补。

Description

有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件
背景技术
耳蜗植入物系统用于提供、恢复和/或改善使用耳蜗植入物系统的耳蜗植入物患者遭受的听力丧失。在操作中，典型的耳蜗植入物系统包括一个或多个外部部件(诸如麦克风、声音处理器和头戴装置)，所述一个或多个外部部件相互配合以控制和指示一个或多个内部(例如，植入的)部件(诸如耳蜗植入物和电极引线，该电极引线具有沿电极引线布置的多个电极)。
电极引线可以通过外科手术植入患者的耳蜗中，以允许沿着电极引线布置的多个电极将耳蜗植入物生成的电刺激施加到耳蜗组织的不同区域。不幸的是，通过其将电极引线插入患者的耳蜗中的外科手术程序(在本文中称为“插入程序”)可能是一种精细且难于执行的程序。即使是在非常小心和熟练的情况下执行，插入程序也可能导致耳蜗受到创伤(例如，这可能会导致残余听力下降、患者遭受疼痛或不适等)、电极引线放置欠佳(例如，这可能会导致耳蜗植入物系统性能欠佳等)和/或其他不希望的后果。
附图说明
附图显示了各种实施例，并且是说明书的一部分。显示的实施例仅是示例，并且不限制本公开的范围。在所有附图中，相同或类似的附图标记表示相同或类似的元件。
图1显示了根据本文描述的原理的示例性耳蜗植入物系统。
图2显示了根据本文描述的原理的人体耳蜗的示意性结构。
图3显示了根据本文描述的原理的示例性电极引线组件，该电极引线组件包括电极引线和有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件。
图4显示了根据本文描述的原理的实现预定的刚度轮廓的图3的带狭槽加强构件的实施方式。
图5显示了根据本文描述的原理的示例性电极引线组件，该电极引线组件包括电极引线和实现为沿着电极引线的一部分永久地包覆模制的加强套管的带狭槽加强构件。
图6A显示了根据本文描述的原理的当主体在该主体上不存在挠曲力的情况下处于大致线性构型时，沿着示例性带狭槽加强构件的主体分布的多个示例性压缩狭槽和多个示例性应变释放狭槽。
图6B显示了根据本文描述的原理的当带狭槽加强构件的主体在该主体上存在挠曲力的情况下处于挠曲构型时的图6A的多个示例性压缩狭槽和多个示例性应变释放狭槽。
图7A显示了根据本文描述的原理的可以被包括在诸如图3的加强构件的带狭槽加强构件上的示例性的多个压缩狭槽和应变释放狭槽。
图7B显示了根据本文描述的原理的可以被包括在诸如图3的加强构件的带狭槽加强构件上的另一示例性的多个压缩狭槽和应变释放狭槽。
图7C显示了根据本文描述的原理的可以被包括在诸如图3的加强构件的带狭槽加强构件上的又一示例性的多个压缩狭槽和应变释放狭槽。
图7D显示了根据本文描述的原理的可以被包括在诸如图3的加强构件的带狭槽加强构件上的再一示例性的多个压缩狭槽和应变释放狭槽。
图8A显示了根据本文描述的原理的在由于患者的耳蜗的组织与集成有加强构件的电极引线之间的接触而存在的挠曲力的作用下挠曲的图3的电极引线组件的实施方式。
图8B显示了根据本文描述的原理的在由于施加到与加强构件的远侧末端联接的拉线上的张力而存在的挠曲力的作用下挠曲的图3的电极引线组件的实施方式。
图9A显示了根据本文描述的原理的示例性取向保持器，该取向保持器在示例性带狭槽加强构件的主体的近侧端部处联接到该主体。
图9B显示了根据本文描述的原理的图9A的取向保持器，该取向保持器与示例性电极引线接合以维持加强构件的第一侧比与第一侧相反的第二侧更靠近电极引线的电极。
具体实施方式
本文描述了有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件的实施方式。例如，如将在下面更详细地描述的那样，可以采用加强构件(例如，管心针、加强套管等)来便于将具有多个电极的电极引线插入耳蜗植入患者的耳蜗中。这种加强构件可以包括细长的主体，该主体具有第一侧和与第一侧相反的第二侧。加强构件的主体可以被配置为沿着电极引线的长度与电极引线的一部分集成，以便在主体上不存在挠曲力的情况下将电极引线的该部分维持在大致线性的构型中。例如，当加强构件的主体与电极引线集成时(例如，通过封装在电极引线的内腔中，通过包覆模制在电极引线的一部分上等)，主体的第一侧可以被配置为比第二侧更靠近电极。加强构件还可以包括沿着主体的第一侧分布的多个压缩狭槽和沿着主体的第二侧分布的多个应变释放狭槽。多个压缩狭槽可以被配置为在存在挠曲力的情况下压缩，以便使加强构件的主体偏置为在向内方向上挠曲。类似地，多个应变释放狭槽可以被配置为在存在挠曲力的情况下扩张，以便在主体被偏置为在向内的方向上挠曲时与多个压缩狭槽互补。
在一些示例中，如将在下面更详细地描述的那样，被包括在带狭槽加强构件上的多个压缩狭槽可以实现预定的刚度轮廓。例如，通过沿着带狭槽加强构件的主体的第一侧以不均匀的分布进行分布，多个压缩狭槽可以根据预定的刚度轮廓使加强构件的某些部分相对柔韧(例如，在存在挠曲力的情况下易于挠曲)，同时使加强构件的其他部分相对刚硬(例如，在存在挠曲力的情况下不易挠曲)。类似地，被包括在带狭槽加强构件上的多个应变释放狭槽可以通过沿着主体的第二侧以与多个压缩狭槽的不均匀分布相对应的不均匀分布进行分布，来进一步实现预定的刚度轮廓。除了沿着主体以不均匀的分布进行分布之外，压缩狭槽和/或应变释放狭槽还可以通过在不同的压缩狭槽或应变释放狭槽之间包括狭槽尺寸差异、在不同的压缩狭槽或应变释放狭槽之间包括狭槽类型差异、或者以可以用于特定实施方式的任何其他方式实现预定的刚度轮廓。
本文描述的有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件可以提供各种益处。特别地，这些带狭槽加强构件可以通过使这样的程序更容易一致且成功地执行来改进电极引线插入程序的结果。
如上面所提及，由于耳蜗的精细性质和插入程序的困难性，电极引线的插入程序通常可能与较大程度的耳蜗创伤风险相关联。例如，在被插入的电极引线过硬的示例中，电极引线可能会刮擦耳蜗的组织，而不是在与组织接触时挠曲。在某些情况下，电极引线甚至可能会通过刺穿要插入电极引线的耳蜗腔室的壁而从一个耳蜗腔室移位(translocate)到另一耳蜗腔室。这样的创伤可能导致残余听力的丧失、疼痛和不适，和/或对患者的其他负面后果。相反，在被插入的电极引线过分柔或软的示例中，由于不希望的扭曲、屈曲等，电极引线可能不顺从并且难以插入。在一些示例中，这种抵抗外科医生插入电极引线的尝试的阻力可能类似地导致移位或其他耳蜗创伤，因为在试图强迫电极引线顺从时可能会在电极引线上施加过大的力。
