本申请要求于2015年10月30日提交的题为“implantablestimulatingassembly”的临时美国专利申请no.62/248,637的优先权，其发明人为澳大利亚的nicholascharlespawsey，该申请的全部内容整体通过引用并入本文。
背景技术：
：：可能由于许多不同原因而导致的听力损失一般有两种类型：传导性和感觉神经性。感觉神经性听力损失是由于耳蜗中把声音信号转导成神经脉冲的毛细胞的缺失或破坏。市场上可以获得的各种听力假体提供遭受感觉神经性听力损失的个体感知声音的能力。听力假体的一个示例是耳蜗植入物。当向耳蜗中的毛细胞提供声音的正常机械通路受到阻碍(例如，通过损坏听骨链或耳道)时，发生传导性听力损失。因为耳蜗中的毛细胞可能保持完好无损，所以遭受传导性听力损失的个体可能保留某种形式的残余听力。遭受传导性听力损失的个体通常接收声学助听器。助听器依赖于空气传导的原理来向耳蜗传送声学信号。特别地，助听器通常使用位于接受者的耳道中或外耳上的布置来放大由接受者的外耳接收的声音。该放大的声音到达耳蜗，引起外淋巴的运动和听觉神经的刺激。与主要依赖于空气传导的原理的助听器相对照，通常被称为耳蜗植入物的某些类型的听力假体将所接收的声音转换成电性刺激。电性刺激被施加到耳蜗，其产生所接收的声音的感知。技术实现要素：在示例性实施例中，存在一种电极阵列，其包括多个电极以及承载多个电极的电极载体，其中电极载体由粘弹性材料制成。在示例性实施例中，存在一种方法，其包括：获得可植入式部件并且将可植入式部件插入到接受者中，其中在完全插入可植入式部件之后，可植入式部件在没有引起变换的外力释放、外部压力释放、反作用力、质量传递和净能量传递的情况下从第一几何形状变换为第二几何形状。根据另一示例性实施例，存在一种方法，其包括：获得弯曲的电极阵列组件；将电极阵列组件的第一部分插入到处于变形状态的人的耳蜗中，该变形状态由电极阵列组件的松弛的不受约束的状态变形而来，使得该第一部分与电极阵列组件的一部分相对应，该电极阵列组件的一部分延伸电极阵列组件的第一距离，该第一距离从电极阵列的尖端开始到与该尖端接近的、位于耳蜗中的位置；以及构成第一距离的电极阵列的部分以第一角度深度插入到耳蜗中，其中电极阵列组件的第一部分在构成第一距离的第一部分位于耳蜗中之后，实现了大于第一角度插入深度的第二角度插入深度。根据另一示例性实施例，存在一种电极阵列，其包括承载电极的主体，其中该主体被配置为在插入到接受者中而没有任何质量传递进入主体的膨胀的各部分之后，相对于其纵向轴线在径向方向上弹性膨胀，其中主体被配置为使得主体可从完全压缩释放的时间开始，在从完全压缩释放开始不少于约30秒的时间段内，从垂直于纵向轴线的压缩直径膨胀到至少为压缩直径的1.5倍的直径。附图说明参照附图，下文对本发明的实施例进行描述，其中：图1a是在一些示例性实施例中利用的示例性听力假体的透视图；图1b是图1a所图示的耳蜗植入物的可植入式部件的侧视图；图2是图1a和图1b所图示的电极阵列在卷曲方位上的实施例的侧视图；图3a是包括彼此间隔开的22个电极的电极阵列的功能示意图；图3b是电极阵列的一部分的示例性实施例的功能示意图；图3c是图3b所示的处于弯曲状态的示例性实施例的功能示意图；图4是根据示例性实施例的示例性电极阵列的截面视图；图5是其中提供附加细节的图2的示例性电极阵列的侧视图；图6呈现了根据示例性实施例的示例性方法的示例性流程图；图7是根据示例性实施例的另一示例性电极阵列的截面视图；图8呈现了根据示例性实施例的另一示例性方法的示例性流程图；图9呈现了根据示例性实施例的示例性方法的另一示例性流程图；图10a和图10b描绘了在其插入到耳蜗中之后的第一几何形状的电极阵列的侧视图；图11a和图11b描绘了在其插入到耳蜗中之后的第二几何形状的电极阵列的侧视图；图12描绘了在其插入到耳蜗中之后的出于比较目的的第一几何形状的电极阵列和第二几何形状的电极阵列的侧视图；图13是根据示例性实施例的另一示例性电极阵列的截面视图；图14是处于压缩状态的图13的电极阵列的截面视图；以及图15是根据示例性实施例的另一示例性电极阵列的截面视图。具体实施方式图1a是根据示例性实施例的被称为耳蜗植入物100的完全可植入式耳蜗植入物的透视图。耳蜗植入物100是系统10的一部分，该系统10可以在一些实施例中包括如将在下文详述的外部部件。在备选实施例中，耳蜗植入物系统不是完全可植入式系统。通过示例，耳蜗植入物系统包括外部部件，该外部部件包括麦克风和声音处理器。声音处理器处理来自麦克风的信号，并且生成经皮地传送到可植入式部件的信号，该可植入式部件然后使用该信号来刺激组织并且唤起听力感知。应当指出，在一些传统说法中，整个系统10被称为耳蜗植入物，特别是在不可完全植入的耳蜗植入物的情况下。本文中，短语“耳蜗植入物”是指可植入式部件，而短语“耳蜗植入物系统”是指整个系统10。也就是说，短语“耳蜗植入物”与非完全可植入式耳蜗植入物系统的可植入式部件相对应。接受者具有外耳101、中耳105和内耳107。下文对外耳101、中耳105和内耳107的部件进行描述，随后描述耳蜗植入物100。在功能完全的耳朵中，外耳101包括耳廓110和耳道102。通过耳廓110收集声压或声波103并且引导进入并且通过耳道102。跨越耳道102远端设置的是响应于声波103振动的鼓膜104。该振动通过中耳105的三块骨头(统称为听小骨106，并且包括锤骨108、砧骨109和镫骨111)被耦合到椭圆形窗或者卵圆窗112。中耳105的骨头108、109和111用来滤波和放大声波103，从而使得椭圆形窗112响应于鼓膜104的振动而枢转或振动。该振动设立耳蜗140内的外淋巴的流体运动的波。反过来，这种流体运动激活耳蜗140内部的微小毛细胞(未示出)。激活毛细胞使得生成适当的神经脉冲并且通过螺旋神经节细胞(未示出)和听觉神经114传递到其中它们被感知为声音的大脑(也未示出)。如所示出的，耳蜗植入物100包括暂时或永久植入接受者中的一个或多个部件。图1a中示出了具有外部设备142的耳蜗植入物100，该外部设备142是系统10的一部分(连同耳蜗植入物100)，该外部设备142如下文所描述被配置为向耳蜗植入物提供功率。在图1a的说明性布置中，外部设备142可以包括设置在耳背式(bte)单元126中的电源(未示出)。外部设备142还包括经皮能量传递链路的部件(被称为外部能量传递组件)。经皮能量传递链路用来向耳蜗植入物100传递功率和/或数据。各种类型的能量传递(诸如红外(ir)、电磁、电容式和感应传递)可以用来将功率和/或数据从外部设备142传递到耳蜗植入物100。在图1a的说明性实施例中，外部能量传递组件包括形成感应射频(rf)通信链路的一部分的外部线圈130。外部线圈130典型地是由多匝电绝缘的单股/多股铂或金线组成的导线天线线圈。外部设备142还包括位于外部线圈130的多匝导线内的磁体(未示出)。应当领会，图1a所示的外部设备仅是说明性的，并且其他外部设备可以与本发明的实施例一起使用。耳蜗植入物100包括可以位于与接受者的耳廓110相邻的颞骨的隐窝中的内部能量传递组件132。