幸运的是，本文描述的带狭槽加强构件可以使电极引线具有优化的刚度，以在与耳蜗组织接触时挠曲(例如，不会对组织造成创伤)，而不会轻易挠曲而使电极引线变得不顺从且难以控制(例如，因此可能需要额外的力才能插入)。另外，因为带狭槽加强构件的刚度可以通过各种因素(诸如如上所述的狭槽分布、狭槽尺寸、狭槽类型等)来控制，所以带狭槽加强构件可以被定制和/或微调以实现可以用于特定实现实施方式的任何刚度。在一些示例中，如上面所提及，带狭槽加强构件的特征甚至可以在于在加强构件的不同部分处根据不均匀的预定的刚度轮廓具有不同的刚度梯度。例如，可以使带狭槽加强构件在需要刚度的部分(例如，在电极引线的远侧末端附近)处更硬，而在需要柔性的部分(例如，在电极引线的被构造为沿着耳蜗的某个弯曲部搁置的部分附近)处更柔软。此外，由于压缩狭槽和应变释放狭槽在带狭槽加强构件的相对侧上的互补布置，电极引线可以被偏置(例如，被约束、被限制等)为仅在一个方向(例如，向内)或两个方向(例如，向内或向外)上挠曲，而不是在任意方向(包括可能不希望有的侧向方向)上自由挠曲和扭曲。
由于通过本文描述的带狭槽加强构件可以实现的优化和定制的刚度轮廓，以及通过这些带狭槽加强构件可以实现的方向性挠曲和其他益处，可以通过手使用最少的附加工具或者不使用附加工具来执行涉及本文描述的带狭槽加强构件的电极引线插入程序。例如，在某些示例中，通过使电极引线在因为与耳蜗的组织接触而产生的挠曲力的作用下轻柔地单向挠曲，可以手动执行插入程序而无需特殊工具。在其他示例中，可以使用最少的工具手动执行插入程序，该最少的工具诸如是有助于对包括在加强构件中并且被配置为在加强构件上施加挠曲力从而使加强构件挠曲、同时避免与耳蜗组织接触的转向拉线的控制的工具。
此外，所有这些益处可以通过带狭槽加强构件来提供，该带狭槽加强构件相对便宜并且易于制造。例如，相比于由昂贵的贵金属(例如铂)制成，本文描述的带狭槽加强构件可以由标准外科手术不锈钢管或其他合适的材料构造。
另外，可以通过其构造本文描述的带狭槽加强构件的材料在如本文描述的那样挠曲时可以保持其形状(例如，没有塑性变形)。因此，尽管在一些示例中，这种加强构件在插入程序之后可以保持与电极引线永久地集成，但是在其他示例中，如果需要的话，在插入程序之后，可以相对容易地取出该加强构件。与某些传统的加强构件(其在挠曲时会塑性变形，因此如果在插入程序之后被取出，将有可能破坏耳蜗内的电极引线的构型)相比，这可能是有利的。
现在将参考附图更详细地描述各种实施例。所公开的系统和方法可以提供上面提及的益处中的一个或多个和/或将在本文中变得明显的各种附加和/或替代益处。
为了说明在其中可以操作有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件的示例性环境，图1描绘了示例性的耳蜗植入物系统100。如图所示，耳蜗植入物系统100可以包括麦克风102、声音处理器104、其中布置有线圈的头戴装置106、耳蜗植入物108和包括多个电极112的电极引线110。耳蜗植入物系统100内可以包括附加或替代部件，如可以用于特定的实施方式那样。
如图所示，耳蜗植入物系统100可以包括被配置为位于患者外部的各种部件，所述部件包括但不限于麦克风102、声音处理器104和头戴装置106。耳蜗植入物系统100还可以包括被配置为植入患者体内的各种部件，所述部件包括但不限于耳蜗植入物108和电极引线110。
麦克风102可以被配置为检测呈现给患者(例如，在本文中也称为耳蜗植入物系统100的用户)的音频信号。麦克风102可以以任何合适的方式实现。例如，麦克风102可以包括被配置为放置在耳朵的靠近耳道入口的外耳内的麦克风(诸如来自Advanced Bionics的T-MICTM麦克风)。这样的麦克风可以通过附接到耳钩的吊杆或茎杆而被保持在耳朵的靠近耳道的入口的外耳内，所述耳钩被配置为选择性地附接到声音处理器104。附加地或替代地，可以通过布置在头戴装置106内的一个或多个麦克风、布置在声音处理器104内的一个或多个麦克风、一个或多个波束形成麦克风和/或可以用于特定实施方式的任何其他适合的麦克风来实现麦克风102。
声音处理器104可以代表具有处理部件(例如，包括诸如处理器、内存、通信接口等的各种计算部件)、电池部件以及在某些实施方式中的一个或多个其他部件的声音处理器，所述一个或多个其他部件诸如是耳钩部件、电缆部件(例如，将声音处理器104与头戴装置106通信联接的电缆)等等。声音处理器104可以被配置为处理音频信号(例如，由麦克风102检测到的声学音频信号，通过辅助音频输入端口或临床医生的编程接口(“CPI”)设备输入的电音频信号等)，并被配置为指示代表音频信号的将被呈现给耳蜗植入物系统100的用户(例如耳蜗植入物患者)的刺激。例如，代表音频信号并由声音处理器部件指示要呈现给患者的刺激可以是由耳蜗植入物108生成并由电极112施加在植入用户体内的电极引线110上的电刺激。
声音处理器104可以被配置为指示耳蜗植入物108生成并向患者施加代表音频信号的电刺激(在本文中也称为“刺激电流”)。例如，声音处理器104可以指示耳蜗植入物108将电极刺激施加到与患者的听觉路径(例如，听觉神经)相关联的一个或多个刺激部位。示例性刺激部位包括但不限于耳蜗、耳蜗核、下丘脑和/或听觉途径中的任何其他核内的一个或多个位置。
声音处理器104可以根据选择的声音处理策略或程序来处理音频信号，以生成用于控制耳蜗植入物108的适当刺激参数。声音处理器104可以容纳在任何合适的壳体内。例如，声音处理器104可以被实现为耳后(“BTE”)单元、身体佩戴单元等。
在一些示例中，声音处理器104可以通过头戴装置106和耳蜗植入物108之间的无线通信链路114(例如，布置在头戴装置106内的线圈与包括在耳蜗植入物108中或联接到耳蜗植入物108的线圈之间的无线链路)向耳蜗植入物108无线地传输刺激参数(例如，以包括在前向遥测序列中的数据字语的形式)和/或功率。为此，头戴装置106可以通信地联接到声音处理器104，并且可以包括天线(例如，线圈和/或一个或多个无线通信部件)，所述天线被配置为有助于声音处理器104到耳蜗植入物108的选择性无线联接。附加地或替代地，头戴装置106可以用于选择性地和无线地将任何其他外部设备(例如，电池充电器等)联接到耳蜗植入物108。头戴装置106可以被配置为固定在患者的头部上，并被定位或对准成使得容纳在头戴装置106内的天线被通信地联接到包括在耳蜗植入物108内或以其他方式与耳蜗植入物108相关联的对应的可植入天线(其也可以通过线圈和/或一个或多个无线通信部件来实现)。以这种方式，刺激参数和/或功率信号可以经由无线通信链路114经皮地在声音处理器104和耳蜗植入物108之间无线地传递。
耳蜗植入物108可以包括可与本文描述的系统结合使用的任何类型的可植入刺激器。例如，耳蜗植入物108可以由可植入的耳蜗刺激器实现。在一些替代实施方式中，耳蜗植入物108可以包括脑干植入物和/或可以被植入患者体内并且被配置为向沿着患者的听觉路径定位的一个或多个刺激部位施加刺激的任何其他类型的耳蜗植入物。
电极引线110可以包括布置在电极引线110的远侧部分上的电极112阵列，该电极112阵列被配置为在电极引线110的远侧部分被插入耳蜗后插入耳蜗中以刺激耳蜗。如图所示，电极引线110可以被预先弯曲，以适当地配合在耳蜗的螺旋形状内。这样，电极112可以全部布置在电极引线的一侧(例如，如图所示，其中电极引线110被预先弯曲的内侧)。将理解的是，一个或多个其他电极(例如，包括未明确示出的接地电极)也可以布置在电极引线110的其他部分上(例如，布置在电极引线110的近侧部分上)，例如从而为电极112生成的刺激电流提供电流返回路径，因为其保持在耳蜗外部，而电极引线110布置在耳蜗内。
在一些示例中，耳蜗植入物108可以被配置为根据由声音处理器104向其传输的一个或多个刺激参数来生成代表由声音处理器104处理的音频信号(例如，由麦克风102检测到的音频信号)的电刺激。耳蜗植入物108还可以被配置为通过沿电极引线110布置的电极112将电刺激施加到患者体内的一个或多个刺激部位(例如，一个或多个耳蜗内位置)。在一些示例中，耳蜗植入物108可以包括多个独立的电流源，每个电流源与由电极112中的一个或多个限定的通道相关联。以这种方式，可以通过多个电极112将不同的刺激电流水平同时施加到多个刺激部位。
图2显示了可以将电极引线110插入其中的人体耳蜗200的示意性结构。如图2所示，耳蜗200呈螺旋形，其开始于基部202并且终止于顶点204。听觉神经组织206(在本文中也称为耳蜗组织)驻留在耳蜗200内，其在图2中用X表示。听觉神经组织206以音调性方式组织在耳蜗200内。相对较低的频率在耳蜗200的顶点204处或附近(称为“顶端区域”)进行编码，而相对较高的频率在基部202处或附近(称为“基部区域”)进行编码。因此，通过布置在顶端区域内的电极(即“顶端电极”)施加的电刺激可导致患者感知相对较低的频率，并且通过布置在基部区域内的电极(即“基部电极”)施加的电刺激可导致患者感知到相对较高的频率。特定电极引线上的顶端电极和基部电极之间的划定可以根据电极引线的插入深度、患者耳蜗的解剖结构和/或可以用于特定实施方式的任何其他因素而变化。
如上所述，在插入程序(通过其将诸如电极引线110的电极引线插入诸如耳蜗200的患者的耳蜗植入物中)之后，患者可以使用诸如耳蜗植入物系统100的耳蜗植入物系统。为了便于这种插入程序，可能希望电极引线足够坚硬以便被操纵到耳蜗中而不会屈曲、钩住和/或遇到上述其他问题。同时，还可能希望电极引线足够柔软以便在向电极引线施加很大的挠曲力时易于挠曲(例如，由于与耳蜗组织接触)。例如，希望的是在存在这种力的情况下电极引线挠曲并让位于耳蜗组织，而不是穿过组织移位或以其他方式对组织造成创伤。此外，如果电极引线能够在某些方向上(例如，在如图1所示的向内方向上)挠曲而不会在其他方向上(例如，在不符合耳蜗的形状的侧向方向上)扭曲或挠曲，则可以进一步有助于该插入程序。
为此，可以采用包括带狭槽加强构件的电极引线组件，其满足有助于电极引线插入程序的这些和其他准则。具体地，电极引线组件可以包括：电极引线，其具有细长的引线主体，该引线主体具有第一侧和与该第一侧相反的第二侧；多个电极，其沿着引线主体的第一侧布置；以及加强构件，其被配置为有助于将电极引线插入患者的耳蜗中。所述加强构件可以沿着所述电极引线的长度与所述电极引线的一部分集成，以便在所述加强构件上不存在挠曲力的情况下将所述电极引线的所述部分保持在大致线性的构型中。另外，所述加强构件可以包括沿着加强构件的与引线主体的第一侧相对应的第一侧分布的多个压缩狭槽，以及沿着加强构件的与引线主体的第二侧相对应的第二侧分布的多个应变释放狭槽。多个压缩狭槽可以被配置为压缩(例如，在存在挠曲力的情况下)，以便使加强构件偏置为在向内方向上挠曲。类似地，多个应变释放狭槽可以被配置为扩张(例如，在存在挠曲力的情况下)，以便在加强构件被偏置为在向内方向上挠曲时与多个压缩狭槽互补。
为了说明，图3描绘了示例性电极引线组件300，其包括电极引线和有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的带狭槽加强构件。具体地，图3显示了处于大致线性(例如，拉直)构型的电极引线组件300，所述大致线性构型诸如是在电极引线组件300被插入患者的耳蜗中的插入程序之前电极引线组件300所处于的构型。如图所示，电极引线组件300包括电极引线302，在图3中描绘了该电极引线302的远侧部分304。尽管远侧部分304包括电极引线302的远侧末端306，但是应当理解，在图3中未明确显示电极引线302的近侧部分308，而是由省略符号表示，该省略符号在所示的电极引线302的一部分上的最近侧的点处示出。将理解的是，电极引线302的近侧部分308可以延伸超过远侧部分304，以与诸如超出省略符号的耳蜗植入物108的耳蜗植入物联接。
电极引线302可以包括细长的引线主体310，其具有第一侧和与第一侧相反的第二侧，如图3中所标记的那样。沿着引线主体310的第一侧，可以布置多个电极312，其包括最远侧电极314和最近侧电极316。因为电极引线302被配置为以远侧端部306首先进入的方式插入耳蜗中，因此靠近近侧部分308的电极312可以被称为基部电极，其中电极316被称为最基部电极。类似地，靠近远侧末端306的电极可以被称为顶端电极，其中电极314被称为最顶端电极。尽管可以在近侧部分308(未示出)上包括附加电极(例如，诸如接地电极)，但是应当理解，沿着引线主体310的第一侧布置的电极312可以不沿着引线主体310的整个第一侧的整个长度分布，而是如图所示的那样限于远侧部分304。以类似的方式，将理解的是，带狭槽加强构件可以仅与电极引线302的某个部分集成(例如，而不是与电极引线302的整个长度集成)，和/或带狭槽加强构件的带狭槽部分可以仅对应于电极引线302的某个部分(例如，远侧部分304)，而带狭槽加强构件的其他部分(例如，与电极引线302的近侧部分308相对应的部分)可以不包括狭槽或其他的这种特征。