如下文所详述的，内部能量传递组件132是经皮能量传递链路的部件，并且从外部设备142接收功率和/或数据。在说明性实施例中，能量传递链路包括感应rf链路，并且内部能量传递组件132包括初级内部线圈136。内部线圈136典型地是由多匝电绝缘的单股/多股铂或金线组成的导线天线线圈。耳蜗植入物100还包括主可植入式部件120和细长刺激组件118。在本发明的实施例中，内部能量传递组件132和主可植入式部件120被气密地密封在生物相容性外壳内。在本发明的实施例中，主可植入式部件120包括声音处理单元(未示出)，其用来将由内部能量传递组件132中的可植入式麦克风接收的声音信号转换成数据信号。主可植入式部件120还包括刺激器单元(也未示出)，其基于数据信号来生成电刺激信号。电刺激信号经由细长刺激组件118被递送至接受者。细长刺激组件118具有连接到主可植入式部件120的近侧端和植入耳蜗140中的远侧端。刺激组件118通过乳突骨119从主可植入式部件120延伸到耳蜗140。在一些实施例中，刺激组件118可以至少被植入在基底区域116中，并且有时更深。例如，刺激组件118可以朝向耳蜗140的顶端(被称为耳蜗顶点134)延伸。在某些情况下，刺激组件118可以经由耳蜗开窗122被插入到耳蜗140中。在其他情况下，耳蜗开窗可以通过圆窗121、椭圆形窗112、岬123或通过耳蜗140的顶周147来形成。刺激组件118包括电极148的纵向对齐并且远端延伸的阵列146，其沿着其长度而设置。如所指出的，刺激器单元生成通过刺激触点148(其在示例性实施例中为电极)施加到耳蜗140的刺激信号，从而刺激听觉神经114。在示例性实施例中，刺激触点可以是刺激耳蜗的任何类型的部件(例如，机械部件，诸如移动或震动从而刺激耳蜗(例如，通过引起耳蜗中的流体的移动)的压电设备、向耳蜗施加电流的电极等)。本文中所详述的实施例将在利用电极作为元件148的电极组件118方面进行描述。应当指出，备选实施例可以利用其他类型的刺激设备。可以在至少一些实施例中利用刺激耳蜗的任何设备、系统或方法。如所指出的，耳蜗植入物100包括完全可植入式假体，其能够在不需要外部设备142的情况下在至少一段时间内进行操作。因此，耳蜗植入物100还包括存储由外部设备142接收的功率的可再充电电源(未示出)。该电源可以包括例如可再充电电池。在耳蜗植入物100的操作期间，根据需要由电源存储的功率被分配给各种其他植入式部件。电源可以位于主可植入式部件120中、或设置在单独的植入位置中。应当指出，本文中所详述的教导和/或其变型可以与非完全可植入式假体一起利用。即，在耳蜗植入物100的备选实施例中，耳蜗植入物100以及相应的系统100是传统的听力假体。虽然参照耳蜗植入物对本发明的各种方面进行描述(无论是利用电极还是利用刺激触点的设备，其在耳蜗内赋予振动和/或机械流体运动)，但是应当理解，本文中所详述的实施例的各种方面同样可适用于具有电性刺激电极(诸如听觉大脑植入物(abi)、功能性电性刺激(fes)、脊髓刺激(scs)、穿透性abi电极(pabi)等)的阵列的其他刺激医学设备。此外，虽然本文中所公开的实施例是针对电极，但是应当指出，在其他实施例中，本文中所详述的教导可适用于非电性刺激，诸如通过示例但不限于光学刺激、磁性刺激等。实际上，在示例性实施例中，代替电极或附加于电极，感应线圈被用来刺激组织(例如，耳蜗内部的组织)。而且，应当指出，本文中所公开的实施例不限于应用于听力假体。例如，本文中所详述的教导可以适用于视网膜刺激、皮肤刺激等。进一步地，应当指出，本文中所详述的教导可适用于深部脑刺激，并且因此示例性实施例包括利用本文中所详述的教导的深部脑刺激器组件。进一步地，应当指出，本文中的教导可适用于具有所有类型的电性刺激电极(诸如直电极、外周蜗轴电极和短/基底电极)的刺激医学设备。还有，本文中所详述的实施例的各种方面和/或其变型可适用于非刺激性的和/或具有与刺激组织不同的功能性的设备，诸如例如，任何体内动态现象(例如，压力、或与本文中所详述的教导一致的其他现象)测量/感测等，其可以包括：使用这些教导来感测或以其他方式检测除耳蜗之外的位置处(例如，包含大脑的腔室、心脏等内的)的现象。附加实施例可适用于骨传导设备、直接声学耳蜗刺激器/中耳假体、以及常规声学助听器。唤起听力知觉的任何设备、系统或方法都可以与本文中所详述的教导结合使用。本文中所详述的教导可适用于具有弹性特性等的细长引线关于其定位具有实用价值的任何设备、系统或方法。仍关注于耳蜗植入物，图1b是没有系统10的其他部件(例如，外部部件)的耳蜗植入物100的侧视图。耳蜗植入物100包括接受器/刺激器180(主可植入式部件120和内部能量传递组件132的组合)和细长刺激组件118。刺激组件118包括：耳轮区域182，其包括本体183，该本体183中嵌入(例如，在本体是导线引线周围模制的硅树脂或另一生物相容材料的情况下)或以其他方式包含(例如，在本体是导管或管的情况下)耳轮中的电引线导线189(更多内容见下文)；过渡区域184(其可以是本体183的一部分)；近侧区域186；以及耳蜗内区域188。在该实施例中，近侧区域186经由不同的连接185而被连接到过渡区域184，但是在其他实施例中，过渡区域被混合到耳轮区域182(和近侧区域186)中。近侧区域186和耳蜗内区域188形成电极阵列190。刺激组件118从接收器/刺激器180延伸到电极阵列190的部分在本文中被称为引线组件，其由图1a中的附图标记181表示。在示例性实施例中，在将耳蜗内区域188植入到耳蜗中之后，近侧区域186位于接受者的中耳腔中。因此，近侧区域186与刺激组件118的中耳腔子段相对应。在一些示例性实施例中，在近侧区域的外表面上设置凸块187以辅助在将耳蜗内区域插入到耳蜗中的期间操纵电极阵列组件190。电极阵列组件190(并且特别地电极阵列组件190的耳蜗内区域188)支撑多个电极触点148。这些电极触点148各自连接到相应的传导通路，诸如导线、pcb迹线等(未示出，其被连接到接收器/刺激器180)，针对每个电极触点148的相应的刺激电性信号行进通过这些传导通路。应当指出，在一些实施例中，耳轮区域182没有延伸到如图1a所描绘的那么远，并且过渡区域184因此更长。也就是说，在一些示例性实施例中，耳轮区域182基本上不会在接收器/刺激器180和近侧区域186之间延伸全长，而是延伸小于该全长(例如，大约一半距离)，其中剩余距离通过基本上平直的引线导线或者至少不是基本上螺旋的导线来建立。在一些示例性实施例中可以利用使得能够实践本文中所详述的教导和/或其变型的引线导线的任何布置。图2是刺激组件118的一部分的侧视图，其中电极阵列组件190的电极阵列处于卷曲方位，如同当插入在接受者的耳蜗中时的情况，其中电极触点148位于曲线的内侧上。应当指出，仅作为示例而非限制，图1b和图2可以是弯电极刺激组件、或在植入期间或植入后采取中阶位置的中阶组件。图3a图示了按照实施例的尽管在功能上包括被标记为1至22的多个电极148的示例性电极阵列146的更详细视图。