在图3的示例中，电极引线302被示出为还包括内腔318，管心针可以插入该内腔318中。这样，实现为管心针320的带狭槽加强构件可以被封装在内腔318内，以有助于将电极引线组件300插入患者的耳蜗中的插入程序。在某些示例中，管心针320可以被配置为临时封装在电极引线302的内腔318中，以便在将电极引线302通过外科手术插入患者的耳蜗中之后从内腔318移除。相反，在其他示例中，管心针320可以被配置为永久地封装在电极引线302的内腔318中，以便在将电极引线302通过外科手术插入患者的耳蜗中之后保持封装在内腔318中。
如图3所示，管心针320可以包括细长的主体322，该主体322具有第一侧和与第一侧相反的第二侧，并且被配置为封装在电极引线302的内腔318内，以便在主体322上不存在挠曲力的情况下将电极引线302维持在大致线性的构型中。主体322的第一侧对应于电极引线的第一侧，并且因此被配置为在主体322被封装在电极引线302的内腔318内时比主体322的第二侧更靠近电极312。
主体322可以由具有任何合适的塑性极限的任何合适的材料构造。例如，在一些实施方式中，管心针320的主体322可以由将在存在挠曲力的情况下随着主体322挠曲而塑性变形的材料构造。换句话说，即使在去除挠曲力之后，这些实施方式的管心针320也不会返回到大致线性的构型，而是可以至少部分地保持挠曲的构造。在其他实施方式中，管心针320的主体322可以由不会因为由于存在挠曲力而导致主体322向内挠曲而塑性变形(例如，未达到塑性极限)的材料构造，即使在管心针320向内挠曲到相对较大的偏转角(例如，高达270°，高达360°等)时也是如此。换句话说，即使在存在挠曲力的情况下这种实施方式的管心针320已经显著向内挠曲之后，在去除导致向内挠曲的挠曲力时，主体322也可以返回到图3所示的大致线性构型。如上所述，如果期望在将电极引线组件300插入耳蜗之后从内腔318移除管心针320，则这种实施方式可能是有利的。
考虑到这些因素，可以使用各种合适的材料中的任何一种来构造管心针320。例如，可以使用外科手术级不锈钢材料(例如，不锈钢手术管等)或聚合物材料(例如，聚酰亚胺管，PTFE管等)。另外，可以在构造管心针320的材料上施加涂层，以减少摩擦、保护材料等等。例如，可以采用PARYLENE涂层、PTFE涂层或其他合适的涂层。
如图3所示，管心针320可以包括沿着主体322的第一侧分布的多个压缩狭槽324，以及沿着主体322的第二侧分布的多个应变释放狭槽326。多个压缩狭槽324可以被配置为在存在挠曲力的情况下压缩，以便使主体偏置为在向内方向上挠曲(例如，如通过图1中的电极引线110所示，在具有电极的第一侧上向内卷曲)。同时，多个应变释放狭槽可以被配置为在存在挠曲力的情况下扩张，以便在主体被偏置为在向内方向上挠曲时与多个压缩狭槽互补。
狭槽324和326可以以可用于特定实施方式的任何方式形成。例如，狭槽324和326可以通过微机械加工工艺、通过激光切割等在管材中形成。在其他示例中，狭槽324和326可以通过模制工艺或以另一种合适的方式形成。
如图所示，多个压缩狭槽324和多个应变释放狭槽326分别沿着主体的第一侧和第二侧以对应于均匀刚度轮廓的相应均匀分布进行分布。每一组的多个狭槽(多个压缩狭槽或多个应变释放狭槽)包括全部具有相同尺寸和类型的狭槽，这进一步有助于实现整个管心针320上的均匀刚度。虽然这种均匀的狭槽分布、尺寸和类型在某些实施方式中可能是有利的，但是其他实施方式可以包括至少一些狭槽分布、尺寸和/或类型的变化，以实现非均匀的刚度轮廓。例如，管心针320中包括的多个压缩狭槽324可以通过根据预定的刚度轮廓以不均匀的分布沿着主体322的第一侧分布来实现所述预定的刚度轮廓，并且多个应变释放狭槽326还可以通过沿着主体的第二侧以与多个压缩狭槽324的非均匀分布相对应的非均匀分布进行分布来实现所述预定的刚度轮廓。
为了说明，图4示出了管心针320的实施方式，该管心针320通过包括狭槽分布、尺寸和类型的变化来实现预定的刚度轮廓。如图所示，管心针320的主体322的三个不同部分(每个部分的特征在于狭槽324和/或326的不同构型)在图4中被标记。部分402(包括两个子部分402-1和402-2)包括类型、尺寸和间隔与图3所示的均匀刚度轮廓类似的狭槽324和326。然而，非均匀刚度轮廓的不同部分由管心针320的部分404和部分406实现。
与部分402相比，部分404包括多个压缩狭槽324中的不同压缩狭槽324之间的狭槽尺寸差异以及多个应变释放狭槽326中的不同应变释放狭槽326之间的狭槽尺寸差异，而各个狭槽类型(例如，每个狭槽的大致形状)大致保持相同。另外，与部分402中的间隔相比，部分404中的狭槽324和326以狭槽之间的更大的间隔分布。由于这些差异中的一个或两个，部分404可以比部分402更坚硬。
相比之下，与部分402相比，部分406包括多个压缩狭槽324中的不同压缩狭槽324之间的狭槽类型差异，以及多个应变释放狭槽326中的不同应变释放狭槽326之间的狭槽类型差异。具体地，如下面将更详细地描述的那样，部分406中的压缩狭槽324和应变释放狭槽326可以是对称的，以便使部分406偏置为在向内方向或向外方向上挠曲，同时仍然限制部分406在侧向方向上挠曲或扭曲的能力。包括诸如部分406的对称部分(即，其中压缩狭槽324和应变释放狭槽326的尺寸和形状以相同的方式形成以有助于双向挠曲的部分)以及诸如部分402和/或404的非对称部分(即，其中压缩狭槽324和应变释放狭槽326的尺寸和形状彼此不同地形成以仅有助于单向挠曲的部分)在某些实施方式中可以是有益的。
图3和图4已经显示和描述了管心针320的实施方式的不同方面，以显示可以在诸如电极引线组件300的电极引线组件中使用的一种类型的带狭槽加强构件。然而，诸如管心针320的管心针仅仅是带狭槽加强构件可以被实现以有助于将电极引线插入患者的耳蜗中的方式的一个示例。在其他实施方式中，带狭槽加强构件可以以除诸如管心针320的管心针以外的方式来实现。例如，加强构件可以被实现为加强套管，该加强套管沿着电极引线的一部分永久地包覆模制，以便在通过外科手术将电极引线插入患者的耳蜗中之后与电极引线保持集成。
为了说明，图5示出了示例性电极引线组件500，其包括电极引线和实现为沿着电极引线的一部分永久地包覆模制的加强套管的带狭槽加强构件。图5显示了处于大致线性构型的电极引线组件500，所述大致线性构型例如是在电极引线组件500被插入患者的耳蜗中的插入程序之前电极引线组件500所处于的构型。电极引线组件500包括与上述电极引线组件300类似的各个方面和部件，因此，这些方面和部件用对应的附图标记编号。具体地，电极引线组件包括电极引线502，图5中描绘了所述电极引线502的远侧部分504。电极引线502的远侧部分504包括远侧末端506，并且与电极引线组件300一样，将理解的是，电极引线502的近侧部分508未明确示出，而是由省略符号表示，该省略符号在图5所示的电极引线502的一部分上的最近侧的点处示出。
电极引线502还包括细长的引线主体510，该引线主体510具有第一侧和与该第一侧相反的第二侧，如图5所标记的那样。沿着引线主体510的第一侧，示出了多个电极512被布置，其包括最远侧的电极514(例如，最顶端电极)和最近侧的电极516(例如，最基部电极)。
虽然在图3中示出了电极引线组件300包括被配置为封装带狭槽加强构件的管心针类型实施方式的内腔318，但是电极引线组件500不包括对应的内腔，因为电极引线组件500由不同类型的带狭槽加强构件实施方式支撑。例如，电极引线502可以是长的侧壁型电极引线(例如，长于27毫米并且与某些其他类型的电极引线相比被配置为相对较深地插入患者的耳蜗中的电极引线)。这样，电极引线502可以包括两个不同的部分518(例如，带套管部分518-1和无套管部分518-2)，其区别在于各自是否被图5中示出为加强套管520的带狭槽加强构件的实施方式所封装。如图所示，加强套管520沿着带套管部分518-1延伸，用于电极引线502的远侧部分504的一部分和整个近侧部分508，而无套管部分518-2包括远侧部分504的最远侧部分(例如，可能包括最远侧电极512中的一个或多个)。
在某些示例中，例如对于被配置为深深插入耳蜗的狭窄而精细的顶端部分中的长侧壁型电极引线，可能希望电极引线的最远侧部分与不是被配置为如此深地插入耳蜗中的较短的电极引线的情况相比更柔和更软。这样，无套管部分518-2可以是非常柔性的，因为它不受任何类型的加强构件的支撑。同时，这样的长电极引线在更近侧部分可能需要相对大量的支撑(例如，以支撑可能施加到长电极引线的相对较大的重量和/或杠杆力)。这样，可以使用相对较硬的加强套管520(或至少实现包括相对较硬的某些区域的刚度轮廓的加强套管520)来沿着带套管部分518-1提供支撑。
如图5所示，加强套管520可以包括细长的主体522，该主体522具有第一侧和与第一侧相反的第二侧，并且被配置为用作用于带套管部分518-1的加强套管(例如，通过沿带套管部分518-1永久地包覆模制)，以便在主体522上不存在挠曲力的情况下将电极引线502维持在大致线性的构型中。主体522的第一侧对应于电极引线502的第一侧，并且因此被配置为在主体522与电极引线502的带套管部分518-1集成(例如，沿其永久地包覆模制)时比主体522的第二侧更靠近电极512。
与上述管心针320的主体322一样，加强套管520的主体522可以由具有任何合适的塑性极限的任何合适的材料构造。例如，在一些实施方式中，加强套管520的主体522可以由在存在挠曲力的情况下随着主体522的挠曲而塑性变形的材料构造。在其他实施方式中，加强套管520的主体522可以由不会因为由于存在挠曲力而导致主体522向内挠曲而塑性变形(例如，未达到塑性极限)的材料构造，即使在加强套管520向内挠曲到相对较大的偏转角时也是如此。与管心针320一样，可以使用各种合适的材料(诸如外科手术级不锈钢材料、聚合物材料等)中的任何一种来构造加强套管520。
如图5所示，加强套管520可以包括沿着主体522的第一侧分布的多个压缩狭槽524，以及沿着主体522的第二侧分布的多个应变释放狭槽526。多个压缩狭槽524可以被配置为在存在挠曲力的情况下压缩，以便使主体522偏置为在向内方向上挠曲，如上面关于管心针320的主体322描述的那样。同时，多个应变释放狭槽526可以被配置为在存在挠曲力的情况下扩张，以便在主体522被偏置为在向内方向上挠曲时与多个压缩狭槽524互补。狭槽524和526可以以本文所述的任何方式或以可以用于特定实施方式的任何方式形成。另外，多个压缩狭槽524和多个应变释放狭槽526可以分别沿着主体的第一侧和第二侧以对应于可以用于特定实施方式的任何均匀或不均匀的刚度轮廓的相应均匀或不均匀的分布进行分布。如以上关于管心针320中的狭槽所描述的那样，加强套管520的狭槽524和526也可以包括全部具有相同特性(例如，狭槽尺寸、狭槽类型等)的狭槽或具有变化特性以实现非均匀刚度轮廓的狭槽。
无论带狭槽加强构件是实现为管心针(例如，管心针320)、加强套管(例如，加强管套520)，还是以一些其他合适的形式实现，沿着带狭槽加强构件分布的相应的压缩狭槽和应变释放狭槽可以在存在特定挠曲力的情况下通过压缩和/或扩张而用于引导、指示、允许和/或以其他方式使带狭槽加强构件的主体偏置为在某个方向上以及以某种柔韧度挠曲。
为了说明，图6A示出了沿着示例性带狭槽加强构件的主体分布的多个示例性压缩狭槽和多个示例性应变释放狭槽，此时该主体处于主体上不存在挠曲力的情况下的大致线性构型600-A，而图6B示出了相同的多个压缩狭槽和应变释放狭槽，此时该主体处于主体上存在挠曲力的情况下的挠曲构型600-B。具体地，在图6A中，在没有挠曲力施加到主体602上时，带狭槽加强构件(例如，如上所述的管心针320或加强套管520)的主体602的一部分被示出为包括多个未挠曲(例如，未压缩)的压缩狭槽604-A和互补的多个未挠曲(例如，未扩张)的应变释放狭槽606-A。在图6B中，当挠曲力施加到主体602上时，主体602的该部分被示出为具有多个挠曲(例如，压缩)的压缩狭槽604-B和互补的多个挠曲(例如，扩张)的应变释放狭槽606-B。
压缩狭槽604(例如，压缩狭槽604-A或604-B，这取决于是否有挠曲力施加到主体602上)和应变释放狭槽606(例如，应变释放狭槽606-A或606-B，这取决于是否有挠曲力施加到主体602上)可以以任何方式挠曲(例如，压缩或扩张)和/或可以采取可以用于特定实施方式的任何形式。例如，图7A至图7D显示了可以在不同的实施方式中包括在带狭槽加强构件(例如，管心针320或加强套管520)上的压缩狭槽和应变释放狭槽的一些示例性的多个狭槽700(例如，所述多个示例分别为700-A至700-D)。如在图6A中的那样，在图7A至图7D中的压缩狭槽和应变释放狭槽的多个狭槽700中的每一个中，压缩狭槽被显示在底部，而应变释放狭槽被显示在顶部(例如，使得“向内”挠曲将涉及每个相应的带狭槽加强构件部分的端部朝着页面的底部挠曲)。