在示例性实施例中，每个电极148是与耳蜗植入物100的特定频带通道相对应的电极，其中电极22与最低频带(通道)相对应，并且电极1与最高频带(通道)相对应。简而言之，应当指出，在电极刺激期间唤起听力感知期间，在给定电极刺激水平(例如，电流水平)下激活一个或多个电极148。在示例性实施例中，电极阵列组件190包括至少一个耳蜗内区域，其中电极148的载体(电极载体)由粘弹性材料制成。在示例性实施例中，电极148的载体由粘弹性聚氨酯泡沫制成，其在一些实施例中可以是记忆泡沫、带有增加材料粘度和密度的附加化学物的聚氨酯、诸如在耳塞中使用的材料等。在示例性实施例中，电极载体由粘弹性硅树脂(如区别于非粘弹性硅树脂，诸如nusil的48系列医疗级液体硅树脂橡胶)制成。在示例性实施例中，电极载体由基于每单位体积的材料制成，其在单位体积的基础上，所有其他条件均相同(例如，温度(材料的环境和温度两者))的情况下，展现比由常规硅树脂类材料和橡胶类材料制成的相同电极载体更高的粘度，该常规硅树脂类材料和橡胶类材料是自2010年5月13日以来由美国食品和药品管理局所批准的通常用于医学植入物中、或在一些其他实施例中用于插入到耳蜗中并且永久保留在耳蜗中的耳蜗植入物的部分。“由......制成”是指所讨论的组分占所讨论的材料的重量的至少50.1％(不包括杂质)。在示例性实施例中，所讨论的组分由至少60％、70％、80％、90％或100％重量的所讨论的材料(不包括杂质)来构成。在示例性实施例中，制造电极载体的材料的粘度特征(或者在一些其他实施例中，与粘度特征等同或类似的特征)在单位体积的基础上其他所有条件均相同的情况下具有以下的粘度特征：其为至少约50％、75％、100％、150％、200％、250％、300％、350％、400％、450％、500％、550％、600％、700％、800％、900％、1000％、1100％、1200％、1300％、1400％、1500％、1600％、1700％、1800％、1900％、或2000％、或以1％增量增加的其间的任何值或值范围(例如，451％、33％、180％至1776％等)，其大于非粘弹性硅树脂和/或非粘弹性橡胶和/或食品和药物管理局所批准的一种或多种或全部上文所引用的硅树脂的粘度特征。也就是说，在备选实施例中，电极阵列包括粘弹性材料。在一些实施例中，粘弹性材料在关键位置处被利用。例如，图3b功能性地描绘了示例性电极阵列的一部分，其包括由段322处的非粘弹性材料和段323处的粘弹性材料制成的载体，该粘弹性材料处于受约束的/变形状态。从图3c中可以看出，其表示在移除约束之后图3b的部分，粘弹性段323膨胀，而非粘弹性段322没有膨胀(或者非常小地膨胀)。这里，电极载体使得粘弹性材料的量按重量计小于50％。一些实施例包括实现本文中所详述的教导和/或其变型的粘弹性材料的任何利用。图3b还功能性地描绘了将电极148与接收器刺激器进行信号通信的电引线/导线(由附图标记343表示)。在至少一些实施例中，引线343是不可拉伸的(至少与硅树脂相比较)，并且因此在至少一些实施例中，在弯曲期间会保持相同的长度。因此，在一些实施例中，引线可以建立中性弯曲线，并且因此在弯曲线之外(例如，图3b中的引线343的右侧)的载体材料在矫直期间压缩，并且内部的载体材料(例如，图3b中的引线343的左侧)在拉直期间被拉伸。在一些示例性实施例中，局部粘弹性材料组分将至少基本上(包括完全地)在外部，或至少大于50％(按重量计)在外部，或至少75％在外部(按重量计)，从而将阵列的压缩恢复到弯曲。因而，在示例性实施例中，存在一种电极阵列(诸如图1b的电极阵列190)，其包括多个电极(诸如电极148)以及承载多个电极的电极载体(诸如图4中所描绘的载体491)，其与通过图1b的段4-4截取的耳蜗内部分190的截面视图相对应。在该示例性实施例中，电极载体(例如，491)由粘弹性材料制成。在示例性实施例中，电极阵列190与耳蜗内区域188相对应的非金属和/或不导电的部分(诸如电极载体部分)是由粘弹性材料制成。在示例性实施例中，电极载体491和/或被指定为粘弹性的上文和/或下文所详述的电极阵列的部分中的任一部分由粘弹性硅树脂制成。在示例性实施例中，电极阵列190的电极载体和/或被指定为粘弹性的上文和/或下文所详述的电极阵列的部分中的任一部分不含非粘弹性硅树脂。在示例性实施例中，电极阵列利用非粘弹性硅树脂和/或非粘弹性非金属组分。仅通过示例而非限制，在示例性实施例中，电极阵列190的近侧区域由非粘弹性硅树脂制成，并且耳蜗内区域188由粘弹性硅树脂制成。更进一步地，参考图3b，载体的各部分由非粘弹性硅树脂(例如，部分322)制成，该部分至少部分地被由粘弹性硅树脂(或一些其他材料)制成的部分(诸如部分323)分开。在示例性实施例中，电极阵列的耳蜗内区域188的至少一部分和/或耳蜗内区域188的电极载体的至少一部分是由粘弹性硅树脂制成。图5描绘了其中第一部分588'不由粘弹性硅树脂制成并且第二部分588”由粘弹性硅树脂制成的示例性实施例。还应当指出，第一部分588'和第二部分588”之间的分界可以是突然的/精确的，并且还可以更加混合，如通过示例由分界区域501所指示的。此外，应当指出，在示例性实施例中，如图5中的区域588”所指示的，不由粘弹性硅树脂制成的电极阵列的部分可以延伸到近侧区域186(未插入到耳蜗中的部分)中。从图1b和图2可以看出，在示例性实施例中，一般而言是电极阵列190(特别是耳蜗内区域188、尤其是耳蜗内区域188的电极载体)具有处于不受约束的完全松弛状态的弯曲配置。而且，一般而言是电极阵列190(特别是耳蜗内区域188、尤其是耳蜗内区域188的电极载体)被配置为从基本上平直的(其包括平直的)状态恢复到弯曲状态(在移除产生基本上平直的状态的力时，这是“自动的”)。由于在至少一些示例性实施例中利用的粘弹性材料，一般而言是电极阵列190(特别是耳蜗内区域188、尤其是耳蜗内区域188的电极载体)被配置为：在一些实施例中不少于30秒内、在一些实施例中不少于1分钟内、在一些实施例中不少于1.5分钟内、在一些实施例中不少于2分钟内、在一些实施例中不少于2.5分钟内、在一些实施例中不少于3分钟内、在一些实施例中不少于3.5分钟内、以及在一些实施例中不少于4分钟内，从由电极阵列上的约束力(该力被移除，从而在其移除时开始以上时间段)产生的基本上平直的状态恢复到处于不受约束的松弛状态的弯曲状态。在示例性实施例中，前述弯曲电极阵列是在不受约束的松弛状态下对着至少45度的角度的阵列。在示例性实施例中，前述弯曲电极阵列是在未受约束的松弛状态下对着至少90度的角度的阵列。在示例性实施例中，前述弯曲电极阵列是在未受约束的松弛状态下对着至少135度的角度的阵列。在示例性实施例中，前述弯曲电极阵列是在未受约束的松弛状态下对着至少180度的角度的阵列。在示例性实施例中，前述弯曲电极阵列是在不受约束的松弛状态下对着至少45度、60度、90度、210度、250度、275度、300度、330度、360度、390度、410度或更大的角度、或以1度增量而增加的其间的任何值(例如，100度、67度、177度等)的阵列。