在图7A至图7D中所示的每个示例中，示出了应变释放狭槽以一对一的方式与对应的压缩狭槽互补，其中一个应变释放狭槽定位在两个相邻压缩狭槽之间的中点上方。这对于应变释放狭槽来说是与由压缩狭槽执行的对加强构件主体的偏置互补的有效方式。然而，应当理解，这不是应变释放狭槽可以与压缩狭槽互补的唯一构造类型。例如，除了压缩狭槽和应变释放狭槽之间的一对一关系之外，在某些示例中对于每一个应变释放狭槽可以存在两个或更多个压缩狭槽，或者在其他示例中对于每两个或更多个应变释放狭槽仅存在一个压缩狭槽。这样，每个应变释放狭槽可以相对于该应变释放狭槽所对应的可以用于特定实施方式的一个或多个压缩狭槽(即，应变释放狭槽被配置为与其互补的压缩狭槽)布置在任何合适的位置。
在某些示例中，如在图7A和图7B中具体显示的那样，压缩狭槽可以诸如通过更大、不同形状、更复杂等而不同于它们对应的应变释放狭槽。例如，如通过多个狭槽700-A和700-B所示的那样，所述多个示例的压缩狭槽中的至少一些与所述多个示例中的互补应变释放狭槽在狭槽尺寸和狭槽类型中的至少一个上不同。如本文所使用的那样，这种压缩狭槽和应变释放狭槽可以被称为彼此“不对称”。在某些示例中，诸如多个狭槽700-A和700-B的多个不对称的压缩狭槽和应变释放狭槽可以是有利的，因为它们可以使带狭槽加强构件偏置为仅在向内方向上挠曲(例如，同时限制加强构件在与向内方向相反的向外方向上和/或在任何侧向方向上挠曲)。
在其他示例中，如在图7C和图7D中具体显示的那样，压缩狭槽可以例如通过共享相同的狭槽类型、狭槽尺寸和/或其他这种特性而与它们对应的应变释放狭槽类似或相同(例如，尽管是反向的)。例如，如通过多个狭槽700-C和700-D所示的那样，所述多个示例中的压缩狭槽中的至少一些与所述多个示例中的互补应变释放狭槽在狭槽尺寸和狭槽类型上等同。如本文所用，这样的压缩狭槽和应变释放狭槽可以被称为彼此“对称”。在某些示例中，诸如多个狭槽700-C和700-D的对称的多个压缩狭槽和应变释放狭槽可以是有利的，因为它们可以使带狭槽加强构件偏置为在向内方向上或在与向内方向相反的向外方向上挠曲(例如，同时仍然限制加强构件在任何侧向方向上挠曲)。换句话说，由于在这些示例中压缩狭槽和应变释放狭槽的对称性，每个狭槽都可以在加强构件在一个方向上挠曲时用作压缩狭槽，同时在加强构件在相反的方向上挠曲时用作应变释放狭槽。因此，当在向外方向上挠曲时(例如，加强构件的每个部分的两端朝着页面的顶部挠曲时)，沿着主体的顶部分布的应变释放狭槽可以基本上转换成压缩狭槽，而沿着主体的底部分布的压缩狭槽可以基本上转换成应变释放狭槽。
在某些示例中，多个不对称或对称的压缩狭槽和应变释放狭槽可以包括回弹特征，以帮助在挠曲运动的不同阶段控制加强构件主体的柔性。例如，多个压缩狭槽中的至少一些压缩狭槽可以是回弹切口，其被配置为在挠曲运动的初始阶段期间机械地提供第一刚度，而在挠曲运动的后续阶段期间机械地提供第二刚度，其中第二刚度大于第一刚度。
返回图6A和图6B，构型600-A和600-B显示了示例性回弹特征如何与“蘑菇形”回弹压缩狭槽(例如压缩狭槽604)一起工作。应当理解，关于压缩狭槽604描述的回弹原理可以类似地应用于图7A至图7D中的多个狭槽700中的压缩狭槽中的任何一个。如在图6A中的压缩狭槽604中的一个上示出的那样，各个接触点608不接触对应的接触点610，从而允许压缩狭槽604在挠曲运动的初始阶段期间(例如，当主体602初始地从大致线性的构型600-A向挠曲构型600-B挠曲时)以相对低的刚度(即，相对高的柔韧度)压缩。然而，如在图6B中的相同压缩狭槽604上示出的那样，接触点608在挠曲构型600-B中可各自与对应的接触点610物理接触，从而如果在挠曲运动的后续阶段期间(例如，当主体602已经挠曲到希望的偏转角时)其进一步压缩，则迫使压缩狭槽604具有较高的刚度(即较低的柔韧度)。
导致大致线性的构型600-A挠曲成挠曲的构型600-B的挠曲力可以源自各种来源中的任何一种。例如，带狭槽加强构件的主体上的挠曲力可以由于患者的耳蜗的组织与带狭槽加强构件或带狭槽加强构件为其一部分的电极引线组件的另一部分之间的接触而存在。例如，挠曲力可以源自耳蜗组织和电极引线与加强构件的主体集成的一部分之间的接触。作为另一示例，带狭槽加强构件的主体上的挠曲力可以由于施加到与加强构件的远侧末端联接(例如焊接到其上)的拉线上的张力而存在，或者由于可以用于特定实施方式的以另一种方式施加的另一种合适的力而存在。
然而，将理解的是，重力(例如，加强构件由于其自身的重量的重力)、流体压力(例如，在插入程序期间的空气压力或耳蜗流体压力等)和/或在插入程序期间在希望加强构件开始挠曲之前可能存在于加强构件上的力不是足以被认为是如本文所使用的术语“挠曲力”的力。换句话说，带狭槽加强构件可以足够坚硬以在存在这些各种较小力时维持大致线性的构型600-A，但是可以在存在诸如来自组织接触、拉线张力等的挠曲力的情况下挠曲。
为了说明，图8A描绘了在示例性插入程序期间在由于患者的耳蜗的组织与集成有加强构件的电极引线之间的接触而存在的挠曲力下挠曲的电极引线组件300的实施方式300-A(即，包括实现为管心针320的带狭槽加强构件的图3的电极引线组件)。具体地，如图所示，电极引线组件300的实施方式300-A(“电极引线组件300-A”)包括具有内腔318-A的电极引线302-A，所述内腔318-A中封装有管心针320-A。将理解的是，为了清楚起见而未在图8A中具体示出或标记的电极引线组件300和/或其部件的各个方面都可以存在并且可以如上面关于电极引线组件300所描述的那样起作用。
电极引线组件300-A通过插入程序804-A插入耳蜗802中。在图8A中所描绘的插入程序804-A期间的时刻，电极引线组件300-A(特别是，例如电极引线302-A)已经与耳蜗802的组织进行物理接触，从而在电极引线302-A上施加挠曲力806-A。进而，挠曲力806-A也被示出为对内腔318-A内的管心针320-A的挠曲负责。这样，管心针320-A上的压缩狭槽中的一些已压缩，并且应变释放狭槽中的一些已扩张，以使管心针320-A的主体偏置为在向内方向上以不会对耳蜗802的组织造成创伤的最佳柔韧度进行挠曲。因为管心针320-A以这种方式引导和控制电极引线组件300-A的挠曲，所以插入程序804-A可以由外科医生执行(例如，在没有机器人或计算机辅助的情况下手动进行)，而无需使用有时被用于促进插入程序的专用工具或装备。当外科医生将电极引线组件300-A轻轻地插入耳蜗802中时，管心针320-A可以轻轻地引导电极引线组件300-A挠曲以适应耳蜗802的曲率，而不会引起耳蜗创伤(例如移位)。
作为另一示例，图8B描绘了在示例性插入程序期间在由于施加到与加强构件的远侧末端联接的拉线的张力而存在的挠曲力下挠曲的电极引线组件300的类似但不同的实现方式300-B。具体地，如图所示，电极引线组件300的实施方式300-B(“电极引线组件300-B”)包括具有内腔318-B的电极引线302-B，在内腔318-B中封装有可操纵管心针320-B。与上面的图8A一样，将理解的是，为了清楚起见而未在图8B中具体示出或标记的电极引线组件300和/或其部件的各个方面也可以存在并且可以如上所述地起作用。
电极引线组件300-B通过插入程序804-B被插入耳蜗802中。在图8B中所描绘的插入程序804-B期间的时刻，即使电极引线组件300-B还未与耳蜗802的组织进行物理接触，其就已经开始挠曲。取而代之，挠曲力806-B被显示为联接(例如，焊接等)到管心针320-B的远侧末端的拉线808上的张力。如图所示，当将张力施加到拉线808上时(例如，由外科医生使用有助于向拉线808施加张力的工具执行插入程序804-B)，管心针320-B上的压缩狭槽中的一些已压缩，应变释放狭槽中的一些已扩张，并且管心针320-B的主体已经根据狭槽所实现的向内挠曲偏置而挠曲。因为拉线808可以以该方式引导和控制管心针320-B使电极引线组件300-B挠曲，所以插入程序804-B可以由外科医生(例如，在没有机器人或计算机辅助的情况下手动进行)使用最少的工具(例如，被配置为有助于向拉线808施加张力的工具)执行。当外科医生将电极引线组件300-B插入耳蜗802中时，可以使用拉线808来操纵管心针320-B以使电极引线组件300-B挠曲为适应耳蜗802的曲率，而不会引起耳蜗创伤(例如移位)。实际上，在某些示例中，外科医生可以在电极引线组件300-B和耳蜗802的组织之间几乎没有或根本没有接触的情况下将电极引线组件300-B操纵到耳蜗802中。通过插入程序804-B将电极引线组件300-B主动操纵到耳蜗802中可以基于预计划或任何合适类型的术中监测或反馈。在一些示例中，外科医生可以仅使用一只手来执行插入程序804-B(包括主动地操纵管心针320-B)。
由于使用封装在电极引线组件的相应内腔中的管心针来执行诸如插入程序804-A或804-B的插入程序，以控制电极引线组件的挠曲，因此重要的是使管心针在内腔中保持正确的取向。例如，如果管心针扭曲或旋转，使得管心针的第一侧(即布置压缩狭槽的一侧)不再面向电极引线的第一侧(即布置电极的一侧)，电极引线组件可能会在不希望的方向上挠曲和/或插入程序可能以其他方式被破坏。因此，希望确保管心针被偏置为以其挠曲的单向或双向方式保持与外科医生希望封装管心针的电极引线挠曲的方式对准。
为此，诸如管心针(或者沿着电极引线非永久地包覆模制的加强套管)的加强构件可以被构造为包括在主体的近侧端部联接到加强构件的主体上的取向保持器。这样，当主体与电极引线集成时，由于取向保持器与电极引线的接合，主体的第一侧可以被配置为比第二侧更靠近电极(即，如上所述保持正确对准)。
为了说明，图9A描绘了在主体的近侧端部处联接到示例性带狭槽加强构件的主体的示例性取向保持器。具体地，图9A显示了示例性管心针900的近侧端部，该管心针900包括主体902并且联接到取向保持器904，该取向保持器904被实现为被配置为与电极引线的主体接合的机械特征。尽管未显示管心针900的主体902上的压缩狭槽和应变释放狭槽，但是应当理解，这样的狭槽可以分别布置在管心针900的未明确示出的远侧部分的第一侧和第二侧上(例如，如关于上面的其他管心针显示的那样)。
图9B显示了与示例性电极引线接合以维持管心针900的主体902的第一侧比与第一侧相反的第二侧更靠近电极引线的电极的取向保持器904。具体地，取向保持器904在接合位置906处放置在电极引线908的主体上或与电极引线908的主体连接、配合、附接或以其他方式接合。虽然取向保持器904被显示为能够沿着电极引线908的主体一定程度地滑动，但是将理解的是，在一些实施方式中，电极引线908的其他特征可以将取向保持器904保持在适当的位置，使得接合位置906保持在引线主体上的静态位置。另外，尽管在图9A和图9B中显示了一种类型的取向保持器和引线主体，但是将理解的是，可以采用可用于特定实施方式的各种其他合适的设计来保持管心针900的主体902的第一侧和第二侧相对于电极引线908的取向。
在前面的描述中，已经参考附图描述了各种示例性实施例。然而，将显而易见的是，在不脱离所附权利要求书所阐述的本发明的范围的情况下，可以对其进行各种修改和改变，并且可以实现附加实施例。例如，本文描述的一个实施例的某些特征可以与本文描述的另一实施例的特征组合或将其替代。因此，说明书和附图应被认为是说明性的而不是限制性的。

Claims (20)

1.一种有助于将具有多个电极的电极引线插入患者的耳蜗中的加强构件，所述加强构件包括：
细长的主体，其具有第一侧和与所述第一侧相反的第二侧，并且被配置为沿着所述电极引线的长度与所述电极引线的一部分集成，以便在所述主体上不存在挠曲力的情况下将所述电极引线的该部分维持在大致线性的构型中，所述第一侧被配置为在所述主体与所述电极引线集成时比所述第二侧更靠近所述电极；
沿着所述主体的所述第一侧分布的多个压缩狭槽，所述多个压缩狭槽被配置为在存在挠曲力的情况下压缩，以便使所述主体偏置为在向内方向上挠曲；以及
沿着所述主体的所述第二侧分布的多个应变释放狭槽，所述多个应变释放狭槽被配置为在存在挠曲力的情况下扩张，以便在所述主体被偏置为在所述向内方向上挠曲时与所述多个压缩狭槽互补。
2.根据权利要求1所述的加强构件，其中：
所述多个压缩狭槽通过根据预定的刚度轮廓以不均匀的分布沿着所述主体的所述第一侧分布来实现所述预定的刚度轮廓；并且
所述多个应变释放狭槽还通过以与所述多个压缩狭槽的不均匀分布相对应的不均匀分布沿着所述主体的所述第二侧分布来实现所述预定的刚度轮廓。
3.根据权利要求2所述的加强构件，其中，所述多个压缩狭槽和所述多个应变释放狭槽中的至少一个还通过包括以下至少一项来实现所述预定的刚度轮廓：
所述多个压缩狭槽中的不同压缩狭槽之间的狭槽尺寸的差异；
所述多个应变释放狭槽中的不同应变释放狭槽之间的狭槽尺寸的差异；
所述多个压缩狭槽中的不同压缩狭槽之间的狭槽类型的差异；以及
所述多个应变释放狭槽中的不同应变释放狭槽之间的狭槽类型的差异。