在示例性实施例中，弯曲电极阵列被配置为使得在弯曲电极阵列通过至少将电极阵列的耳蜗内部分置于管中(或者简单地由于实际上它被放入管中的事实)并且在其中保持约1.5分钟至约7分钟之间、或至少2分钟、3分钟、4分钟或5分钟的时间段从其不受约束的松弛状态变形而来之后，上述时间特征和弯曲特征在完全从管中移除之后来实现，该管具有的恒定内径不超过3mm、不超过2.5mm、不超过2.0mm、不超过1.5mm或不超过1mm，而且其长度比电极阵列的耳蜗内部分更长，并且通过寻求恢复回到其松弛状态的电极阵列而施加到其上的力来有效地不变形(例如，管可以是由外科用不锈钢制成的不锈钢管，壁厚为5mm)。因此，在示例性实施例中，存在一种电极阵列，其被配置为使得在将其耳蜗内区域植入与上述管中的一个或多个管中、并且在80华氏度和一个大气压下以及在50％的湿度水平下将耳蜗内区域维持在其中至少五分钟之后，继从管中完全移除耳蜗内区域之后，耳蜗内区域花费至少30秒、至少45秒、至少60秒、至少75秒、至少1.5分钟、至少2分钟、至少2.5分钟、至少3分钟、至少3.5分钟、至少4分钟、至少4.5分钟、或在至少5分钟或更长时间，以在不受约束的松弛状态下对着至少45度、60度、90度、210度、250度、275度、300度、330度、360度、390度、410度或更多度、或以1度增量增加的其间的任何值(100度、67度、177度等)的角度。在示例性实施例中，前述电极阵列具有这样的尺寸：其使得在松弛的不受约束的状态下，电极载体在紧邻最近侧电极的位置处的最大外径在约1.1mm和0.15mm之间，或者不大于约1.0mm、0.9mm、0.8mm、0.7mm、0.6mm、0.5mm、0.4mm、0.3mm、0.2mm或以0.01mm增量增加的其间的任何值或值范围，并且电极载体在紧邻最远侧电极的位置处的最大外径不超过大约0.7mm、0.6mm、0.5mm、0.4mm、0.3mm、0.2mm或0.1mm、或者以0.01mm增量增加的任何值或值范围。图6呈现了根据示例性实施例的示例性方法的示例性流程图600。方法600包括方法动作610，其需要获得可植入式部件，诸如通过示例但不限于，植入物144整体或至少其细长阵列118或至少电极阵列190(参考图1b)。方法600还包括方法动作610，其需要将可植入式部件插入到接受者中(其可以通过将电极阵列190植入到耳蜗中(即，植入耳蜗内区域188)来实现)。方法600使用植入物144来执行，该植入物144被配置为使得继完全插入植入式部件之后(相对于植入物144，继耳蜗内区域最终放入耳蜗之后，如下文的图10a和图10b所见)，可植入式部件从第一几何形状变换为第二几何形状(如例如下文的图11a和图11b中所见)，而没有引起和/或建立变换的外力释放、外部压力释放、反作用力、质量传递和净能量传递。在示例性实施例中，这是由于电极载体的粘弹特性而实现的。在示例性实施例中，从第一几何形状变换为第二几何形状的动作完全是没有金属的弹性材料的结果。没有外力释放是指变换不是从移除或松弛施加到电极载体的力开始的和/或不是由其建立的，诸如例如，当所谓的管心针从电极阵列的耳蜗内部分移除时产生的力。在这方面，图7描绘了包括管心针192的电极阵列的示例性实施例(图7与图4相对应，除了添加管心针192之外)。只要除了由移除管心针(部分移除或全部移除)产生的任何变换之外，变换的上述特征还产生，方法600就可以在具有或不具有利用管心针的电极阵列的情况下实践。没有外部压力释放是指变换不是从移除或松弛施加到电极载体的压力开始和/或不是由其建立的，诸如例如，当电极阵列从所谓的插入护套中移除时产生的压力。没有质量传递是指变换不是从由其传送的电极阵列的部件开始和/或不是由其建立的，诸如例如，由溶解的电极阵列的一部分产生的部件。没有反作用力是指变换不是从对表面(例如，接受者的表面、电极阵列的表面等)起反应的力开始和/或不是由其建立的，诸如例如，当电极阵列的一部分弹出或以其他方式延伸到与耳蜗的一部分接触以便从在作用力之前就存在的位置“推动”电极阵列的位置时产生的力。没有净能量传递是指变换不是从去往或来自电极阵列的净能量传递改变开始并且在一些实例中不是由其产生的，诸如例如，当电极阵列完全插入到耳蜗中的时间电极阵列的一部分从其温度加热或冷却时产生的净能量传递改变。在示例性实施例中，执行从第一几何形状变换为第二几何形状的动作，而不相对于发起和/或建立变换的植入物移动任何部件。在示例性实施例中，没有管心针被移动或以其他方式取出，使得变换被发起。在示例性实施例中，没有插入护套(或针对该物质的任何护套)被移动或以其他方式取出，使得变换被发起。应当指出，第一几何形状不一定是受约束的几何形状。在示例性实施例中，再次参考图7，在电极阵列插入到耳蜗中的过程的至少一部分期间，管心针位于电极阵列的至少一部分中。在这方面，在示例性实施例中，电极阵列以不同于第一几何形状和第二几何形状的第三几何形状插入。在示例性实施例中，在管心针被移除之后，作为通常迫使阵列在所有条件相同的情况下比其他情况更平直/较少弯曲的管心针的结果，电极阵列从第三几何形状(与管心针在电极阵列中的存在相关联的几何形状)变换为第一几何形状，并且电极阵列的粘弹特性发起过渡和/或建立从第一几何形状到第二几何形状的变换。在利用插入护套等的场景中也可以是这种情况。重点在于第一几何形状不一定是插入几何形状。实际上，在插入电极阵列以使得弯曲阵列的外侧(远离弯曲阵列围绕其延伸的“中心”的一侧/在电极不完全围绕电极阵列的外圆周延伸的情况下远离电极的一侧)和/或阵列的尖端接触耳蜗的侧壁的情景中，插入力将非常频繁地将电极阵列驱动成远离插入几何形状的几何形状(在至少一些示例性实施例中，驱动的几何形状是前述第一几何形状)。相反，在其中插入过程使得弯曲阵列在插入过程期间延伸到耳蜗中使得弯曲阵列不与耳蜗中的壁中的任一壁接触的实施例中，插入几何形状可以是前述第一几何形状。在示例性实施例中，电极阵列被配置为使得从第三几何形状恢复到第一几何形状和/或第二几何形状的恢复时间足以使外科医生以以下几何形状将电极阵列插入到耳蜗中：该几何形状对应于和/或基本上对应于第三几何形状、和/或该几何形状在第三几何形状和第一几何形状“之间”。在示例性实施例中，这为电极阵列的尖端到达耳蜗的底回(basilturn)的后部提供足够的时间，从而避免尖端折叠。鉴于上文，在示例性实施例中，应当理解，关于方法600，可植入式部件是耳蜗电极阵列(例如，阵列190)，并且将可植入式部件插入到接受者中的动作(方法动作620)需要将可植入式部件插入到耳蜗(例如，人类接受者的耳蜗)中。第一几何形状是至少部分地由耳蜗曲率产生的弯曲几何形状(例如，电极阵列接触耳蜗的侧壁，从而使电极阵列从电极阵列接触耳蜗的侧壁之前的几何形状变形)。在示例性实施例中，第二几何形状是平均曲率半径低于第一几何形状的平均曲率半径的弯曲几何形状(例如，上文所指出的第一距离内的平均曲率半径，或从电极阵列进入耳蜗的点处的耳蜗的内壁延伸到耳蜗尖端的距离内的平均曲率半径等)。鉴于上文，在方法600的示例性实施例中，在可植入式部件是耳蜗电极阵列的情况下，将可植入式部件插入到接受者中的动作(将电极阵列插入到耳蜗中的动作)需要以第三几何形状将可植入式部件插入到接受者的耳蜗中，其中第一几何形状是至少部分地由耳蜗曲率产生的弯曲几何形状(例如，由于来自侧壁与插入几何形状的阻力)，并且第三几何形状是相对于第一几何形状的弯曲几何形状的基本上平直的几何形状或负向弯曲的几何形状中的一种几何形状(应当指出，该第三几何形状不一定是插入几何形状——更多内容见下文)。在这方面，在示例性实施例中，方法600需要获得电极阵列，该电极阵列在至少一些示例性实施例中具有松弛的弯曲状态，使得相对于图1b和图2的参考系，电极阵列以逆时针方向弯曲。换言之，电极阵列弯曲使得电极彼此“看到”更多。方法600还需要使电极阵列从该松弛的弯曲状态变形为平直/基本上平直的配置(或该方法需要获得该平直/基本上平直的几何形状的电极阵列)。在备选实施例中，方法600还需要使电极阵列从该松弛的弯曲状态变形为负向弯曲状态(或者获得处于该负向弯曲状态的电极阵列)，其中电极阵列相对于图1b和图2的参考系顺时针方向弯曲。换言之，电极彼此看到“较少”，正如地球的曲率导致人看到较少的结构一样，因为地球的曲率使部分或全部结构掩蔽。在示例性实施例中，就使电极阵列变形为负向曲率而言可以存在实用价值，因为在至少一些示例性实施例中，在释放施加到电极阵列的力以放置电极阵列和/或将电极阵列保持处于该负向弯曲的几何形状与电极阵列返回其松弛状态的时刻之间的时间比以下时间更长：就释放施加到电极阵列的力以放置电极阵列和/或将电极阵列保持处于基本上平直的几何形状与电极阵列恢复到其松弛状态的时刻之间的时间而言的可能情况下的时间(例如，由于例如与将其进一步从其松弛配置变形相关联的粘弹性材料的应变程度增加)。在示例性实施例中，前者是后者的至少约1.1倍、1.2倍、1.3倍、1.4倍、1.5倍、1.6倍、1.7倍、1.8倍、1.9倍或2倍或更多倍。在示例性实施例中，负向曲率是由电极阵列对着与其松弛状态的角度相反的角度而产生的曲率(但不一定是相同的值)。在示例性实施例中，负向曲率可以导致电极阵列对着的角度大于10度、20度、30度、40度、50度、60度、70度、80度、90度、100度、110度、120度、130度、140度、150度或更高。在示例性实施例中，负向曲率可以导致电极阵列对着以下角度：相对于电极阵列保持处于基本上平直的几何形状的情况而言，该角度满足和/或超过上文所指出的上述时间段。对此的推论是，在示例性实施例中，存在用于迫使电极阵列或以其他方式将电极阵列维持处于几何形状使得其具有前述负向曲率的设备。在示例性实施例中，该设备可以是其中具有与期望的负向曲率相对应的路径的金属和/或塑料块或结构。在示例性实施例中，该设备可以提供有电极阵列。在示例性实施例中，电极阵列可以运送到手术位置等，其中电极阵列在该设备中。也就是说，在示例性实施例中，当外科医生打开包含电极阵列的包装(通常是无菌密封的包装)时，电极阵列已经处于负向弯曲的几何形状中。虽然上文所详述的实施例经常关注于与插入几何形状不同的第一几何形状，但是应当指出，与方法600相关联的第一几何形状可以是插入几何形状。插入过程使电极阵列变形为与插入几何形状不同的另一几何形状的事实不一定防止插入几何形状成为第一几何形状。因而，本文中被指定为第一几何形状的任何几何形状以及本文中被指定为第二几何形状的任何几何形状可以是所讨论的特定几何形状。在其中可植入式部件是耳蜗电极阵列的示例性实施例中，将可植入式部件插入到接受者中的动作需要以第一几何形状将电极阵列插入到接受者的耳蜗中(例如，平直或拉直的几何形状(相对于其自然的/不受约束的/松弛的几何形状)，诸如可以经由利用管心针和/或插入护套等来实现)。在其中可植入式部件是弯曲耳蜗电极阵列的示例性实施例中，将可植入式部件插入到接受者中的动作需要以第三几何形状将可植入式部件插入到接受者的耳蜗中，并且前述第二几何形状是弯曲几何形状。第三几何形状是相对于第二几何形状的弯曲几何形状的基本上平直的几何形状或负向弯曲的几何形状中的一个几何形状，并且第二几何形状比第三几何形状更接近电极阵列的松弛状态。也就是说，在示例性实施例中，第二几何形状不一定是松弛状态。这至少有三个原因，如现在将简要说明的。一般而言，在一些示例性实施例中，上述性能特征是与耳蜗中的插入电极阵列相关联的特征。在这方面，上述性能特征可以是经由实验室测试等实现的特征，其中电极阵列从未插入耳蜗中。在这方面，电极阵列放置成各种几何形状和/或维持本文中所详述的各种几何形状(例如，利用上文所指出的管等)，然后在受控环境中准许完全松弛/恢复到其松弛状态(例如，相对湿度为50％、温度为80华氏度以及大气压为1的环境等)。因而，在示例性实施例中，第二几何形状是松弛几何形状。然而，关于第二几何形状不一定是松弛几何形状的至少三个示例性原因，在示例性实施例中(第一原因)，为了至少评估几何形状与松弛几何形状的一部分相对应的产品的目的，可以考虑第二几何形状。仅通过示例而非限制，第二几何形状可以是与其中电极阵列已经恢复到其松弛几何形状的70％、75％、80％、85％、90％或90％的几何形状相对应的几何形状。例如，在其中电极阵列在360度的松弛状态下对着一角度的示例性实施例中，第二几何结构可以是324度(其松弛几何形状的90％)或288度(其松弛几何结构的80％)等。考虑到第二原因，诸如关于电极阵列实际插入耳蜗中的场景，耳蜗的蜗轴壁可以防止电极阵列实现完全松弛状态。在这方面，依据给定耳蜗的具体几何形状，耳蜗可以在蜗轴壁(或电极阵列围绕其延伸的耳蜗的部分/耳蜗面向电极的部分，其中电极没有完全围绕电极阵列的外圆周延伸等)处具有平均曲率半径，其大于与所讨论的耳蜗的平均曲率半径相关联的电极阵列可能面向耳蜗的部分的各部分处的处于其松弛状态的电极阵列的平均曲率半径。关于第三原因，即使在耳蜗准许这样的结果的场景中，也可以存在实施例，其中电极阵列被防止实现与其松弛状态相对应的几何形状。因此，在一些实例中，前述第二几何形状是电极阵列的松弛状态。在一些实例中，前述第二几何形状是电极阵列的松弛状态的一部分。在一些实例中，前述第二几何形状是当位于由耳蜗的几何形状(和插入几何形状)控制的耳蜗中时电极阵列的最终几何形状。还进一步地，在一些实例中，前述第二几何形状是电极阵列位于由植入物的整体结构控制(其可能受或可能不受耳蜗影响)的耳蜗中时的最终几何形状。在示例性实施例中，从本文中所详述的第一几何形状中的任一第一几何形状(无论是插入几何形状还是由相对于耳蜗侧壁的接触产生的几何形状或预插入几何形状等)到本文中所详述的第二几何形状中的任一第二几何形状的变换至少花费约30秒。在示例性实施例中，从第一几何形状到第二几何形状的变换花费至少约一分钟。在示例性实施例中，从第一几何形状(插入几何形状)到第二几何形状的变换花费至少约30秒、至少约45秒、至少约90秒、至少约105秒、至少约120秒、至少约135秒、至少约150秒、至少约165秒、至少约180秒、至少约3.5分钟、至少约4分钟、至少约4.5分钟、至少约5分钟或更多、或以一秒为增量增加的其间的任何值。应当进一步指出，在示例性实施例中，第一几何形状中的任一第一几何形状可以是本文中所公开的负向弯曲几何形状中的任一负向弯曲几何形状。