4.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述多个压缩狭槽和所述多个应变释放狭槽分别沿着所述主体的所述第一侧和第二侧以对应于均匀刚度轮廓的相应均匀分布进行分布。
5.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述多个压缩狭槽中的至少一些压缩狭槽与所述多个应变释放狭槽中的互补应变释放狭槽在狭槽尺寸和狭槽类型中的至少一项上不同，使得主体被偏置为仅在向内方向上挠曲。
6.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述多个压缩狭槽中的至少一些压缩狭槽与所述多个应变释放狭槽中的互补应变释放狭槽在狭槽尺寸和狭槽类型上等同，使得主体被偏置为在向内方向上或在与所述向内方向相反的向外方向上挠曲。
7.根据权利要求1所述的加强构件，其中：
所述多个压缩狭槽中的至少一些压缩狭槽是回弹切口，其被配置为在挠曲运动的初始阶段期间机械地提供第一刚度，以及在所述挠曲运动的后续阶段期间机械地提供第二刚度；并且
所述第二刚度大于所述第一刚度。
8.根据权利要求1所述的加强构件，其中：
所述加强构件的主体由不会因为所述主体由于挠曲力的存在而向内挠曲而塑性变形的材料构造；并且
在所述向内挠曲之后，当去除导致所述向内挠曲的挠曲力时，所述主体返回到所述大致线性的构型。
9.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述主体上的所述挠曲力是由于所述患者的耳蜗的组织和所述电极引线的与所述加强构件的所述主体集成的部分之间的接触而存在。
10.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述主体上的所述挠曲力是由于施加到与所述加强构件的远侧末端联接的拉线的张力而存在。
11.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述加强构件被实现为管心针，所述管心针被配置为临时封装在所述电极引线的内腔中，以便在将所述电极引线通过外科手术插入患者的耳蜗中之后能够从所述内腔移除。
12.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述加强构件被实现为管心针，所述管心针被配置为永久地封装在所述电极引线的内腔中，以便在将所述电极引线通过外科手术插入患者的耳蜗中之后保持封装在所述内腔中。
13.根据权利要求1所述的加强构件，其中，所述加强构件被实现为加强套管，所述加强套管沿着所述电极引线的所述部分永久地包覆模制，以便在将所述电极引线通过外科手术插入患者的耳蜗中之后保持与所述电极引线集成。
14.根据权利要求1所述的加强构件，还包括在所述主体的近侧端部处联接到所述主体的取向保持器；
其中，在所述主体与所述电极引线集成时，由于所述取向保持器与所述电极引线的接合，所述第一侧被配置为比所述第二侧更靠近所述电极。
15.一种电极引线组件，其包括：
电极引线，其包括：
细长的引线主体，其具有第一侧和与所述第一侧相反的第二侧，
沿着所述引线主体的所述第一侧布置的多个电极；以及
加强构件，其被配置为通过沿着所述电极引线的长度与所述电极引线的一部分集成，以便在所述加强构件不存在挠曲力时将所述电极引线的该部分维持在大致线性的构型中，从而有助于将所述电极引线插入患者的耳蜗中，所述加强构件包括：
沿着所述加强构件的对应于所述引线主体的所述第一侧的第一侧分布的多个压缩狭槽，所述多个压缩狭槽被配置为在存在挠曲力的情况下压缩，以便使所述加强构件偏置为在向内方向上挠曲；以及
沿着所述加强构件的对应于所述引线主体的所述第二侧的第二侧分布的多个应变释放狭槽，所述多个应变释放狭槽被配置为在存在挠曲力的情况下扩张，以便在所述加强构件被偏置为在所述向内方向上挠曲时与所述多个压缩狭槽互补。
16.根据权利要求15所述的电极引线组件，其中：
所述多个压缩狭槽通过根据预定的刚度轮廓以不均匀的分布沿着所述加强构件的所述第一侧分布来实现所述预定的刚度轮廓；并且
所述多个应变释放狭槽还通过以与所述多个压缩狭槽的不均匀分布相对应的不均匀分布沿着所述加强构件的所述第二侧分布来实现所述预定的刚度轮廓。
17.根据权利要求16所述的电极引线组件，其中，所述多个压缩狭槽和所述多个应变释放狭槽中的至少一个还通过包括以下至少一项来实现所述预定的刚度轮廓：
所述多个压缩狭槽中的不同压缩狭槽之间的狭槽尺寸的差异；
所述多个应变释放狭槽中的不同应变释放狭槽之间的狭槽尺寸的差异；
所述多个压缩狭槽中的不同压缩狭槽之间的狭槽类型的差异；以及
所述多个应变释放狭槽中的不同应变释放狭槽之间的狭槽类型的差异。
18.一种有助于将具有多个电极的电极引线插入患者的耳蜗中的管心针，所述管心针包括：
细长的主体，其具有第一侧和与所述第一侧相反的第二侧，并且被配置为封装在所述电极引线的内腔中，以便在所述主体上不存在挠曲力的情况下将所述电极引线维持在大致线性的构型中，所述第一侧被配置为在所述主体被封装在所述电极引线的所述内腔中时比所述第二侧更靠近所述电极；
沿着所述主体的所述第一侧分布的多个压缩狭槽，所述多个压缩狭槽被配置为在存在挠曲力的情况下压缩，以便使所述主体偏置为在向内方向上挠曲；以及
沿着所述主体的所述第二侧分布的多个应变释放狭槽，所述多个应变释放狭槽被配置为在存在挠曲力的情况下扩张，以便在所述主体被偏置为在所述向内方向上挠曲时与所述多个压缩狭槽互补；
其中，所述管心针的所述主体由不会因为所述主体由于挠曲力的存在而向内挠曲而塑性变形的材料构造，并且在所述向内挠曲之后，当去除导致所述向内挠曲的挠曲力时，所述主体返回到所述大致线性的构型。
19.根据权利要求18所述的管心针，其中：
所述多个压缩狭槽通过根据预定的刚度轮廓以不均匀的分布沿着所述主体的所述第一侧分布来实现所述预定的刚度轮廓；并且
所述多个应变释放狭槽还通过以与所述多个压缩狭槽的不均匀分布相对应的不均匀分布沿着所述主体的所述第二侧分布来实现所述预定的刚度轮廓。
20.根据权利要求19所述的管心针，其中，所述多个压缩狭槽和所述多个应变释放狭槽中的至少一个还通过包括以下至少一项来实现所述预定的刚度轮廓：
所述多个压缩狭槽中的不同压缩狭槽之间的狭槽尺寸的差异；
所述多个应变释放狭槽中的不同应变释放狭槽之间的狭槽尺寸的差异；
所述多个压缩狭槽中的不同压缩狭槽之间的狭槽类型的差异；以及
所述多个应变释放狭槽中的不同应变释放狭槽之间的狭槽类型的差异。
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