还应当指出，虽然方法600涉及将可植入式部件(耳蜗电极阵列)插入到耳蜗中，但是在备选实施例中，方法600可以修改为替代为确定给定可植入式部件是否满足给定准则的测试方法。在这方面，在示例性实施例中，本文中将可植入式部件插入到接受者中的任何公开可以用不对可植入式部件进行约束的动作来代替。更具体地，图8详述了确定可植入式部件是否与本文中所详述的教导相对应的示例性方法。图8详述了方法800，其包括方法动作810，该方法动作810需要获得可植入式部件。方法800还包括方法动作810，其需要对可植入式部件进行约束。在这方面，应当指出，在方法800的一些实施例中，所获得的可植入式部件是已经处于受约束的条件下的可植入式部件，使得其从其松弛状态变形。还进一步地，在这方面，应当指出，在方法800的一些其他实施例中，所获得的可植入式部件是处于其松弛状态下的可植入式部件，并且在方法动作810和方法动作820之间的某点处，可植入式部件从松弛状态变形。在示例性实施例中，从其松弛状态的变形可以是本文中所详述的变形中的任一变形，诸如本文中关于可植入式部件是耳蜗电极阵列的情况所详述的变形。在示例性实施例中，从其松弛状态的变形是与本文中所详述的第一几何形状和/或第三几何形状中的任意几何形状相对应的变形。方法800还包括方法动作830，其需要确定从可植入式部件不受约束的时间或从可植入式部件不受约束之后的时间到可植入式部件达到给定几何形状的时间的时间段，该给定几何形状可以在至少在一些示例性实施例中是本文中所详述的第二几何形状中的任一第二几何形状。如果所确定的时间段与所指定的时间段(例如，本文中所详述的时间段中的任一时间段)相对应，则认为可植入式部件与给定配置(例如，本文中所详述的配置)相对应。应当指出，方法800不一定需要以使得可植入式部件被放入接受者的方式来执行。在这方面，方法800可以在实验室等中执行。关于其中在植入可植入式部件的手术期间执行方法800的实施例，所涉及的时间段可以经由使用位于可植入式部件上(例如，诸如尖端处和电极阵列的耳蜗内区域开始时的位置处等)的x射线或标记来确定。图9呈现了另一示例性方法的流程图。在图9中，方法900包括方法动作910，其需要获得弯曲的电极阵列组件。该弯曲的电极阵列组件是电极阵列，其在松弛的不受约束的状态下是弯曲的。无论所获得的电极阵列处于直的几何形状还是处于非弯曲的几何形状(例如，因为其受到其松弛状态的约束)，情况都是如此。方法900还包括方法动作920，其需要将电极阵列组件的第一部分插入到处于变形状态的人的耳蜗中，该变形状态从电极阵列组件的松弛的不受约束的状态变形而来。在示例性实施例中，变形状态是其中电极阵列或至少耳蜗内部分188基本上是平直的状态。如上文所指出的，在示例性实施例中，变形状态是其中电极阵列相对于其松弛状态具有负向曲率的状态。也就是说，在备选实施例中，变形状态是电极阵列被弯曲的状态。该曲率小于其松弛状态的曲率。在本文中所详述的实施例中，执行方法动作920，使得第一部分与电极阵列组件的一部分相对应，该部分延伸电极阵列组件的第一距离，该第一距离从电极阵列的尖端开始延伸到与尖端接近的、位于耳蜗中的位置。在示例性实施例中，第一距离是电极阵列190的耳蜗内部分的距离。执行方法动作920，使得构成第一距离的电极阵列的部分以第一角度深度插入到耳蜗中。图10a和图10b描绘了这样的示例性角度深度，其中第一距离是通过电极阵列的耳蜗内电极部分188的纵向轴线而从电极阵列的尖端到x被测量。更具体地，图10a和图10b描绘了具有侧壁1010和蜗轴壁1020的人耳蜗的截面压缩视图，其中本文中的电极阵列为第一几何形状。在图10a中，相对于电极阵列开始弯曲的位置，电极阵列的方位是90度加上al，其基于图10a的比例约为170度。关于静止的轴线1001和1002，这在于其基于耳蜗的几何形状(以蜗轴为中心，其中轴线1002平行于电极阵列在电极阵列进入第一几何形状的耳蜗的点处的插入方向)，电极阵列对着180度的角度。也就是说，角度深度使得一般而言是电极阵列(特别地是耳蜗内部分)对着约180度的角度。关于图10b(和图11b)，该图描绘了参考系，其描绘了如从穿过圆窗1077的轴线1078测量的第一插入深度(例如，使用圆窗建立轴线中的一个轴线描绘了用于角度插入深度的传统参照系，如区别于图10a的布置)，其中轴线1078和轴线1079延伸穿过用于计算插入深度的传统中心。初始插入深度约为250度。相对于静止的轴线1078和1079，这在于其基于耳蜗的几何形状(以蜗轴为中心，其中轴线1078穿过圆窗1077)，电极阵列对着a1b的角度。也就是说，角度插入深度使得当完全插入到耳蜗中时，一般而言是电极阵列(特别地是耳蜗内部分)对着约250度的角度。关于完全插入在耳蜗中，应当指出，无论哪种情况，这均处于与通过圆窗插入或通过耳蜗造口术插入相对应的插入。在这方面，给定电极阵列被配置为用于特定插入深度。也就是说，给定电极阵列具有给定长度，并且在一些实施例中(诸如图2中的实施例)，在正常植入过程期间将该长度的百分比插入到耳蜗中，电极阵列包括有助于将孔密封到耳蜗中的环197。在一些实施例中，电极阵列包括防止电极阵列进一步插入到耳蜗中的“止动”表面，其中在手术过程期间，外科医生将电极阵列尽可能远地安装到耳蜗中，直到止动件接触耳蜗的外表面或其他结构。在示例性实施例中，方法900还包括固定电极阵列组件(直接或经由固定植入物的另一部分，诸如细长组件118)的动作，使得位于耳蜗中的电极阵列组件的整个部分与第一部分相对应。尽管在至少一些示例性实施例中，在电极阵列从第一几何形状过渡到第二几何形状之前，固定电极阵列的动作可以或不可以被执行，但是与固定电极阵列的动作之后存在的动作相对应的电极阵列的线性插入是与恰好在固定电极阵列之前存在的动作相同，该电极阵列在一些实施例中又是与第一部分相对应的电极阵列。在一些实施例中，刺激组件118的电极阵列和/或另一部分被固定到接受者的结构，使得电极阵列在插入到期望深度之后电极阵列不会进一步进入或移出耳蜗。关于方法900，方法动作920的第一距离是正在使用的电极阵列的完全插入深度(其中实际深度可以依据电极阵列的类型和/或接受者的解剖结构而变化)。也就是说，第一距离可以是主观的，即，它可以是外科医生希望插入电极阵列的距离。在示例性实施例中，如沿着电极阵列的纵向轴线测量的从x到尖端的距离(第一距离)为约15mm、或约16mm、或约17mm、或约18mm、或约19mm、或约20mm、或约21mm。在一些实施例中，第一距离在约12mm至约24mm之间，或者以约0.1mm的增量增加的其间的任何值或值范围。在任何情况下，执行方法900使得关于插入深度/第一距离，电极阵列组件的第一部分在构成第一距离的第一部分位于耳蜗中之后实现大于第一角度插入深度的第二角度插入深度。这在图11a中可见，其中电极阵列的耳蜗内部分相对于原始方位90度加上a2(其在图11a的比例中总计大约200度)成一角度。关于轴线1001和1002，电极阵列对着大约270度的角度，而其先前对着180度的角度(图10a的几何形状)。尖端和x之间的距离与图10中的相同，但是角度插入深度已经得以增加。关于图11b，其描绘了参考系，该参考系描绘了如从穿过圆窗1077(传统参照系，图10b的参考系)的轴线1078测量的第二插入深度的参考系，其中轴线1080延伸通过用于计算插入深度的传统中心，第二插入深度为a2b，其为约350度至约355度。因此，插入深度在图10a和图11a之间增加了约90度至95度。在示例性实施例中，方法900的结果是a1和a2之间的差值增加约30度。基于用于a1和a2的参考系，在示例性实施例中，方法900的结果是使用a1和a2的参考系的对于同一插入距离的第一角度插入深度和第二角度插入深度之间的差值增加至少10度、15度、20度、25度、30度、35度、40度、45度、50度、55度、60度、65度、70度、75度、80度、85度、90度、95度、100度、105度、110度、115度、120度或更高、或以1度增量增加的其间的任何值或值范围。在示例性实施例中，方法900的结果是a1b和a2b之间的差值约为90度。在示例性实施例中，方法900的结果是使用a1b和a2b的参考系的对于同一插入距离(线性插入距离)的第一角度插入深度和第二角度插入深度之间的差值增加75度。在示例性实施例中，方法900的结果是再次使用a1b和a2b的参考系的对于同一插入距离的第一角度插入深度和第二角度插入深度之间的差值增加至少10度、15度、20度、25度、30度、35度、40度、45度、50度、55度、60度、65度、70度、75度、80度、85度、90度、95度、100度、105度、110度、115度、120度或更大、或以1度增量增加的其间的任何值或值范围。图12描绘了出于比较的目的同时处于图10a和图11a的两个不同的角度插入深度处的电极阵列190。使用传统参照系(图10b和图11b的参考系)测量的角度插入深度在本文中被称为基于圆窗参照系。可以看出，在示例性实施例中，可以在没有引起电极阵列实现弯电极位置从前弯电极(pre-perimodiolar)位置的变换的外力释放、外部压力释放、反作用力、质量传递和净能量传递的情况下，实现电极阵列的弯电极位置。参考图10a和图10b，应当指出，图10a和图10b所示的几何形状与上文所指出的方法600的第一几何形状相对应。图11a和图11b所示的几何形状与上文所指出的方法600的第二几何形状相对应。上文所指出的第三几何形状可以是处于基本上拉直的配置的电极阵列，其中在电极阵列插入到耳蜗中时，耳蜗的侧壁将电极阵列从第三几何形状变形为第一几何形状。鉴于上文，在示例性实施例中，执行方法900(或为此，本文中所详述的任何其他方法)，其中将电极阵列组件的第一部分(从尖端到图10a至图12中的x的部分)插入到耳蜗中的动作需要插入第一部分，使得第一部分不接触耳蜗的蜗轴部分，直到电极阵列组件插入第一距离之后为止。也就是说，在备选实施例中，电极阵列具有这样的配置，使得示例性方法需要将电极阵列组件插入到耳蜗中第一距离，而电极阵列不接触耳蜗的侧壁(除了潜在地接近插入位置的侧壁的部分)并且电极阵列不接触蜗轴壁，至少直到第一部分完全插入到电极阵列中之后为止。在这方面，在示例性实施例中，方法900通过相对于从第一几何形状和/或第三几何形状到第二几何形状的变形对发生电极阵列的变形进行“定时”来执行。仅通过示例而非限制，在示例性方法中，当通过示例以基本上平直的配置和/或负向弯曲配置约束的受约束的电极阵列不受约束时，电极阵列开始变形为(或者更准确地说，朝向，因为耳蜗的几何形状可以防止它最终达到其不受约束的状态)其不受约束的状态(例如，弯曲)。随着电极阵列变形为/朝向不受约束的状态，电极阵列逐渐插入到耳蜗中，使得到其不受约束的状态的变形速率通过其插入速率来排序，以使一般而言是电极阵列或更具体地是其耳蜗内部分188避免与侧壁接触。在示例性实施例中，电极阵列以这样的配置被插入：即，使得其实现中阶插入，该插入通过将由于电极阵列的粘弹特性引起的逐渐变形过程与插入深度相关来实现。对上述的推论是，在示例性实施例中，电极阵列被配置为使得电极阵列的更远侧部分更快地变形和/或以与电极阵列的更多侧向部分不同的速率来变形，以便更好地符合耳蜗的内部几何形状。因此，在示例性实施例中，电极阵列可以被配置为使得相对于沿着电极阵列的位置，从不受约束的状态的变形速率是非线性的。在示例性实施例中，在释放对电极阵列的约束和/或放松对电极阵列的约束时，从第一几何形状和/或第三几何形状到第二几何形状的前述变形自动地发生。对此的推论是，在示例性实施例中，电极阵列组件相对于第一角度插入深度实现第二角度插入深度的动作自动地发生。在示例性实施例中，前述自动发生一般而言是电极阵列的第一部分的一部分(特别是电极阵列的耳蜗内部分)的粘弹特性的结果。应当指出，在一些示例性实施例中，从第一角度插入深度到第二角度插入深度的前述改变在没有引起从第一角度插入深度到第二角度插入深度的变换的外力释放、外部压力释放、反作用力、质量传递和净能量传递的情况下被发起和/或执行。在示例性实施例中，第一角度插入深度与第一几何形状的电极阵列的几何形状相对应，并且第二角度插入深度与第二几何形状的电极阵列的几何形状相对应。因此，与第一几何形状和/或第二几何形状相关联的上述时间特征中的任一时间特征或与之相关联的任何其他特征还可以适用于第一角度插入深度和第二角度插入深度。应当指出，虽然到目前为止所详述的实施例已针对角度插入深度改变和/或几何形状由于例如电极阵列的弹性特性而改变的场景，但是应当指出，代替或附加于此的一些其他实施例也涉及电极阵列相对于径向方向的尺寸/几何形状的改变。在这方面，在示例性实施例中，存在可植入式装置，其包括电极阵列，该电极阵列包括承载电极的主体(例如，电极载体491)，其中主体被配置为在插入到接受者中而没有任何质量传递进入主体的膨胀的各部分中之后，相对于纵向轴线(例如，电极阵列的纵向轴线)在径向方向上弹性膨胀。在该示例性实施例中，主体被配置为使得主体可从完全压缩释放时开始，在从完全压缩释放开始不少于约30秒的时间段内，从垂直于纵向轴线的压缩直径膨胀到至少为压缩直径的1.5倍的直径。在示例性实施例中，主体被配置为使得主体可从完全压缩释放时开始，在以下时间段内从垂直于纵向轴线的压缩直径膨胀到至少为压缩直径的1.5倍的直径：不少于约20秒、30秒、40秒、50秒、60秒、70秒、80秒、90秒、2分钟、2.5分钟、3分钟、3.5分钟、4分钟、4.5分钟或5分钟或更长时间、或以一秒增量增加的其间的任何值或值范围。图13描绘了处于完全松弛状态的电极阵列的示例性耳蜗内部分188的截面视图，其具有可以看到的直径d1。图14描绘了压缩状态下的示例性耳蜗内部分，其被压缩以使得d2为d1的约66.67％。这种压缩可能是由于例如利用插入护套等导致的压缩(详细内容见下文)。在示例性实施例中，d2需要上述时间段以返回到d1。应当指出，图13和图14的实施例是出于概念目的而呈现的。在这方面，尽管图14的实施例被描绘为其主体从电极148的侧部拉开(其不随着主体的变形而变形)，但是在备选实施例中，电极阵列被配置为使得主体附着到电极阵列的侧部。在示例性实施例中，主体1388(电极载体)由泡沫制成。在示例性实施例中，主体1388由粘弹性材料制成。因此，在示例性实施例中，主体是粘弹性泡沫。在至少一些示例性实施例中，相对于没有起泡的情况，泡沫可以增强粘弹特性。应当指出，相对于图9至图12的实施例，可以使用粘弹性或其他方式的前述泡沫。在示例性实施例中，泡沫类似于用于耳塞等中的泡沫。实际上，在示例性实施例中，泡沫与商用级耳塞中使用的泡沫相对应。在示例性实施例中，如图15所见，主体1388至少部分地被覆盖或以其他方式封闭在可膨胀皮肤1389中。在这方面，皮肤可以覆盖泡沫或以其他方式保护泡沫免受体液等的影响。在示例性实施例中，皮肤可以由软硅树脂制成，其提供电极阵列的平滑连续的外表面。鉴于以上所述，可以看出，在示例性实施例中，存在一般而言的一种电极阵列，特别是由粘弹性材料制成的一种耳蜗内部分，该粘弹性材料相对于在变形后恢复到原来形式具有相对缓慢的恢复时间。仅通过示例而非限制，所有其他条件相对于由cochlearltd在2015年生产的非粘弹性硅制成的弯曲电极阵列而言相同。在商品名contouradvancetm和slimmodiolartm下，在完全释放对电极阵列的约束之后，相对于恢复到原始形式的至少80％、85％、90％、95％或在一些实施例中100％，由粘弹性材料制成的至少一些实施例的恢复时间比上述非粘弹性电极阵列的恢复时间慢至少2倍、3倍、4倍、5倍、6倍、7倍、8倍、9倍、10倍、11倍、12倍、13倍、14倍、15倍、16倍、17倍、18倍、19倍、20倍、21倍、22倍、23倍、24倍、25倍、26倍、27倍、28倍、29倍、30倍或更多。应当指出，在示例性实施例中，插入工具(诸如插入护套)被用来将电极阵列置于前述第三几何形状中，如上文所详述的，该几何形状可以基本上是平直的(包括平直的)，或者该几何形状可以是负向弯曲的。在利用插入护套的实施例中，插入护套可以被利用而不需要将插入护套置入耳蜗中。实际上，在示例性实施例中，关于横向扩展的电极阵列，插入护套将电极阵列压缩到小于其松弛状态的直径，并且由于电极阵列的粘弹特性，电极阵列将保持在相对于其松弛直径的减小的直径下足够的时间段，以便电极阵列在插入护套不受约束之后插入到耳蜗中(例如，在离开插入护套的末端之后/从插入护套的末端弹出之后)。在至少一些示例性实施例中，利用粘弹性材料、泡沫材料或其他方式可以使得电极阵列能够以最小的慢性接触压力符合耳蜗的各种尺寸和/或形状。在示例性实施例中，电极阵列的粘弹性材料可以被配置为使得电极阵列的外圆周向外膨胀，从而由于粘弹性材料从压缩状态膨胀导致与电极的外圆周相比相对于侧向方向将电极阵列的外圆周推得更远。由于电极阵列从第一几何形状变换为第二几何形状，在电极阵列到达蜗轴壁之前，这会在耳蜗的表面电极和蜗轴壁之间提供“缓冲”。因为电极阵列的外径可以被压缩，所以耳蜗吻合术或进入圆窗等的插入口的直径可以小于为了容纳处于不受约束的状态的电极阵列(或者更准确地，具有这些特征的电极阵列，但可能将比根据本文中所详述的一些示例性实施例的情况更快地扩展到不受约束的直径)的“完整”直径而需要的直径。还进一步地，在示例性实施例中，电极阵列可以被配置为空间填充阵列。在示例性实施例中，本体(载体)可以被挤压在护套等的内部(或者在前述的压缩工具等中)。由于其相对缓慢的膨胀(相对于经由使用非粘弹性材料的可能情况)，电极阵列可以以压缩直径插入到耳蜗中，之后电极阵列膨胀以填充(或至少部分地填充)耳蜗内的空间、或至少填充基底区域中的耳蜗的一部分。在示例性实施例中，电极阵列可以膨胀以接触耳蜗的内壁，从而将电极“推”向蜗轴壁。在示例性实施例中，电极阵列可以膨胀以在一个或多个位置处接触耳蜗的内部，从而提供防止移动的“支架”。在示例性实施例中，该空间填充/支撑特征可以相对于在最膨胀状态下具有较小直径的电极阵列的情况减少电流损失的量。还进一步地，在示例性实施例中，该膨胀特征可以用于提供电极阵列的机械固定，从而相对于不存在该膨胀的情况，降低了迁移风险。在示例性实施例中，电极阵列的空间填充(包括部分填充)性质使耳蜗内的外淋巴液中的至少一些外淋巴液移位，从而相对于体液不移位的情况，减少电流损失。在示例性实施例中，制造载体的粘弹性材料是于2012年12月27日由uspto公开的题为“viscoelasticsiliconrubbercompositions”的美国专利申请公开号20120329896的粘弹性硅树脂。在示例性实施例，制造载体的粘弹性材料具有美国专利申请公开号20120329896中公开的一个或多个或所有实施例的一个或多个或全部特性。在示例性实施例中，存在一种示例性方法，其包括：获得弯曲的电极阵列，进入耳蜗的内部，以从松弛的不受约束的弯曲状态变形而来的变形状态将电极阵列插入到耳蜗中，其中在进入耳蜗之后，电极阵列的至少一部分保持基本上处于相同的变形状态。该示例性方法还包括：在进入耳蜗之后，手术地关闭接受者的手术开口。执行该方法，使得在手术地关闭外科手术开口的动作之后，在进入耳蜗内部的动作之后进入耳蜗的所有部件保持在耳蜗中。在这方面，没有管心针进入耳蜗(实际上，没有使用管心针)。应当指出，如果包含管心针的阵列的部分进入耳蜗，则完全位于电极阵列内的管心针仍位于耳蜗中。还进一步地，在这方面，没有插入护套进入耳蜗。还进一步地，在这方面，没有可溶解的物质会溶解到耳蜗的液体中，其又被溶解到身体的其他部分，从而留下耳蜗。应当指出，本文中所详述的一些和/或全部教导可以与听力假体(诸如耳蜗植入物)一起使用。尽管本文中所详述的实施例已经针对耳蜗植入物，但是其他实施例可以针对其他类型的听力假体中的应用，诸如通过示例，医疗设备中使用的其他类型的电极阵列(例如，起搏器、神经刺激器、深部脑刺激器等)。实际上，实施例可以与利用植入式电极阵列或甚至非植入式阵列的任何类型的医疗设备一起使用。还进一步地，本文中所详述的教导不限于电极阵列，而是可以与任何植入物一起使用，只要本文中所详述的教导和/或其变型具有实用价值。应当指出，关于本文中所详述的一个或多个实施例的任何公开可以与关于本文中所详述的一个或多个其他实施例的任何其他公开相结合来实践。应当指出，一些实施例包括一种利用具有本文中所详述的一个或多个或全部教导和/或其变型的装置和系统的方法。在这方面，应当指出，本文中的设备和/或系统的任何公开还与至少以利用其功能性的方式来利用本文中所详述的设备和/或系统的公开相对应。进一步地，应当指出，制造方法的任何公开与由该制造方法产生的设备和/或系统的公开相对应。还应当指出，本文中的设备和/或系统的任何公开与制造该设备和/或系统的公开相对应。而且，本文中的方法动作的任何公开也与用于执行该方法动作的系统和/或设备相对应。此外，本文中的设备和/或系统的任何公开与使用该设备和/或系统的方法、以及使用本文中所公开的特征来操纵该设备和/或系统的方法的公开相对应。虽然上文对各种实施例进行了描述，但是应当理解，它们仅通过示例而非限制来呈现。对于相关领域的技术人员来说清楚的是，在不背离本发明的精神和范围的情况下，可以在其中进行形式和细节上的各种改变。因此，本发明的宽度和范围不应受到上文所描述的示例性实施例中的任一示例性实施例的限制，而应当仅按照以下权利要求及其等同物来限定。当前第1页12当前第1页12